DE69631607T2

DE69631607T2 - Voreinstellung der kontrastastanhebung bei computer-gestützter tomographie mittels rückkopplung

Info

Publication number: DE69631607T2
Application number: DE69631607T
Authority: DE
Inventors: Kyongtae T. Bae; P. Jay HEIKEN; A. James BRINK
Original assignee: BHB LC
Current assignee: BHB LC
Priority date: 1995-10-06
Filing date: 1996-09-30
Publication date: 2004-12-23
Anticipated expiration: 2016-10-01
Also published as: JP3553968B2; US5687208A; EP0869738A1; DK0869738T3; CA2234050A1; EP0869738A4; ES2216068T3; DE69631607D1; WO1997012550A1; ATE259621T1; AU7381796A; EP0869738B1; JP2000506398A

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf eine Vorrichtung zum Vorhersagen der Organspezifischen Kontrastverstärkung vor einem Computertomographie-Scan eines Patienten. Genauer bezieht sich diese Erfindung auf eine Computersimulation des Kontrastmitteltransports durch den Körper, um eine Organ-spezifische Verstärkung in Patienten mit variabler Größe und mit variablem Gewicht, die verschiedenen Kontrastmittel-lnjektionsprotokollen ausgesetzt werden, vorherzusagen, um die Auswahl eines geeigneten Injektionsprotokolls vor Beginn des Scans durch einen Betreiber zu ermöglichen und um Messungen des wirklichen Kontrastmitteltransports durch den Körper nach der Injektion als Rückkopplung zu verwenden, um die Vorhersagen zu verifizieren und zu kalibrieren.
Hintergrund der Erfindung
Die Computertomographie (CT) ist ein weit verbreitetes Diagnosebilderzeugungsverfahren, das den Röntgenstrahlen-Schwächungskoeffizienten von Materie misst. Dieser Röntgenstrahlen-Schwächungskoeffizient wird hinsichtlich Hounsefield-Einheiten (HU) dargestellt. Während eines CT-Scan wird ein parallelgerichtetes Röntgenstrahlenbündel auf den Patienten gerichtet und durch einen Detektor, dessen Antwort an einen Computer gesendet wird, die geschwächte Reststrahlung gemessen. Der Computer betrachtet den Ort des Patienten und die räumliche Beziehung des Röntgenstrahlenbündels zu dem Bereich von Interesse. Der Computer analysiert das Signal von dem Detektor, so dass ein visuelles Bild rekonstruiert und auf einem Monitor angezeigt werden kann. Daraufhin kann das Bild betrachtet oder zur späteren Auswertung gespeichert werden.
Die Hounsefield-Einheiten widerspiegeln die relative Absorption der CT-Röntgenstrahlen durch die Materie, wobei die Absorption mit der Ordnungszahl, mit der Elektronendichte, mit der physikalischen Dicke dieser Materie und mit dem Energiespektrum der Röntgenstrahlen zusammenhängt. Wegen der Ähnlichkeit der Elektronendichte verschiedener Gewebe in dem Körper führen CT-Scans gelegentlich zu einer schlechten Bilderzeugung. In einem Versuch, unter solchen Umständen bessere Ergebnisse zu erhalten, kann ein Kontrastmittel wie etwa Iod in den Blutstrom des Patienten injiziert werden, um die relative Strahlenundurchlässigkeit der Gewebe zu ändern und die gesamte Diagnosewirksamkeit zu verbessern.
Bei der Verwendung eines Kontrastmittels ist es äußerst wichtig, den Zeitpunkt des Scans mit dem Zeitpunkt der größten Niveaus des Kontrastmittels in dem Bereich von Interesse, in einigen Fällen in Bezug auf einen Schwellenwert, zu koordinieren. Da das Kontrastmittel in den Blutstrom injiziert wird, können viele physiologische Faktoren die Startzeit und die Dauer eines ausreichenden Niveaus des Kontrastmittels in dem Bereich von Interesse beeinflussen. Da das kardiovaskuläre System die Mittel für den Kreislauf des Kontrastmittels durch den Körper bereitstellt, nachdem es in den Blutstrom injiziert worden ist, kann z. B. das Herzzeitvolumen eines Patienten eine erhebliche Wirkung auf die Verteilung des Kontrastmittels sowie auf die Zeit, die es dauert, bis das Kontrastmittel ein besonderes Organ oder Gefäß erreicht, haben.
Das momentane Verständnis der intravenösen Kontrastverstärkung wird weiter verkompliziert durch Mehrfachwechselwirkungsfaktoren einschließlich des Kontrastmitteltyps, des Kontrastmittelvolumens und der Kontrastmittel-Konzentration, der Injektionstechnik, der Kathetergröße und -stelle, der Scan-Technik, der Patienteneigenschaften und der Gewebeeigenschaften. Von diesen Faktoren, die alle einen Einfluss auf die Kontrastverstärkung haben, sind die Variablen, die nicht gesteuert werden können, jene, die sich auf den Patienten beziehen. Diese umfassen das Alter, das Geschlecht, das Gewicht, die Größe, den kardiovaskulären Status, die Nierenfunktion sowie den weiteren Krankheitsstatus. In den vergangenen zehn Jahren sind viele klinische Untersuchungen berichtet worden, die verschiedene intravaskuläre Kontrastmittel und Injektionsprotokolle getestet haben. Dennoch stützt sich die Kontrastverstärkung in vieler Hinsicht anstatt auf die strenge quantitative Analyse des Mechanismus der Kontrastverstärkung immer noch stark auf die Erfahrung und Intuition des Arztes.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung schafft eine Vorrichtung zur Vorhersage des gewebespezifischen Körperhabitus, der verschiedenen Kontrastmittel-Injektionsprotokollen ausgesetzt wird. Die Erfindung wird in einem Computerprogramm implementiert, und der Computer selbst kann in Übereinstimmung mit einer Wahl des Betreibers außerdem zur Steuerung des CT-Scans verwendet werden. Ein solches physiologisches Modell der Kontrastverstärkung besitzt viele potentielle klinische Anwendungen.
Die vorliegende Erfindung nutzt ein Kompartimentmodell des menschlichen kardiovaskulären Systems und weist jedem Kompartiment des Modells Differentialgleichungen zu, die den Massentransport beschreiben. Um eine Eingabe in die Gleichungen zu liefern, wurden unter Verwendung verfügbarer Daten Bereichskreislaufparameter wie etwa das Blutvolumen, der Bereichsblutfluss und das extrazelluläre Fluidvolumen geschätzt. Um die Verteilung und Ausbreitung eines intravaskulär verabreichten Kontrastmittels zu beschreiben, wurden lokale Gewebestrukturen wie etwa Organe und Gefäße mathematisch modelliert. Daraufhin wurde durch Integration der Bereichskreislaufparameter mit den Modellen der lokalen Gewebestrukturen ein globales Modell gebildet.
Die vorliegende Erfindung, die in einem Computerprogramm implementiert ist, ermöglicht eine genaue Vorhersage der zeitlich veränderlichen Verteilung und Konzentration des Kontrastmittels in dem Körper. Dies ermöglicht seinerseits, dass ein Betreiber für ein besonderes Injektionsprotokoll den Zeitpunkt und die Dauer der maximalen Verstärkung in einem spezifischen Organ oder Gewebe in einem Patienten vorhersagt. Am wichtigsten ist, dass der Betreiber die vorliegende Erfindung verwenden kann, um basierend auf Ausgabedaten von dem Programm den Zeitpunkt, an dem ein Scan gestartet werden sollte, und die Dauer des Scans vorherzusagen. Diese Ausgabe kann die Form eines Datenstroms annehmen oder kann eine graphische Darstellung der Kontrastverstärkung in Abhängigkeit von der Zeit sein. Mit fortgeschritteneren Generationen von CT-Maschinen wie etwa Spiral- und Schrauben-CT-Scannern, wie sie im Gebiet bekannt sind, kann eine typische Scan-Prozedur innerhalb etwa 30 Sekunden abgeschlossen werden. Die vorliegende Erfindung ermöglicht, dass ein Betreiber ein Injektionsprotokoll auswählt, das sicherstellt, dass der gesamte Scan während einer Periode maximaler Verstärkung stattfindet und dass er stattfindet, während die Verstärkung einen geeigneten Schwellenwert übersteigt.
In Stand der Technik gibt es Vorrichtungen, die Kontrastverstärkungsniveaus für einen Bereich von Interesse überwachen und ausgeben. Unter Verwendung dieser Vorrichtungen des Standes der Technik injiziert ein Betreiber das Kontrastmittel in den Patienten, betrachtet er die Ausgabe und bestimmt er basierend darauf, wann das in dem Bereich von Interesse des Patienten erreichte Verstärkungsniveau akzeptabel wird, wann ein Scan zu beginnen ist. Die Vorrichtungen des Standes der Technik erfordern die Injektion des Kontrastmittels sowie Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis des Bereichs von Interesse. Beispielsweise wird im Stand der Technik die Injektion eines Kontrastmittels gestartet, wobei die Vorrichtung des Standes der Technik das Verstärkungsniveau in dem Bereich von Interesse in regelmäßigen Intervallen überwacht und eine Ausgabe liefert. Der Betreiber kann die Ausgabe betrachten und daraufhin entscheiden, wann der Scan zu beginnen ist.
Die Techniken des Standes der Technik zur Bestimmung des Verstärkungsniveaus in einem Organ enthalten einen Prescan mit niedriger Dosis des Organs während der Injektion des Kontrastmittels. Ein solches Beispiel ist das US-Patent Nr. 5.459.769 an Brown. In Brown werden nach einer kurzen Verzögerung bei der Initiierung der Injektion Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis des zu durchmusternden Organs genommen. Aus den Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis werden Bilder konstruiert und die Bilder für den Betreiber angezeigt, um zu bestimmen, wann das Verstärkungsniveau in dem Organ ausreicht, um einen Scan mit voller Dosis zu beginnen.
Die vorliegende Erfindung ist eine erhebliche Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik, da sie die Vorhersage von Kontrastverstärkungsniveaus und der Dauer dieser Verstärkung von Niveaus vor Injektion des Kontrastmittels und ohne die Notwendigkeit von Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis ermöglicht. Da verschiedene Injektionsvariablen wie etwa die Geschwindigkeit und die Konzentration die Verstärkungsniveaus ändern können, ermöglicht die vorliegende Erfindung außerdem die Berechnung verschiedener Alternativen, um das beste Injektionsschema für einen besonderen Patienten auszuwählen. Die Vorrichtungen des Standes der Technik helfen dem Betreiber nicht einmal zu bestimmen, ob ein besonderer Patient mit einem spezifischen Körperhabitus mit einem gegebenen Injektionsprotokoll ein gewünschtes Schwellenverstärkungsniveau überhaupt erreicht.
Somit kann ein Scan nicht abgeschlossen werden, wobei der gesamte Prozess einschließlich einer zweiten Injektion wiederholt werden muss, wenn das Schwellenverstärkungsniveau hier wegen des spezifischen Körperhabitus des Patienten oder eines falschen Injektionsprotokolls für den besonderen Patienten nie erreicht wird. Selbst dann kann der Betreiber nicht sicher sein, dass die überarbeitete Injektion basierend auf dem spezifischen Körperhabitus dieses Patienten und dem Injektionsprotokoll ein gewünschtes Schwellenverstärkungsniveau erreicht, noch, ob das Schwellenniveau, falls es erreicht wird, während der Gesamtheit einer gewünschten Scan-Dauer aufrechterhalten wird. Wie unten ausführlicher erläutert wird, ist dies besonders wichtig für Scans bestimmter Gewebe, deren Kontrastverstärkungsverhalten kompliziert ist.
Außerdem ermöglicht die vorliegende Erfindung, dass ein Betreiber die Kollimation oder die Schichtdicke und die CT-Tischgeschwindigkeit einstellt, um einen Scan zu optimieren. Während eines CT-Scan liegt ein Patient auf einem Tisch, der sich vom Kopf bis zur Fußspitze vertikal und über den ausgewählten Bereich von Interesse durch den CT-Scanner bewegt. Die Kollimation oder die Schichtdicke ist die Dicke der Schicht des Körpers des Patienten, die transaxial gescannt wird. Üblicherweise kann der Tisch mit einer Geschwindigkeit des bis zu Zweifachen der Kollimationsdicke pro Sekunde bewegt werden. Unter Verwendung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung kann ein Betreiber die Kollimationsgeschwindigkeit und die Tischgeschwindigkeit optimieren. Beispielsweise weiß der Betreiber, dass eine erhöhte Tischgeschwindigkeit oder eine erhöhte Kollimationsdicke verwendet werden müssen, um sicherzustellen, dass der gesamte Scan während der Zeitdauer der maximalen Verstärkung abgeschlossen wird, falls es eine begrenzte Periode der Schwellenverstärkung gibt. Beim Stand der Technik ist die Anpassung des Scans weniger genau.
In der vorliegenden Erfindung ermöglicht das Computerprogramm, dass ein Betreiber bestimmt, wie lange das vorhergesagte Verstärkungsniveau die Schwellenverstärkung übersteigt. Diese Informationen liefern für den Betreiber ein Mittel, um verschiedene Scan-Parameter wie etwa die Scan-Dauer, die Scan-Startzeit und die Tischgeschwindigkeit einzustellen, um sicherzustellen, dass der Scan während einer Periode stattfindet, wenn die vorhergesagte Verstärkung über einer Schwellenverstärkung liegt. Somit ist die Erfindung eine erhebliche Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik.
Aufbauend auf die wie oben beschriebene Erfindung haben die Erfinder diese dadurch verbessert, dass sie ein Verfahren geschaffen haben, um die vorhergesagten Verstärkungsniveaus zum Optimieren des Injektionsprotokolls und zum Einstellen der Injektionsparameter zu verwenden, um die Zeitdauer, in der das vorhergesagte Verstärkungsniveau den Schwellenwert übersteigt, zu erhöhen oder zu verringern. Außerdem haben die Erfinder diese dadurch verbessert, dass sie ein Mittel geschaffen haben, um die optimale Scan-Startzeit zu bestimmen, wenn das vorhergesagte Verstärkungsniveau den Schwellenwert während einer Periode, die groß gegen die Scan-Dauer ist, übersteigt.
Die vorliegende Erfindung kann auf viele Arten einschließlich eines getrennten Computers oder integriert mit dem Computer einer CT-Maschine implementiert werden. Alles, was erforderlich ist, ist ein mit den Steuerungen der Maschine programmierter Computer, in den die Erfindung integriert ist. Außerdem kann die vorliegende Erfindung in einem Kontrastmittelinjektionssystem implementiert werden, das mit einem Computer zur Vorhersage der Kontrastverstärkung für gegebene Eingaben der Patientenparameter und des Kontrastmittel-Injektionsprotokolls ausgestattet ist. Auf diese Weise werden unter Verwendung der Injektionseinrichtung leicht Einstellungen an dem Injektionsprotokoll vorgenommen.
Die Kontrastmittelinjektionseinrichtung mit einem Computer mit der darin programmierten Erfindung kann als ein vollständig integriertes System mit einem CT-Scanner oder als ein unabhängiges System betrieben werden. Wenn die vorliegende Erfindung als ein Teil eines Computersystems verwendet wird, das sowohl mit einem Injektionssystem als auch mit einem CT-Scanner, der mit einer Prescan-CT mit niedriger Dosis ausgestattet ist, integriert ist, kann der optimale Satz der Scan-Parameter basierend auf wirklichen Verstärkungsmessungen eingestellt werden, die mit einem Scan mit niedriger Dosis erfasst werden.
Die vorliegende Erfindung kann für Variable, die die Verstärkungsniveaus beeinflussen, Standardwerte verwenden und außerdem die Eingabe Patienten-spezifischer Werte ermöglichen. Beispielsweise kann ein besonderer Patientenhabitus so sein, dass die Standardwerte für Variable wie etwa das Blutvolumen, den Blutfluss usw. keine genaue Vorhersage der Verstärkungsniveaus liefern. Die Erfindung nutzt mehrere Verfahren, um solche Situationen zu lösen. Ein Verfahren ermöglicht die Eingabe Patienten-spezifischer Informationen, um den Betrieb an den besonderen Patienten anzupassen. Dies umfasst Patienten-spezifische Variable wie etwa das Gewicht, das Alter, die Größe und das Geschlecht. Diese Variablen können gemessen und eingegeben werden, um die Standardvariablen dementsprechend einzustellen.
Gelegentlich kann es sein, dass andere Variable, die nicht leicht messbar sind, modifiziert werden müssen. Wie im Gebiet wohlbekannt ist, kann das Herzzeitvolumen nicht so leicht wie die Größe oder das Gewicht gemessen werden. Natürlich hat ein Patient mit einer bekannten Herzfehlervorgeschichte oder im erhöhten Alter höchstwahrscheinlich ein Herzzeitvolumen unter dem Normalen. Wenn das der Fall ist, ermöglicht die Haupterfindung die dementsprechende Einstellung der Standardvariablen.
Die Erfindung ermöglicht, dass der Betreiber mehrere alternative Werte für das Herzzeitvolumen auswählt und eine Familie oder vorhergesagte Verstärkungskurven für jeden Wert erzeugt. Nachdem die Injektion des Kontrastmittels gestartet worden ist, können die wirklichen Messungen der Verstärkung mit den Anfangsabschnitten der Kurvenfamilie verglichen werden, um zu bestimmen, welches Familienmitglied den wirklichen Werten am nächsten ähnelt. Auf diese Weise kann frühzeitig in dem Scan und bevor der Schwellenwert erreicht worden ist eine Auswahl getroffen werden, welche Kurve zu nutzen ist, um am besten vorherzusagen, wann der Scan stattfinden sollte. Diese Wahl kann durch den Betreiber oder automatisch durch den Computer getroffen werden.
Die Erfinder haben dieses Verfahren durch die Verwendung vorhergesagter Aortaverstärkungsniveaus im Vergleich zu der aufeinander folgenden Messung wirklicher Aortaverstärkungsniveaus unter Verwendung eines Prescans mit niedriger Dosis als Indikator unbekannter Patienten-spezifischer Parameter wie etwa des Herzzeitvolumens des Patienten verbessert.
Die vorhergesagten Verstärkungsniveaus werden in der vorliegenden Erfindung für einen gegebenen Satz Patienten-spezifischer Parameter in einem Injektionsprotokoll berechnet. Vor irgendeiner Injektion des Kontrastmittels in dem Patienten gibt der Betreiber die Patienten-spezifischen Parameter und das Injektionsprotokoll in den Computer ein, der einteilig mit einer Injektionsvorrichtung, einem CT-Scanner oder ein selbstständiger Personalcomputer sein kann. Die vorliegende Erfindung liefert eine Ausgabe von dem Computer, die das vorhergesagte Gewebeverstärkungsniveau des zu durchmusternden Gewebes als Funktion der Zeit gibt. Basierend auf dieser Ausgabe verwendet der Betreiber die vorliegende Erfindung, um das Injektionsprotokoll zu modifizieren, um sicherzustellen, dass die vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktion ein Schwellenniveau wenigstens so lange wie die gewünschte Scan-Dauer übersteigt.
Falls die Ausgabe zeigt, dass die vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktion wesentlich größer als das Schwellenniveau ist, ermöglicht die vorliegende Erfindung, dass der Betreiber das Injektionsprotokoll modifiziert, um das Volumen oder die Fließgeschwindigkeit zu verringern. Falls die vorhergesagte Verstärkungsfunktion das Schwellenniveau nicht erreicht oder übersteigt oder das Schwellenniveau nicht für die Länge der Scan-Dauer übersteigt, ermöglicht die vorliegende Erfindung die Modifikation des Injektionsprotokolls durch Erhöhen der Fließgeschwindigkeit oder des Volumens des Kontrastmittels. Das Programm iteriert basierend auf der revidierten Injektion und/oder Geschwindigkeit, um wieder eine revidierte vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktionsausgabe zu berechnen und zu liefern.
Falls bekannt ist, dass die vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktion für eine Zeitdauer, die groß gegen die gewünschte Scan-Dauer ist, über dem Schwellenniveau liegt, kann der Betreiber das obige Verfahren verwenden, um die Injektionsgeschwindigkeit oder das Volumen des Kontrastmittels oder beide zu verringern, um das vorhergesagte Verstärkungsniveau auf einen Bereich zu reduzieren, der die Scan-Parameter immer noch befriedigt, wodurch Kontrastmittel gespart wird und irgendwelche potentielle Nebenwirkungen für den Patienten minimiert werden. Alternativ schafft das Verfahren eine Vorhersage des optimalen Zeitfensters für die Ausführung des Scans in der Periode, in der die Verstärkung den Schwellenwert übersteigt.
Nachdem der Betreiber zufrieden ist, dass das Injektionsprotokoll gewählt wurde und dass die Patientenspezifischen Parameter ein akzeptables Verstärkungsniveau erzeugen, wie es durch die Ausgabe der vorliegenden Erfindung gezeigt wird, kann der Betreiber die Genauigkeit der Vorhersage mit der wirklichen Messung aus der Überwachung weiter erhöhen, um die vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktion zu aktualisieren oder zu überarbeiten. Auf diese Weise kann eine Rückkopplung von wirklichen Verstärkungsmessungen verwendet werden, um die Vorhersagen fein abzustimmen.
Um dies zu verwirklichen, führt der Betreiber einen Grundlinien-Scan über einen bestimmten Bereich von Interesse aus. Der Grundlinien-Scan ist ein Scan mit niedriger Dosis oder ein Teil-Scan, in dem die Röntgenstrahlendosis auf wesentlich weniger als bei einem typischen Scan verringert ist. Nach Abschluss des Grundlinien-Scans beginnt der Betreiber die Injektion des Kontrastmittels. Nachdem der Betreiber die Injektion initiiert hat, führt er einen Prescan des Bereichs von Interesse wie etwa der Aorta mit niedriger Dosis aus, um die wirklichen Aortaverstärkungsniveaus zu erhalten. Der Prescan ist praktisch gleich dem oben beschriebenen Grundlinien-Scan und ist außerdem ein Scan mit niedriger Dosis und kann weniger als eine volle Umdrehung des Gestells eines CT-Scanners verwenden. Die vorliegende Erfindung kann das Modell unter Verwendung der wirklichen Messung der Verstärkung in der Aorta für Patientenparameter wie etwa das Herzzeitvolumen kalibrieren und überarbeitete Gewebeverstärkungsvorhersagen liefern.
Die vorliegende Erfindung besitzt eine besondere Anwendung dort, wo das Organ oder das Gefäß, das gescannt wird, die Schwellenverstärkungsniveaus nicht für eine andauernde Periode aufrechterhalten kann. Ein solches Beispiel ist die CT-Gefäßdarstellung. Bei der CT-Gefäßdarstellung wird ein CT-Scan eines Blutgefäßes oder von Blutgefäßen durchgeführt. Anders als Organe erhalten Blutgefäße keine hohen Verstärkungsniveaus während der Zeit aufrecht, wobei die Zeitgebung des Scans kritisch ist. Im Stand der Technik wird die CT-Gefäßdarstellung dadurch ausgeführt, dass eine Testdosis Kontrastmittel injiziert und mit Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis die verstrichene Zeit gemessen wird, damit das Kontrastmittel den Bereich von Interesse erreicht. Somit wird eine vollständige Dosis Kontrastmittel injiziert und, nachdem die zuvor gemessene Zeitverzögerung verstrichen ist, ein Scan initiiert. Allerdings gibt es keine Garantie, dass ein besonderes Verstärkungsniveau, wie es zum Erzielen eines erfolgreichen Scan erforderlich ist, erreicht oder aufrechterhalten wird. Unter Verwendung der Erfindung, die die hier offenbarte Vorrichtung umfasst, kann nicht nur die Zeitverzögerung, sondern können auch der Grad der Verstärkung und ihre Dauer genauer vorhergesagt werden.
Während die Hauptvorteile und -merkmale der Erfindung oben beschrieben wurden, kann mit Bezug auf die Zeichnung und die folgende Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform ein umfassenderes Verständnis der Erfindung erreicht werden.
Kurzbeschreibung der Zeichnung
1 ist ein Diagramm, das die Komponenten eines vollständigen CT-Scanner-Systems und einer Computersteuerkonsole zeigt;
2 ist ein Prinzipschaltbild der Hauptorgane eines menschlichen kardiovaskulären Kreislaufsystems;
3(a) ist ein Blockdiagramm eines einzelnen, gut durchmischten Kompartiments mit einer Eingabe mit einer konstanten Eingabekonzentration C_i und Eingabefließgeschwindigkeit Q_i, wobei das Kompartiment ein Volumen V und eine Ausgabe mit der Konzentration C_o und mit einer Ausgabefliessgeschwindigkeit Q_o besitzt;
3(b) ist eine graphische Darstellung der Eingabekonzentration der Eingabe in 3(a) und eine graphische Darstellung der entsprechenden Ausgabekonzentration C_o über der Zeit;
4(a) ist ein Blockdiagramm eines in drei Räumen: intravaskulär (IV), extrazellulär (EC) und intrazellulär (IC), modellierten Organs;
4(b) ist ein Blockdiagramm der IV- und EC-Räume aus 4(a), der ausführlich die Massentransfergeschwindigkeit (dM/dt) dazwischen zeigt;
5 ist ein Blockdiagramm-des globalen kardiovaskulären Modells des Körpers;
6 ist ein Ablaufplan, der die Verfahrensschritte zur Bestimmung des vorhergesagten Kontrastverstärkungsniveaus zeigt;
7 ist ein Ablaufplan eines Unterprogramms des Verfahrens aus 6 zur Bestimmung der Patienteninformationen und der Kontrastmittelprotokollinformationen durch den Betreiber;
8 ist ein Ablaufplan eines Unterprogramms des Verfahrens aus 6, das jedem Element des kardiovaskulären Modells eine Differentialgleichung zuweist;
9 ist eine graphische Darstellung, die die lineare Beziehung zwischen der Verstärkung in Hounsefield-Einheiten (H. U.) und der Konzentration des Iods (1 mg/ml) zeigt;
10 ist eine graphische Darstellung, die unter Verwendung des in Tabelle 6 gegebenen Zweiphasen-Injektionsprotokolls mit niedriger Fließgeschwindigkeit die simulierte (10b) und die empirische (10a) Aorta- und Leberverstärkung zeigt;
11 ist ein Paar graphischer Darstellungen, das unter Verwendung des in Tabelle 6 gegebenen Einphasen-Injektionsprotokolls mit niedriger Fließgeschwindigkeit die simuliere (11b) und die empirische (11a) Aorta- und Leberverstärkung zeigt;
12 ist eine graphische Darstellung, die unter Verwendung des in Tabelle 6 gegebenen Einphasen-Injektionsprotokolls mit hoher Fließgeschwindigkeit die simulierte (12b) und die empirische (12a) Aorta- und Leberverstärkung zeigt;
13 ist eine graphische Darstellung, die für hypothetische Patienten, die 110, 150, 200 und 250 Pfund wiegen, die durch die Erfindung erzeugten simulierten Aorta- und Leberverstärkungskurven zeigt;
14 ist eine graphische Darstellung, die für die Durchlässigkeitswerte (PS-Werte) von 0,1, 1,0, 20 und unendlich die simulierte Aortaverstärkungskurve (14a) und die simulierte Leberverstärkungskurve (14b) zeigt;
15 ist eine durch die Erfindung erzeugte Datenstromausgabe, die unter Verwendung des Einphasen-Injektionsprotokolls mit hoher Fließgeschwindigkeit in Tabelle sechs die vorhergesagten Aorta- und Leberverstärkungsniveaus in einem hypothetischen Patienten mit Standardblutvolumen und Standardherzzeitvolumen zeigt;
16 ist eine durch die Erfindung erzeugte graphische Ausgabe, die unter Verwendung der Daten in 15 vorhergesagte Aorta- und Leberverstärkungsniveaus in Abhängigkeit von der Zeit zeigt;
17 ist eine Zeichnung eines Leistungsinjektionssystems mit seinen verschiedenen Komponenten;
18 ist eine durch die vorliegende Erfindung erzeugte graphische Ausgabe, die die vorhergesagte Verstärkungsfunktion in Abhängigkeit von der Zeit, überlagert über einer Linie, die ein Schwellenverstärkungsniveau repräsentiert, zeigt;
19 ist eine durch die vorliegende Erfindung erzeugte graphische Ausgabe, die die vorhergesagte Verstärkungsfunktion zeigt und jene Intervalle identifiziert, für die die vorhergesagte Verstärkungsfunktion den Schwellenwert übersteigt;
20 ist eine Tabelle, die unter Verwendung der Prozessschritte in dem Ablaufplan aus 21 eine Ausgabe der vorliegenden Erfindung zeigt;
21 ist ein Ablaufplan, der die Verfahrensschritte, die zur Berechnung einer Injektionsfließgeschwindigkeit und des Volumens, die eine vorhergesagte Verstärkungsfunktion liefern, die einen Schwellenwert während einer Periode, die größer als die Scan-Dauer ist, übersteigt, verwendet werden sowie die Verfahrensschritte zum Auswählen eines optimalen Scan-Intervalls in der Periode zeigt;
22A und 22B sind unter Verwendung der vorliegenden Erfindung erzeugte graphische Darstellungen, die vier vorhergesagte Aortaverstärkungskurven 22A und vier verschiedene vorhergesagte Leberverstärkungskurven 22B zeigen, die vier alternativen Herzzeitvolumina entsprechen;
23 ist eine graphische Darstellung, die die vorhergesagte und die wirkliche Aortaverstärkung zusammen mit der vorhergesagten und mit der wirklichen Leberverstärkung für einen gegebenen Patienten zeigt;
24 ist eine unter Verwendung der vorliegenden Erfindung erzeugte Tabelle, die vier vorhergesagte Aortaverstärkungsniveaus für vier alternative Herzzeitvolumina und die wirklichen vorhergesagten Verstärkungsniveaus bei spezifischen verstrichenen Zeiten nach der Injektion mit den entsprechenden Berechnungen der Fläche unter der Verstärkungskurve (AUC-Berechnungen) zeigt;
25 ist eine unter Verwendung der Erfindung erzeugte Tabelle, die unter Verwendung des aus der Tabelle aus 24 berechneten Herzzeitvolumens vorhergesagte Leberverstärkungsniveaus bei spezifischen verstrichenen Zeiten nach der Injektion zeigt; und
26 ist ein Ablaufplan, der die Verfahrensschritte der vorliegenden Erfindung zur Auswahl des optimalen Einsetzens des Leber-Scan aus einer Tabelle oder der vorhergesagten optimalen Einsetzzeiten zeigen, die mit wirklichen gemessenen Zeiten für die wirkliche Verstärkungskurve korreliert sind, um eine AUC mit einem vorbestimmten Betrag zu erzielen.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Der Computertomographie-Scan (CT-Scan) ist ein ausgezeichnetes radiologisches Diagnosehilfsmittel. In 1 sind die Hauptkomponenten eines herkömmlichen CT-Scanners gezeigt. Der CT-Scanner 10 enthält die Röntgenstrahlenröhre und die Detektoranordnung. Durch einen Hochspannungsgenerator 12, der durch die Scanner-Elektronik 14 und durch das Scanner-Bedienmodul 16 gesteuert wird, wird Leistung zugeführt. Die Patientenhalterungs- und -positionierungsliege 16 ist beweglich, um den Patienten durch den Scanner 10 zu transportieren. Der Scanner 10 und der Spannungsgenerator 12 empfangen von der Bedienungskonsole 20 elektronische Befehle und senden Daten zur Bilderzeugung und -analyse an das Computersystem 22. Üblicherweise enthält die Bedienungskonsole 20 eine interaktive Tastatur 24 und einen CRT-Monitor 26.
Viele radiographische Prozeduren einschließlich CT-Scans erfordern eine Injektion eines Kontrast mittels unter spezifischen Steuerbedingungen. Beispielsweise erfordert der CT-Scan einen hohen Grad der Steuerung der Injektion des Kontrastmittels und der Parameter des Injektionsprotokolls, um die Genauigkeit des Scans zu maximieren. Es wäre schwierig, diese Injektionen konsistent von Hand auszuführen. Somit werden diese Injektionen üblicherweise mit einer mechanischen Vorrichtung ausgeführt, die im Gebiet als Leistungsinjektionseinrichtungen oder Leistungsinjektionssysteme bekannt sind. Die Injektionssysteme ermöglichen eine wesentliche Steuerung der Injektion des Kontrastmittels in einen Patienten vor einem CT-Scan.
Injektionssysteme für CT-Scans besitzen mehrere Grundkomponenten. In 17 ist ein Beispiel eines Injektionssystems allgemein als 126 gezeigt. Das Injektionssystem enthält eine Steuereinheit 130, die auf einem Sockel 132 angebracht ist, einen Injektionskopf 134 und einen mit der Einheit einteiligen Arm 136. Das gesamte Injektionssystem 126 kann zur Verwendung mit der wie in 1 gezeigten CT-Scan-Maschine als Einheit herumgeschoben werden. Die Steuereinheit der Injektionseinheit umfasst ein Steuerpult zum Einrichten der Injektion und eine Anzeige zum Anzeigen von Anweisungen und Daten. Die auf dem Steuerpult vorhandenen Steuerungen und Indikatoren ändern sich mit dem Typ der Optionen, die in dem System verfügbar sind. Ein Beispiel eines Injektionssystems ist das von Medrad aus Pittsburgh, Pennsylvania, hergestellte Injektionssystem Mark V Plus.
An dem Injektionskopf ist eine Spritze untergebracht, die eine Leistungsinjektion schafft. Der Arm verbindet den Kopf mit der Konsole, was eine leichte Bewegung zum Laden oder zur Injektion ermöglicht. Die Höhe ermöglicht eine Anordnung des Kopfs während eines CT-Scans über dem Patienten. Alternativ können der Injektionskopf und -arm an dem CT-Scan-Tisch oder hoch liegend von einer Deckenmontierung oder in der Nähe eines CT-Systems an der Wand angebracht sein, wobei sich das Steuerpult an einer Konsole befindet, die mit den Steuerungen des CT-Scans integriert ist.
Der Injektionskopf kann entweder auf dem Boden oder in einem hoch liegenden Systems an Schienen angebracht sein. Das Steuerpult ist zur Sicherheit des Betreibers in den meisten Fällen in der CT-Scan-Steuerkabine angebracht. Außerdem enthalten die meisten Injektionssysteme einen Mikroprozessor und einen Speicher zum Speichern von Computerprogrammen, die bei Bedarf aufgerufen werden können. Außerdem kann in einem Injektionssystem ein Erwärmungssystem enthalten sein, das das Kontrastmittel auf die Körpertemperatur oder in die Nähe der Körpertemperatur erwärmt und auf dieser aufrechterhält. Dies hilft, die Viskosität des Kontrastmittels zu verringern, was zu einer Abnahme des Kontrastmittelflusswiderstands und zu einer Abnahme der während der Injektion von einem Patienten erfahrenen Beschwerden führt. Die meisten Injektionssysteme verwenden einen Leistungshochdruckmechanismus wie etwa einen mit einer Hebeschraube gekoppelten Antriebselektromotor, um den Kolben in die Spritze und aus der Spritze anzutreiben und das Kontrastmittel zuzuführen.
Außerdem können Injektionssysteme eine Schnittstelle zu einem CT-Bilderzeugungssystem besitzen. Diese Schnittstelle einer Injektionseinrichtung zu einem CT-Bilderzeugungssystem ermöglicht Änderungen wie etwa zu veranlassen, dass die Injektionseinrichtung durch das Bilderzeugungssystem ausgelöst wird, oder zu veranlassen, dass das Bilderzeugungssystem durch die Injektionseinrichtung ausgelöst wird. Außerdem sind doppeltgerichtete Steuerungen verfügbar, die ermöglichen, dass eine Vorrichtung die andere steuert, und die ermöglichen, dass ein Betreiber auswählt, wie die Ablaufsteuerung und Zeitgebung der Vorrichtungen er folgt, wenn sie verbunden sind. Beispielsweise kann das CT-Scan-Bilderzeugungssystem eine Steuerung besitzen, die ermöglicht, dass es die Injektionseinrichtung auslöst, während die Injektionseinrichtung eine Steuerung besitzen kann, die ermöglicht, dass die Injektionseinrichtung ein Signal an das CT-Bilderzeugungssystem sendet, das den Start eines Scans auslöst. Die Einzelheiten der Schnittstellen des Injektionssystems mit einem Bilderzeugungssystem und der verfügbaren Steuerungen sind im Gebiet wohlbekannt.
Das Steuerpult an einem Injektionssystem wird zum Einstellen der Parameter der Injektionsfolge verwendet. Es besteht üblicherweise aus einer alphanumerischen Tastatur und aus Knöpfen für verschiedene Eingabeparameter sowie aus mehreren Anzeigefenstern einschließlich eines Fensters zur Anzeige von Systemmeldungen. Das Steuerpult akzeptiert Injektionsparameter und zeigt sie an und zeigt Injektionsergebnisse sowie weitere Meldungen in Bezug auf die Steuerung des Injektionssystems an. Das Steuerpult ermöglicht, dass der Betreiber das Injektionssystem so programmiert, dass verschiedene Parameter des Injektionsprozesses einschließlich der Fließgeschwindigkeit, des Volumens, der Injektionsdauer, des Injektionsdrucks und der Injektionsverzögerung gesteuert werden. Die Fließgeschwindigkeit ist als die Zufuhrgeschwindigkeit des Kontrastmittels (pro Zeiteinheit zugeführte Menge) definiert. Die Fließgeschwindigkeit hängt von der Viskosität des Kontrastmittels, von der Länge und vom Durchmesser des Katheters und von dem Injektionsdruck ab. Die für eine spezifische Prozedur gewählte besondere Fließgeschwindigkeit ist durch die Prozedur selbst, durch das Gefäß, in das eingetreten wird, und durch den Patientenhabitus bestimmt. Je nach diesen Faktoren können sich die Fließgeschwindigkeiten von so wenig wie 0,1 ml/s bis soviel wie 40 ml/s ändern.
Vorzugsweise wird die vorliegende Erfindung in einem Computerprogramm implementiert. Da die meisten CT-Scanner und Injektionssysteme zur Steuerung ihres Betriebs Computer nutzen, könnte die vorliegende Erfindung leicht damit integriert werden. Auf diese Weise könnte der Betreiber das Programm vor der Injektion oder vor dem Scan ausführen, wobei der Computer die optimalen Injektions- und Scan-Parameter bestimmen und die Injektion und den Scan dementsprechend unter Verwendung der bestimmten Werte vollenden kann. Auf diese Weise kann der Computer des Injektionssystems oder der CT-Scan-Computer (oder der gemeinsam genutzte Computer in einem kombinierten System) das Injektionsprotokoll und die Scan-Parameter bestimmen sowie implementieren. Alternativ könnte ein getrennter Computer genutzt werden, der das Programm enthält. Dadurch, dass das Programm in dem getrennten Computer ausgeführt wird, könnten die Scan-Parameter und das Injektionsprotokoll bestimmt werden und daraufhin durch den Betreiber oder über Computerdatenübertragungsverfahren in den Computer des Injektionssystems oder in den CT-Scan-Computer eingegeben werden.
Zur Beschreibung des Massentransports des Kontrastmittels durch den Körper nutzt die Erfindung ein Modell des menschlichen kardiovaskulären Systems. Das kardiovaskuläre System stellt die Mittel für den Umlauf des Kontrastmittels, nachdem es in den Blutstrom injiziert worden ist, durch den Körper bereit. Das menschliche kardiovaskuläre System ist sehr kompliziert und besitzt zahlreiche Steuermechanismen einschließlich neuronaler, hormoneller und psychologischer Steuerungen. Ein vereinfachtes menschliches kardiovaskuläres System, wie es schematisch in 2 gezeigt ist, besteht aus dem Herzen, aus vaskulären Netzen und aus den Hauptorganen, die als Reservoire dienen. Das normale Blutvolumen und die normale Flussverteilung durch den Körper sind im Stand der Technik wohlbekannt und in den Tabellen 1 und 2 gegeben. (Alle Tabelle sind im beigefügten Anhang A gezeigt und hiermit durch Literaturhinweis eingefügt).
Das Modell nimmt anhand wohlbekannter Informationen an, dass das durchschnittliche Blutvolumen 5 Liter beträgt. Darin enthalten sind 3 Liter Plasma und 2 Liter rote Blutkörperchen. Außerdem wurde das durchschnittliche Herzzeitvolumen aus bekannten Quellen zu 6,5 Liter pro Minute geschätzt. Diese Werte wurden zur Beschreibung eines Standardmodells des kardiovaskulären Systems verwendet. Allerdings ermöglichen das Verfahren und die Vorrichtung der Erfindung, diese Werte unter Verwendung von unten dargestellten Nomogrammen gemäß dem Alter, dem Geschlecht, dem Gewicht und der Größe des Patienten einzustellen.
Da das Kontrastmittel passiv von dem Blutstrom über die Kapillarmembran in den extravasalen Raum diffundiert, wurde die Verteilung des Fluids durch den Körper in das kardiovaskuläre Modell aufgenommen. Es wurde angenommen, dass die Menge des Gesamtkörperwassers (TBW) in einem Erwachsenen mit dem Durchschnittsgewicht (70 kg) 40 l beträgt. Das TBW wurde in zwei Hauptkomponenten, das intrazelluläre Fluid (ICF) und das extrazelluläre Fluid (ECF), unterteilt. Das ECF wurde in mehrere kleinere Kompartimente einschließlich interstitiellen Fluids, Plasma und Hirnfluid weiter unterteilt. Das interstitielle Fluid ist das größte Kompartiment und liegt in den Lymphgefäßen und in den Zwischenräumen zwischen den Zellen.
Das ECF-Volumen wird üblicherweise mit Verdünnungsverfahren geschätzt, in denen eine Substanz in den Blutstrom injiziert wird und in das gesamte extrazellulären Fluidkompartiment diffundiert, wobei wenig in die Zellen eintritt. Allerdings ist keine ideale Substanz für diese Verdünnungsuntersuchungen identifiziert worden, wobei Messungen für einen Erwachsenen von 70 kg je nach den verwendeten Substanzen von 9 l bis 22 l reichen. Die Größe des gemessenen ECF nimmt mit der Zunahme des Molekulargewichts der verwendeten Substanz ab. Die scheinbare Volumenverteilung von Iohexol ist als 0,27 l/kg berichtet worden. Somit ist dies für einen Erwachsenen von 70 kg gleich einem ECF von 16,9 l. In dem Modell wurde dieser Wert, der ein Plasmavolumen von 3,0 l enthält, für das ECF-Volumen verwendet. Die in dem kardiovaskulären Modell verwendete geschätzte Gesamtverteilung des Körperfluids ist in Tabelle 3 zusammengefasst.
Die genaue Verteilung des Fluids in einem lokalen Organ wurde aus der Standardmasse eines Organs und seinem Wassergehalt geschätzt. Das Volumen des systemischen Gesamtkapillarbetts wurde zu etwa 300 ml geschätzt. Allerdings ist keine ausführliche Zerlegung der Kapillarvolumina in verschiedenen Bereichen verfügbar. Außerdem ändert sich die Anzahl der Kapillaren wesentlich von einem Organ zu einem anderen. Es wird angenommen, dass das Bereichskapillarvolumen direkt proportional zu einem Bereichsblutfluss ist, wobei das kardiovaskuläre Modell diese Annahme angewendet hat. In stark durchbluteten Organen wie etwa der Niere und der Leber sind diese Werte wahrscheinlich überschätzt, was die Funktion des Modells aber nicht behindert. Tabelle 4 zeigt die Bereichskapillarvolumina in dem aus den in Tabelle 2 gegebenen Bereichsblutflusswerten geschätzten systematischen Kreislauf.
Außerdem war für die Erfindung eine Berechnung der Bereichsverteilung des extrazellulären und des intrazellulären Fluids erforderlich. Die Bereichsverteilung des Gesamtkörperfluids kann unter der Annahme einer Dichte von 1,0 g/ml aus der bekannten Masse jedes Organs und aus seinem Wassergehalt berechnet werden. Das Gewicht und der Prozentsatz des Wassergehalts der Eingeweide sind zusammen mit ihrem Gesamtfluidwert abzüglich des Kapillarvolumens in Tabelle 5 gezeigt. Ohne verfügbare Informationen nimmt das Modell im Magen, in der Milz und im Darm einen Wassergehalt von 70% an. Die Lunge besteht aus 50% Parenchymgewebe und aus 50% Nichtparenchymgeweben, deren Kapillarvolumina 150 ml bzw. 5 ml sind.
Das Gesamtkörperfluid der oberen Extremitäten, des Rumpfs und der unteren Extremitäten wurde durch Subtrahieren des Blutvolumens (5 l) und des Gesamtfluids der Eingeweide abzüglich der Kapillaren (4,726 ml) vom Gesamtkörperwasservolumen (40 l), berechnet. Das Massenverhältnis der unteren Extremitäten und des Rumpfs zu den oberen Extremitäten ist etwa 4 : 1. Somit wird das Gesamtkörperfluid der oberen Extremitäten 6,055 ml und das der unteren Extremitäten und des Rumpfs 24,219 ml.
Tabelle 3 zeigt die Gesamtvolumina das ICF-Fluids und des ECF-Fluids als 19,1 l bzw. 15,9 l. Allerdings ist die Bereichsverteilung des ICF und des ECF nicht gezeigt. Einige Gewebe wie etwa die Haut, das Fettgewebe, der G-I-Trakt und die Leber haben größere Verhältnisse des extrazellulären Fluids zum intrazellulären Fluid als z. B. das Muskelgewebe. Da keine Daten hinsichtlich dieser Fluidverhältnisse verfügbar sind, wurde angenommen, dass das Verhältnis des ECF zum ICF in allen Körpergebieten dasselbe ist. Beispielsweise wurden die ECF- und ICF-Volumina der Leber als 524 bzw. 629 ml geschätzt.
Nachdem der Bereichsblutfluss, das Bereichsblutvolumen und die Bereichsverteilung des Körperfluids geschätzt wurden, wurden lokale Strukturen mathematisch modelliert, um die Verteilung und Ausbreitung des intravaskulär verabreichten Iodkontrastmittels in lokalen Bereichen zu beschreiben. Zur Anpassung an den pulsierenden Blutfluss und an verschiedene Druckgradienten sind die Blutgefäße viskoelastisch und besitzen komplizierte mechanische Eigenschaften. Obgleich der Blutfluss in großen Gefäßen allgemein stromlinienförmig erfolgt, tritt in dem Blutgefäß wegen der Moleküldiffusion, der Flusspulsationsfähigkeit und den Konvektionen an mehreren Verzweigungspunkten eine gewisse Mischung auf. In kleineren Gefäßen und in Gefäßen mit niedrigem Druck kann die Ausbreitung noch größer sein. Um das Modell zu vereinfachen, wurden die Blutgefäße als starre Strukturen repräsentiert, ohne ihre dynamischen Pulsationseigenschaften direkt in das Modell aufzunehmen.
Ein Blutgefäß könnte in dem kardiovaskulären Modell als ein einfaches Rohr ohne irgendeine Längsmischung analysiert werden. Dies ist im Gebiet als "Pfropfenströmung" bekannt. In diesem Modelltyp wird jede Arterie und jede Vene in Segmente unterteilt, wobei das Blut für jeden Herzschlag als Pfropfen eintritt und ein gleiches Blutvolumen ohne Längsmischung verschiebt. Das Hauptproblem bei diesem Zugang sind die übermäßigen Anforderungen an den Computerspeicher, der zum Speichern der Historie jedes Segments durch den Kreislauf erforderlich ist. Ein alternativer Zugang ist es, ein Blutgefäß als ein gut durchmischtes Kompartiment oder einen gut durchmischten Pool von Blut zu betrachten. Dieser Zugang vereinfacht die Berechnung, erfordert wesentlich weniger Computerspeicher und von ihm ist im Stand der Technik gezeigt worden, dass er genauso gut wie das Pfropfenströmungsmodell funktioniert. Somit wurden das Herz und die Blutgefäße in dem kardiovaskulären Modell als gut durchmischte Kompartimente analysiert.
Wie in 3(a) gezeigt ist, enthält ein einzelnes, gut durchmischtes Kompartiment ein konstantes Volumen V mit einem einzigen Einlassfluss und einem einzigen Auslassfluss. Q_i und Q_o repräsentieren die Eingabe- bzw. Ausgabevolumenfließgeschwindigkeit des Fluids. In einem Kompartiment mit konstantem Volumen sind die Eingabefließgeschwindigkeit und die Ausgabefließgeschwindigkeit dieselbe (Q – Q_i – Q_o). C_i und C_o repräsentieren die Eingabe- bzw. Ausgabekonzentrationen des Kontrastmittels. Da hier angenommen wird, dass das Kompartiment gut durchmischt ist, ist die Konzentration in dem Komparti ment die gleiche wie am Ausgang. Eine Massenbilanz der Konzentration wird durch das schematisch in den 3(a) und 3(b) gezeigte Fick'sche Prinzip in der folgenden Gleichung beschrieben: V·dCo/dt = Q(Ci – Co).
Bei einem gegebenen Volumen V, einer gegebenen Volumenfließgeschwindigkeit Q und einer gegebenen Eingabekonzentration C_i kann die Ausgabekonzentration C_o durch Lösen dieser Differentialgleichung geschätzt werden. Die Gesamtwirkung eines gut durchmischten Kompartiments besteht darin, dass sich die Eingabekonzentration über das Kompartiment ausbreitet, was zu einer breiteren verteilten Ausgabekonzentration über die Zeit führt. Bei einer konstanten Fließgeschwindigkeit Q über ein festes Zeitintervall T wird die als eine Stufenfunktion gegebene Eingabekonzentration mathematisch in die wie in 3(b) gezeigte Ausgabekonzentrationskurve transformiert. Die Transformation wird mathematisch als zwei Exponentialfunktionen von V, Q und T beschrieben. Vorübergehend ist die Ausgabekonzentrationskurve breiter als die Eingabekonzentrationskurve, wobei eine mittlere Spitze vorhanden ist.
Die Modellierung eines Organs ist komplizierter als die Modellierung eines Blutgefäßes, da das Kontrastmittel nicht mehr in dem intravaskulären Raum beschränkt ist und die Kapillarmembran in den extravasalen Raum durchdringt. Der einfachste Zugang zur Modellierung eines Organs besteht in der Annahme, dass es ebenfalls ein gut durchmischtes Kompartiment ist. Allerdings behandelt das Modell eines Organs als einzelnes Kompartiment keine Unterschiede im Austausch des Kontrastmittels entlang Subkompartimenten in einem Organ und ist auf die Beschreibung des Verhaltens von Substanzen mit verschiedenen transkapillaren Durchlässigkeiten beschränkt. Ein im Stand der Technik zur Untersuchung der Verteilung von Chemotherapiemitteln durch den Körper verwendeter üblicher alternativer Zugang umfasst das Zerlegen jedes Organs in drei wohlbekannte Räume: den Kapillar- oder intravaskulären Raum (IV), den extrazellulären Raum (EC) und den intrazellulären Raum (IC). Dies ist schematisch in 4(a) gezeigt. Bei einem gegebenen Organ wurde jeder dieser drei Räume als ein einzelnes, gut durchmischtes Kompartiment modelliert. Die entweder aktive oder passive Diffusion durch die Membranen ermöglicht den Austausch von Substanzen entlang der Räume in dem Organ. Da das Iodkontrastmittel nicht in die Zellen eintritt, wurden allerdings lediglich das intravaskuläre Kompartiment (IV-Kompartiment) und das extrazelluläre Kompartiment (EC-Kompartiment) betrachtet, während das intrazelluläre Kompartiment (IC-Kompartiment) ignoriert wurde.
Wie schematisch in den 4(a) und 4(b) gezeigt ist, kann der transkapillare Austausch von Substanzen zwischen den intravaskulären und den extrazellulären Kompartimenten durch das Fick'sche Diffusionsgesetz beschrieben werden. Wie durch die folgende Gleichung dargestellt ist: dM/dt = DS(Ci – Co)/dX,ist die Massentransfergeschwindigkeit (dM/dt) bei einer gegebenen Membrandicke (dX) proportional zu dem Diffusionskoeffizienten (D), zu dem Oberflächeninhalt (S) und zu der Konzentrationsdifferenz (C_i – C_o). Bei einer dünnen Membran ist die Massentransfergeschwindigkeit einfach, so dass üblicherweise die Durchlässigkeit (P) verwendet wird, um D und dX als eine Einheit zu kombinieren, was zu der folgenden Gleichung führt: dM/dt = PS(Ci – Co).
Um das mathematische Modell fertig zu stellen, wurden auf jedes Organ zwei bestimmende Differentialgleichungen, eine für den intravaskulären Raum und die andere für den extrazellulären Raum, angewendet. Der intravaskuläre Raum hatte zwei Transportkomponenten. Das erste Kompartiment wurde aus der auf den Blutfluss bezogenen Massenbilanz, d. h. aus dem Zufluss von Kontrastmitteln abzüglich des Abflusses, erhalten. Das zweite Kompartiment wurde aus der Massenbilanz in Bezug auf den transkapillaren Austausch in dem extrazellulären Raum erhalten. Bei dem extrazellulären Raum wurde nur eine Transportkomponente betrachtet: die Massenbilanz in Bezug auf den transkapillaren Austausch mit dem intravaskulären Raum. Diese Gleichungen sind wie folgt: Viv·dCiv/dt = q(Ci – Civ) – PS(Civ – Cec) Vec·dCec/dt = PS(Civ – Cec).
Das schematisch in 5 gezeigte globale Modell wurde durch Integration der Bereichskreislaufparameter mit den Modellen der lokalen Bereiche gebildet. In dem Modell wurde angenommen, dass das Kontrastmittel durch eine Antecubitalvene injiziert, im Rechtsherz gemischt, durch den Körper verteilt und durch die Nieren gemäß der glomerulären Filtrationsrate ausgeschieden wurde.
Die Verweilzeit des Kontrastmittels in einem Organ wurde durch die Zeitdauer des Kontrastmittels in den Kapillaren und ECF-Räumen geschätzt. Die Verweilzeit hängt von der Größe dieser Räume sowie von der transkapillaren Austauschgeschwindigkeit ab. Wenn eine Substanz auf ein Blutgefäß beschränkt ist, wird die Kreislaufzeit dadurch gemessen, dass schnell ein Farbstoff oder ein radioaktiver Marker in eine periphere Vene injiziert und der Moment erfasst wird, wenn er an eine Abtaststelle ankommt. Das Volumen eines Blutgefäßes, durch das eine Substanz läuft, wird durch Multiplikation der Volumenfließgeschwindigkeit und der Kreislaufzeit berechnet. Die mittlere Kreislaufzeit von der Antecubitalvene bis zum rechten Vorhof beträgt bei einem durchschnittlichen Erwachsenen etwa 6,9 Sekunden. Die Zeit kann sich von 3 bis 14 Sekunden erstrecken. Dies ist die Zeitdifferenz zwischen Injektionen in die Antecubitalvene und Injektionen in den rechten Vorhof.
Die intravaskulären Kontrastmittel werden hauptsächlich durch die Nieren aus dem Körper beseitigt. Der Prozess ist schnell, wobei unter der Annahme einer normalen Nierenfunktion etwa 50% des injizierten Kontrastmittels innerhalb von zwei Stunden ausgeschieden worden sind. Die Gesamtausscheidungsgeschwindigkeit des Kontrastmittels wird dadurch erhalten, dass die Plasmakonzentration mit einer glomerulären Filtrationsrate, üblicherweise etwa 19% des Nierenplasmaflusses, multipliziert wird. Da der Nierenplasmafluss verhältnismäßig konstant ist, hängt die Spitzennierenausscheidung eng mit der Spitzenplasmakonzentration zusammen.
Der Bereichsblutfluss wird gemäß dem Betrag und der Richtung des Flusses ausgedrückt. Beispielsvveise beträgt das Herzzeitvolumen 600 ml/min und ist vom Rechtsherzen weggerichtet. In 5 sind das Rechtsherz und das Linksherz durch Felder dargestellt, die gut durchmischte Kompartimente bezeichnen. Jedes Blutgefäß ist durch einen Kreis dargestellt, der eine Zahl umgibt, die sein Volumen in Millilitern repräsentiert. Große Blutgefäße sind in mehrere kleinere Kompartimente in Reihe, typischerweise 20 ml für Arterien und 100 ml für Venen, weiter unterteilt: Das Volumen der systemischen Venen ist etwa das 4- bis 5- fache dessen der zugeordneten Arterien. Dieses Unterscheidungsschema in großen Blutgefäßen ist recht willkürlich und beruhte auf der Berechnungszweckmäßigkeit. Allerdings folgte das Gesamtblutvolumen in einem gegebenen Blutgefäß eng den bekannten physiologischen Werten.
In 5 ist jedes Organ als ein Feld gezeigt, das in mehrere Subkompartimente aufgeteilt ist, wobei die obere Zahl das intravaskuläre Volumen (Kapillarvolumen) und die untere Zahl das extrazelluläre Fluidvolumen bezeichnet. Die Konzentration des Kontrastmittels in einem Organ ist durch das Verhältnis der Gesamtmasse zu dem Gesamtvolumen des Kontrastmittels in diesem Organ bestimmt. Die Gesamtmasse des Kontrastmittels in einem Organ wird durch Summieren der Produkte der Konzentrationen und des Volumens in den intravaskulären und in den extrazellulären Räumen berechnet. Das Organvolumen wird durch Addieren des intravaskulären Volumens (IV-Volumens), des extrazellulären Volumens (EC-Volumens) und des intrazellulären Volumens (IC-Volumens) erhalten.
Zur Beschreibung des kardiovaskulären Modells wurden insgesamt 104 gewöhnliche Differentialgleichungen verwendet. Diese Gleichungen wurden unter Verwendung der numerischen Integrationsprogramme des Runge-Kutta-Verfahrens fünfter Ordnung auf einem Personalcomputer gelöst. Die Berechnung dauerte unter Verwendung eines Power Macintosh oder IBM PC wenige Sekunden. Für jeden Bereich wurde durch Lösen der Differentialgleichungen des Modells für ein gegebenes Kontrastmittel-Injektionsprotokoll und für einen hypothetischen Patienten mit veränderlichem Gewicht, veränderlicher Größe, veränderlichem Geschlecht und veränderlichem Alter die Kontrastmittel-Konzentrationskurve über der Zeit berechnet.
In 6 ist das Verfahren als ein Ablaufplan gezeigt. Der erste Schritt in dem Verfahren ist der Aufruf des in 7 gezeigten Patient/Kontrastmittel-Informationsunterprogramms. Dieses Unterprogramm akzeptiert Betreibereingaben der Patienten- und Kontrastmittelinformationen, die die physiologischen Parameter der Kontrastverstärkung beeinflussen. Zuerst wird ein Durchlässigkeitsfaktor mit einem Bereich von 2 bis 10 eingegeben. Die Führung zur Auswahl eines geeigneten Durchlässigkeitsfaktors ist unten gegeben. Allerdings hat der Erfinder ermittelt, dass bei einer Betreiberauswahl irgendeiner Zahl zwischen 2 und 10 akzeptable Ergebnisse erzielt werden. Nachfolgend wird eine Körpergrößenoption eingegeben. An diesem Punkt hat der Anwender eine Wahl, ein Standardmodell zu verwenden, das ein 5000-Milliliter-Blutvolumen und ein Standardherzzeitvolumen von 6500 ml/min enthält, oder kann ein Anwender spezifische Informationen eingeben. Falls spezifische Informationen eingegeben werden, werden das Standardblutvolumen und das Standardherzzeitvolumen in der Weise eingestellt, dass sie mit den spezifischen Informationen des Patienten in Einklang stehen. Das Blutvolumen (BV) und das Herzzeitvolumen (CO) können unter Verwendung von Regressionsformeln, die in Standardliteraturhinweisen der kardiovaskulären Physiologie verfügbar sind, aus dem Gewicht (W) in Pfund und aus der Größe (H) in Zoll eines Patienten vorhergesagt werden. Die Formel für einen männlichen Erwachsenen mit einem Gewicht (W) im Bereich von 100 bis 310 Pfund und einer Größe (H) im Bereich von 60 bis 74 Zoll ist: BV = 33,164·H0,725·W0,425 – 1229.
Bei einer weiblichen Erwachsenen mit einem Gewicht (W) im Bereich von 80 bis 290 Pfund und einer Größe (H) im Bereich von 60 bis 74 Zoll lautet die Formel: BV = 34,85·H0,725·W0,425 – 1954.
Das Herzzeitvolumen (CO) ist bei einem männlichen Erwachsenen oder bei einer weiblichen Erwachsenen durch die Formel: CO = 36,36·H0,72·W0,425 gegeben.
In dem Modell wurde wie folgt eine Einstellung an diesen Variablen vorgenommen. Es wurde das Verhältnis des vorhergesagten Blutvolumens zu dem Standardblutvolumen berechnet. Dieses Verhältnis wurde daraufhin in dem kardiovaskulären Modell auf das Bereichsblutvolumen und auf das extravasale Fluidvolumen angewendet, so dass das gesamte Körperfluidvolumen korrigiert wurde. Das Herzzeitvolumen und der Bereichsblutfluss wurden auf die gleiche Weise ebenfalls geändert. Folglich können der Bereichsblutfluss, das Blutvolumen und die Verteilung des Körperfluids in dem Modell für Testpersonen mit verschiedenem Körpergewicht, verschiedener Größe und verschiedenem Geschlecht eingestellt werden.
Anhand des Alters kann das Herzzeitvolumen unter Verwendung der Formel: CO = 600 ml/min·(1 – 0,008·(Alter – 30))weiter eingestellt werden. Bei der Eingabe Patienten-spezifischer Informationen kann eine Wahl getroffen werden, das Herzzeitvolumen für normal, niedrig und hoch weiter einzustellen. Das Herzzeitvolumenniveau kann unter Verwendung aufeinander folgender CT-Scans der Aorta geschätzt werden.
Nachfolgend werden eine Kontrastmittel-Konzentration sowie ein Injektionsverfahren, die Gesamtinjektionszeit und die Injektionsgeschwindigkeit eingegeben und akzeptiert. Diese Werte sind dem Durchschnittsfachmann auf dem Gebiet für besondere Typen von CT-Scans wohlbekannt. Anschließend wird die Steuerung an das Hauptprogramm zurückgegeben. Der zweite Schritt des Verfahrens besteht im Aufruf des Kompartiment/Modell-Unterprogramms. Dieses in 8 gezeigte Unterprogramm beginnt in dem in 5 gezeigten Körpermodelldiagramm mit dem Rechtsherz und folgt dem Blutfluss. Für jedes Kreiselement, das in 5 ein Gefäßkompartiment repräsentiert, werden aufeinander folgend ein Standard-Eingabeblutfluss und ein Standard-Gefäßvolumen zugewiesen. Nachfolgend werden aufeinander folgend für jedes Blockelement, das in 5 ein Organkompartiment repräsentiert, ein Standardeingabeblutfluss, ein Standardkapillarvolumen und ein extravasales Standardvolumen zugewiesen. Anschließend werden der Blutfluss und das Volumen jedes Gefäßes und Organkompartiments durch das Programm im Vergleich zu dem Standard, wie er in dem Patient/Kontrastmittel-Unterprogramm berechnet wird, proportional zu dem Verhältnis des Herzzeitvolumens und des Blutvolumens des Patienten eingestellt.
Im nächsten Schritt wird eine wie oben abgeleitete Differentialgleichung zugewiesen, die den Kontrastmitteltransport in jedem Gefäßkompartiment beschreibt. Falls das Element ein Gefäßkompartiment ist, wird eine Differentialgleichung zugewiesen, die den Kontrastmitteltransport beschreibt. Falls das Element ein Organkompartiment ist, werden zwei Differentialgleichungen zugewiesen, die sowohl den Kontrastmitteltransport in dem intravaskulären Kompartiment als auch in dem extravasalen Kompartiment beschreiben. Somit wird jedem Element in dem kardiovaskulären System aufeinander folgend eine Differentialgleichung zugewiesen. Daraufhin wird die Steuerung an das Hauptprogramm zurückgegeben.
Der nächste Schritt in dem Verfahren besteht im Lösen der Differentialgleichungen, die in dem Kom partiment/Modell-Unterprogramm zugewiesen wurden, um die Organ-spezifische Konzentration zu erhalten. Die Differentialgleichungen werden mit numerischen Integrationsprogrammen des Runge-Kutta-Verfahrens 5-ter Ordnung gelöst, um die Kontrastmittel-Konzentration als Funktion der Zeit für jedes Kompartiment zu berechnen.
Die Konzentration des Kontrastmittels in einem Organ ist als das Verhältnis der Gesamtkontrastmittelmasse zu einem spezifischen Zeitpunkt zu dem Gesamtvolumen des Organs definiert. Die Kontrastmittel-Konzentration wird unter Verwendung des Verhältnisses 1 Milligramm 1/ml = 25 HU in die CT-Verstärkung in Hounsefield-Einheiten (HU) umgerechnet. Die Beziehung zwischen der CT-Verstärkung in HU und der Konzentration des Kontrastmittels in mg/ml hängt von mehreren Faktoren einschließlich des Typs des Kontrastmittels, des umgebenden Gewebes und weiteren Faktoren in Bezug auf den CT-Scanner wie etwa die verwendeten Spitzenkilovolt (kVp) ab. Die angenommene Beziehung von 1 mg/ml gleich 25 HU wurde durch ein Experiment erreicht, das die CT-Schwächung und die Kontrastmittel-Konzentration verglich.
In diesem Experiment wurde Loversol-320 (I) mit Salzlösung verdünnt, um verschiedene Konzentrationen im Bereich von 0 bis 30 mg/ml zu erzeugen. Fünfzig-ml-Depots der Lösungen wurden in Kunststoffzylindern angeordnet und mit einem CT-Scanner Siemens Somatom Plus unter Verwendung der Standardbauch- und Brusteinstellungen von 120 kVp und 137 kVp gescannt. Die CT-Schwächung wurde durch Anordnen eines kreisförmigen 1,5-Zentimeter-Bereichs von Interesse in der Mitte jedes Zylinders auf jedem Bild aufgezeichnet. Die Verstärkung wurde als die Differenz zwischen der CT-Schwächung in jedem Zylinder und der CT-Schwächung in einem mit normaler Salzlösung gefüllten Zylinder berechnet. 9 ist eine graphische Darstellung, die die aufgezeichneten Verstärkungsniveaus im Bereich von 6 bis 600 HU für Konzentrationen im Bereich von 0 bis 30 mgl/ml sowohl bei 120 kVp als auch bei 137 kVp zeigt. Wenn eine lineare Beziehung angenommen wurde, lieferte eine Zunahme der Konzentration um 1 mgl/ml einen näherungsweisen Zuwachs der Kontrastverstärkung von 25 HU.
Der letzte Schritt in dem in 6 gezeigten Verfahren ist das Liefern einer Anzeige des Verstärkungsmusters der Gefäße und Organe von Interesse als Funktion der Zeit. Dies kann entweder über einen Datenstrom oder über eine graphische Darstellung erfolgen.
Um die Genauigkeit der Erfindung zu erreichen, wurden unter Verwendung verschiedener Injektionsprotokolle simulierte graphische Darstellungen für einen hypothetischen Patienten erzeugt. Diese simulierten graphischen Darstellungen wurden mit empirischen graphischen Darstellungen verglichen, die wirkliche Verstärkungsniveaumessungen in Patienten, die kontrastverstärkten CT-Scans ausgesetzt waren, repräsentieren. Die empirischen graphischen Darstellungen repräsentieren für die in Tabelle 6 unten aufgeführten Injektionsprotokolle einen Durchschnitt der aufgezeichneten Verstärkungsniveaus in der Aorta und in der Leber aus drei Gruppen von 25 bis 28 Patienten. Jede Injektion bestand aus 125 Millilitern Loversol-320. Die zur Erzeugung der graphischen Darstellungen der empirischen Verstärkung verwendeten Daten wurden in einem nicht verwandten Experiment hinsichtlich der Verstärkungsniveaus und sowohl hinsichtlich der Einphasen- als auch hinsichtlich der Zweiphasen-Injektionsprotokolle erhoben. Eine Zweiphaseninjektion verwendet während der Injektionszeit zwei Injektionsgeschwindigkeiten. Eine Einphaseninjektion verwendet während der Injektionszeit eine Injektionsgeschwindigkeit.
Die simulierten graphischen Darstellungen repräsentieren basierend auf einem hypothetischen Pati enten, dessen Gewicht gleich dem Durchschnittsgewicht der entsprechenden empirischen Gruppe von Patienten ist, die Kontrastverstärkung jedes der drei Protokolle in Tabelle 6. Somit repräsentiert jeder Punkt in den empirischen graphischen Darstellungen einen Durchschnitt eines breiten Bereichs empirischer Verstärkungswerte, während jeder Punkt in den simulierten graphischen Darstellungen einen einzelnen Verstärkungswert für einen hypothetischen Patienten repräsentiert. 10 zeigt für das in 6 gezeigte Zweiphasen-Injektionsprotokoll mit niedriger Fließgeschwindigkeit eine simulierte graphische Darstellung 100 und eine empirische graphische Darstellung 102. Der hypothetische Patient, dessen Verstärkungsniveaus in der simulierten graphischen Darstellung 100 repräsentiert sind, hatte ein angenommenes Körpergewicht von 158 Pfund. Dieses angenommene Körpergewicht war gleich dem durchschnittlichen Körpergewicht der 26 Patienten, deren wirkliche mittlere Verstärkungsniveaus durch die empirische graphische Darstellung 102 repräsentiert sind.
11 zeigt eine simulierte graphische Darstellung 104 und eine empirische graphische Darstellung 106 für das Einphasen-Injektionsprotokoll mit niedriger Fließgeschwindigkeit in Tabelle 6. Der hypothetische Patient, dessen Verstärkungsniveaus in der simulierten graphischen Darstellung 104 repräsentiert sind, hatte ein angenommenes Körpergewicht von 171 Pfund. Das angenommene Körpergewicht war gleich dem durchschnittlichen Körpergewicht der 25 Patienten, deren wirkliche mittlere Verstärkungsniveaus durch die empirische graphische Darstellung 106 repräsentiert sind.
12 zeigt eine simulierte graphische Darstellung 106 und eine empirische graphische Darstellung 110 für das Einphasen-Injektionsprotokoll mit hoher Fließgeschwindigkeit in Tabelle 6. Der hypothetische Patient, dessen Verstärkungsniveaus in der simulierten graphischen Darstellung 106 repräsentiert sind; hatte ein angenommenes Körpergewicht von 177 Pfund. Dieses angenommene Körpergewicht war gleich dem durchschnittlichen Körpergewicht der 27 Patienten, deren wirkliche mittlere Verstärkungsniveaus durch die empirische graphische Darstellung 110 repräsentiert sind.
Die simulierten und die empirischen graphischen Darstellungen der Kontrastverstärkung wurden dem maximalen Verstärkungsniveau jeder graphischen Darstellung und der prozentualen Differenz zwischen den graphischen Darstellungen folgend verglichen. Die simulierten graphischen Darstellungen standen in guter Übereinstimmung mit den empirischen graphischen Darstellungen. Zum Beispiel war in 10 für das Zweiphasen-Injektionsprotokoll mit niedriger Fließgeschwindigkeit die simulierte maximale Aortaverstärkung 142,7 HU, während die empirische maximale Aortaverstärkung 163,4 HU war. Außerdem war in 10 die simulierte maximale Leberverstärkung 53,6 HU, während die empirische maximale Nierenverstärkung 55,5 HU war.
In 11 war für das Einphasen-Injektionsprotokoll mit niedriger Fließgeschwindigkeit die simulierte maximale Aortaverstärkung 220,4 HU, während die empirische maximale Aortaverstärkung 205,8 HU war. Außerdem war in 11 die simulierte maximale Leberverstärkung 63,6 HU, während die empirische maximale Nierenverstärkung 59,6 HU war.
In 12 war für das Einphasen-Injektionsprotokoll mit hoher Fließgeschwindigkeit die simulierte maximale Aortaverstärkung 321,3 HU, während die empirische maximale Aortaverstärkung 313,7 HU war. Außerdem war in 12 die simulierte maximale Leberverstärkung 63,6 HU, während die empirische maximale Nierenverstärkung 60,6 HU war.
Die mittlere Gesamtdifferenz der maximalen Verstärkung zwischen den simulierten und den empirischen graphischen Darstellungen war 7,4 Prozent für die Aortaverstärkung und 4.6 Prozent für die Leberverstärkung. Wie in den 10, 11 und 12 zu sehen ist, besaßen die simulierten und die empirischen graphischen Darstellungen außerdem eine nahezu gleiche Änderung während der Zeit. Genauer war die durchschnittliche Verstärkungsdifferenz zwischen den simulierten und den empirischen graphischen Darstellungen für alle drei Protokolle in Tabelle 6 11,6 Prozent für die Aortaverstärkung und 12,7 Prozent für die Leberverstärkung.
Es ist wohlbekannt, dass das Körpergewicht eine der Patientenvariablen ist, die die Kontrastverstärkung am radikalsten beeinflusst. Um die Funktionalität der Erfindung zu bestätigen, wurde die Wirkung des Körpergewichts auf die Kontrastverstärkung in einem hypothetischen Patienten simuliert. 13(a) zeigt simulierte graphische Darstellungen der Aortaverstärkung, während 13(b) simulierte graphische Darstellungen der Leberverstärkung für das Einphasen-Hochinjektionsprotokoll in einem männlichen Erwachsenen mit einer festen Größe (5'8'') und mit Körpergewichten von 110, 150, 200 und 250 Pfund zeigt. Die simulierten graphischen Darstellungen weisen nach, dass die Kontrastverstärkung durch das Körpergewicht stark beeinflusst wurde. Beispielsweise war die Spitzenaortaverstärkung in einer Testperson mit einem Gewicht von 110 Pfund in 13(a) mehr als das Doppelte der in einer Testperson, die 250 Pfund wog. Allerdings änderte sich der Zeitpunkt der Aorta- und Leberspitzen wie erwartet nicht erheblich, da die Änderung des Herzzeitvolumens durch die Änderung des Blut- und Körperfluidvolumens kompensiert wurde. Die simulierten graphischen Darstellungen in 13 korrelieren gut mit empirischen Beobachtungen in Patienten, die eine umgekehrte Beziehung zwischen Körpergewicht und Kontrastverstärkung zeigen.
Wie unten erläutert wird, ist in dem Patient/Kontrastmittel-Unterprogramm eine Auswahl eines Durchlässigkeitsfaktors zwischen 2 und 10 erforderlich. Allerdings ist von den zur Konstruktion des kardiovaskulären Modells verwendeten Variablen über die transkapillare Durchlässigkeit am wenigsten bekannt. Die Durchlässigkeit ändert sich von Organ zu Organ und hängt teilweise von der übertragenen Substanz ab. Organe mit unterbrochenen Kapillaren wie etwa die Leber, die Milz und das Knochenmark haben eine verhältnismäßig hohe Durchlässigkeit. Defekte Kapillaren in der Niere und in den Gedärmen haben eine mittlere Durchlässigkeit. Durchgehende Kapillaren im Herzmuskel und in der Haut haben kleinere Poren und somit eine niedrigere Durchlässigkeit.
Obgleich einige allgemeine Informationen über die Durchlässigkeit bekannt sind, ist die Kenntnis über eine spezifische transkapillare Durchlässigkeit begrenzt. Beispielsweise ist die Größe der Kontrastsubstanz eine der wichtigsten Eigenschaften bei der Bestimmung der Geschwindigkeit des transkapillaren Austauschs. Die Durchlässigkeit für verschiedene Substanzen ändert sich gemäß dem Molelculargewicht jeder Substanz. Die meisten Nährstoffe und Stoffwechselprodukte enthalten Glucose (MG = 180) und Saccharose (MG = 342) und sind recht leicht diffundierbar.
Wenn der transkapillare Austausch in Bezug auf die Blutfließgeschwindigkeit langsam stattfindet, ist er hauptsächlich diffusionsbegrenzt. Demgegenüber ist der transkapillare Austausch hauptsächlich flussbegrenzt, falls er im Verhältnis zu der Blutfließgeschwindigkeit schnell stattfindet. Iodkontrastmittel bestehen aus verhältnismäßig kleinen Molekülen mit Molekulargewichten zwischen 800 und 1600. Solche Kontrastmittel werden innerhalb weniger Minuten nach der Injektion schnell und umfangreich außerhalb der Blutgefäße in das gesamte extrazelluläre Fluid verteilt und sind hoch diffusionsfähig. Somit wurde in dem Modell angenommen, dass der Transport des Kontrastmittels zum größten Teil flussbegrenzt ist, wobei diese Annahme auf jedes Organ in dem kardiovaskulären Modell gleich angewendet wurde.
Die Durchlässigkeit (P) und die Transferfläche (S) werden wegen der Schwierigkeit, sie ohne sehr ausführliche anatomische Informationen getrennt zu ermitteln, üblicherweise als eine Einheit behandelt. Das Durchlässigkeits-Flächeninhalts-Produkt (PS) wird als der "Kapillartransportkoeffizient" bezeichnet. Häufig wird die Größe des PS in einem Organ in Bezug auf die Blutfließgeschwindigkeit Q ausgedrückt. Falls PS/Q größer als 1 ist, ist der Transport flussbegrenzt. Falls PS/Q kleiner als 1 ist, ist er diffusionsbegrenzt. In einem Versuch, akzeptable PS-Werte in dem Modell zu bestimmen, wurden für mehrere verschiedene PS/Q-Werte simulierte graphische Darstellungen der CT-Verstärkung erzeugt. Die simulierten graphischen Darstellungen sind für PS/Q-Werte gleich 0,1, 1, 2, 20 und unendlich für die Aorta in 14(a) und für die Leber in 14(b) gezeigt.
Außerdem wurden simulierte graphische Darstellungen unter der Annahme keiner transkapillaren Sperre zwischen den Kapillarräumen und den extrazellulären Räumen, d. h., dass jedes Organ durch ein einzelnes Kompartiment repräsentiert wird, erzeugt. Die durch die Erfindung mit PS/Q = 20 erzeugten simulierten graphischen Darstellungen der CT-Verstärkung nähern sich eng jenen an, die durch Ignorieren der transkapillaren Sperre erhalten wurde. Somit ist dieser PS/Q-Wert nahe der oberen Grenze des flussbegrenzten Kapillartransports. Die in den 14(a) und 14(b) gezeigten simulierten graphischen Darstellungen bestätigen beim Vergleich mit den empirischen graphischen Darstellungen, dass der Transport des Kontrastmittels besonders in stark durchbluteten Geweben einem flussbegrenzten Prozess folgt.
Die 15 und 16 zeigen im Datenformat bzw. im Format einer graphischen Darstellung durch die Erfindung erzeugte beispielhafte Aorta- und Leberverstärkungsniveaus. Der Betrieb der Erfindung kann am besten anhand von 15 erstanden werden. Vor Ausführung eines CT-Scans gibt ein Betreiber in Übereinstimmung mit der obigen Beschreibung der Erfindung die Patienten-spezifischen Informationen wie etwa die Größe, das Gewicht und das Herzzeitvolumen sowie ein Injektionsprotokoll in das Programm ein. Daraufhin erzeugt das Programm Ausgabedaten, die die vorhergesagten Organ-spezifischen Verstärkungswerte als Funktion der Zeit zeigen. Die Ausgabedaten können wie in 15 gezeigt die Form eines Datenstroms oder wie in 16 gezeigt die einer graphischen Darstellung annehmen.
Der Betreiber betrachtet anfangs die Daten, um zu bestimmen, ob das vorgeschlagene Injektionsprotokoll während einer akzeptablen Dauer zu einem akzeptablen Verstärkungsniveau führt. Falls die Daten zeigen, dass das gewünschte Verstärkungsniveau nie erreicht wird oder nicht für eine ausreichend lange Zeitdauer aufrechterhalten wird, wählt der Betreiber ein anderes Injektionsprotokoll aus und führt das Programm daraufhin erneut aus, bis ein zufrieden stellend vorhergesagtes Verstärkungsniveau erhalten wird.
Nachdem der Betreiber eine Ausgabe erhalten hat, die ein akzeptables vorhergesagtes Verstärkungsniveau und eine akzeptable vorhergesagte Verstärkungsdauer zeigt, wählt er eine Scan-Startzeit und -Dauer einschließlich einer geeigneten Kollimationsdicke und Tischgeschwindigkeit aus. Alternativ kann die gesamte Auswahl oder ein Teil der Auswahl durch den Computer ausgeführt werden. Falls diese Informationen offline von dem CT-Steuercomputer erhalten werden, werden sie daraufhin in den CT-Scanner eingegeben, woraufhin der Scan ausgeführt wird. Beispielsweise zeigen die Daten aus 15 unter der Annahme eines Schwellenwert-Leberverstärkungsniveaus von 50, dass das Schwellenverstärkungsniveau erst 64 Minuten nach Injektion des Kontrastmittels in den Patienten erreicht wird. Außerdem zeigen die Daten, dass das Schwellenverstärkungsniveau etwa 1,7 Minuten aufrechterhalten wird. Unter Verwendung dieser Informationen gibt ein Betreiber die Scan-Startzeit, die Scan-Dauer, die Kollimationsdicke und die Tischgeschwindigkeit in den CT-Scanner ein und führt anschließend an dem Patienten den Scan aus. Alternativ kann Computer-Software implementiert werden, um die Ausgabeinformationen automatisch direkt in den CT-Scanner zu übertragen.
Das Programm der Erfindung gibt eine Ausgabe, die ein vorhergesagtes Verstärkungsniveau in dem Gewebe von Interesse als Funktion der nach der Injektion verstrichenen Zeit enthält. Wie oben diskutiert wurde, ist der Verstärkungsschwellenwert ein Niveau der Gewebeverstärkung, unter dem sich ein Scan schlechter Qualität ergibt. Die Scan-Dauer ist die Zeit zwischen dem Start des Scans und dem Ende des Scans. Um den Scan zu optimieren, muss das gescannte Gewebe während der gesamten Scan-Dauer ein Verstärkungsniveau aufrechterhalten, das gleich dem oder größer als das Schwellenverstärkungsniveau ist.
Die Erfinder haben die Erfindung weiter erweitert, indem sie ein Mittel zum Analysieren der erzeugten vorhergesagten Verstärkungsfunktion (Verstärkungsniveau in Bezug auf die Zeit) geschaffen haben, um zu bestimmen, ob das vorhergesagte Verstärkungsniveau in dem zu durchmusternden Gewebe die für einen optimalen Scan erforderlichen Kriterien ausreichend erfüllt, und indem sie ein Mittel geschaffen haben, um das Injektionsprotokoll einzustellen, bis die Ausgabe akzeptabel ist.
Das Programm schafft ein Mittel, um das Injektionsprotokoll einzustellen, falls die ausgegebene vorhergesagte Verstärkungsfunktion in der vorzugsweise in einem Computerprogramm implementierten bevorzugten Ausführungsform angibt, dass das Gewebeverstärkungsniveau das gewünschte Verstärkungsniveau nie erreicht oder dass das Gewebeverstärkungsniveau nicht für eine Zeitdauer, die gleich der oder größer als die Scan-Dauer ist, über dem gewünschten Schwellenwert aufrechterhalten wird.
Anhand von 16 ist der Ausgabe der bevorzugten Ausführungsform eine graphische Darstellung oder eine Kurve 150, die ein vorhergesagtes Verstärkungsniveau als Funktion der Zeit zeigt, das einer Linie 152 überlagert ist, die den Verstärkungsschwellenwert repräsentiert. Wenn die Spitzenverstärkung, das höchste von der Kurve 150 erreichte Niveau, unter dem gewünschten Schwellenwert liegt oder wenn das Zeitintervall (B – A) kürzer als die gewünschte Scan-Dauer ist, muss das Verstärkungsniveau erhöht werden, um einen akzeptablen Scan zu erhalten. In der graphischen Darstellung aus 16 übersteigt die Verstärkungskurve 150 den Verstärkungsschwellenwert für die Zeitdauer (B – A).
Falls die Spitzenverstärkung den Schwellenwert nicht erreicht oder falls das Zeitintervall (B – A) nicht gleich der oder größer als die gewünschte Scan-Dauer ist, bietet die bevorzugte Ausführungsform dem Betreiber zwei Optionen, um das vorhergesagte Verstärkungsniveau zu erhöhen. Es ist im Gebiet bekannt, dass die Erhöhung des Kontrastmittelvolumens, der Fließgeschwindigkeit oder der Konzentration das Niveau der Verstärkung erhöht. Da das Verstärkungsniveau eine Funktion der Menge des während einer gegebenen Zeitdauer durch ein besonderes Gewebe transportierten Kontrastmittels ist, führen eine Erhöhung des Flusses, des Volumens und der Konzentration sämtlich zu erhöhten Verstärkungsniveaus. In der Mehrzahl der Injektionssysteme werden das Volumen und die Fließgeschwindigkeit durch die Steuerungen des Injektionssystems leicht eingestellt. Außerdem haben die meisten medizinischen Einrichtungen eine begrenzte Anzahl verschiedener Konzentrationen. Somit sind die meisten praktischen Einstellungen zur Einstellung der Verstärkungsniveaus Einstellungen des Volumens und der Fließgeschwindigkeit. Allerdings ist die Einstellung der Konzentration ebenfalls akzeptabel, um die Verstärkung zu erhöhen.
Die Schritte dieses Aspekts der bevorzugten Ausführungsform sind in dem Ablaufplan aus 21 gezeigt. Nach dem Empfang einer Eingabe einer vorhergesagten Kontrastverstärkungsfunktion, eines Verstärkungsschwellenwerts und einer Scan-Dauer bestimmt das Programm, ob die vorhergesagte Verstärkungsfunktion den Schwellenwert für eine Zeitdauer übersteigt, die größer als die Scan-Dauer ist. Wenn das nicht der Fall ist, hat der Betreiber die Option, entweder (i) das Kontrastmittelvolumen zu erhöhen oder (ii) die Strömungsgeschwindigkeit zu erhöhen. Nach dem Empfang eines neuen Volumens, einer neuen Fließgeschwindigkeit oder beider bestimmt das Programm, ob die maximal zulässige Fließgeschwindigkeit oder ob das maximal zulässige Volumen erreicht worden sind. Es ist im Gebiet bekannt, dass die Injektionsfließgeschwindigkeiten und -volumina maximale Grenzwerte haben, oberhalb derer Sicherheitsbedenken entstehen. Diese Grenzwerte ändern sich in Abhängigkeit von vielen Faktoren einschließlich des besonderen Patienten, des Kontrastmittels und der besonderen betroffenen Prozedur. Somit berücksichtigt die vorliegende Erfindung die Eingabe von Maximalwerten für die Fließgeschwindigkeit und für das Volumen. Wenn entweder das maximal zulässige Kontrastmittelvolumen oder die maximal zulässige Injektionsgeschwindigkeit erreicht sind, ohne dass das Schwellenverstärkungsniveau erreicht wird, ermöglicht das Programm, die andere weiter zu erhöhen, bis beide Maxima erreicht sind. Nach Eingabe neuer Werte iteriert das Programm anhand der neuen Werte die Schritte des Aktualisierens der vorhergesagten Verstärkungsfunktion. Auf diese Weise wird das Kontrastmittelvolumen oder die Fließgeschwindigkeit zunehmend erhöht, bis das Zeitintervall (B – A) gleich der geforderten Scan-Dauer oder größer als sie wird.
Wenn das Volumen und die Fließgeschwindigkeit die Maximalwerte erreicht haben und die vorhergesagte Verstärkungsfunktion den Schwellenwert nicht für eine größere oder gleiche Zeitdauer als die Scan-Dauer übersteigt, benachrichtigt das Programm in der bevorzugten Ausführungsform den Betreiber, dass ein neuer Verstärkungsschwellenwert gewählt werden muss.
Obgleich die bevorzugte Ausführungsform ermöglicht, dass der Betreiber verschiedene Fließgeschwindigkeiten und Volumina eingibt, könnte der gesamte Prozess automatisiert und durch einen Computerprozessor ausgeführt werden. Beispielsweise könnte als eine Alternative dazu, dass der Betreiber die Fließgeschwindigkeit und das Volumen auswählt, um ein akzeptables Verstärkungsniveau zu erhalten, ein lineares Zweiteilungsverfahren oder ein anderer bekannter mathematischer Prozess in den Computer programmiert werden, um durch Verringern der Differenzen zwischen zwei Grenzwerten und Aktualisieren der zwei Grenzwerte nach einem Konvergenzpunkt aufzulösen.
Obgleich eine Schwankung des Herzzeitvolumens das Niveau der Verstärkung in einem gegebenen Gewebe beeinflussen kann, haben die Erfinder festgestellt, dass eine Änderung des Herzzeitvolumens die Zeitdauer, in der ein besonderes Verstärkungsniveau erreicht wird. drastischer beeinflusst. Allerdings wählt das Programm ein Herzzeitvolumen aus, von dem angenommen wird, dass es dem Patienten am engsten zugeordnet ist, wobei es diesen Wert in seiner Berechnung der vorhergesagten Verstärkungsfunktion verwendet. Außerdem berücksichtigt das Programm eine Eingabe alternativer Werte für das Herzzeitvolumen durch den Betreiber, wobei jede resultierende Verstärkungsfunktion unter Verwendung des oben beschriebenen Verfahrens getestet wird. Auf diese Weise kann ein Betreiber sicher sein, dass ein spezifisches Injektionsprotokoll zu einer vorhergesagten Verstärkungsfunktion führt, die den gewünschten Schwellenwert unabhängig vom Herzzeitvolumen des Patienten für die gesamte Scan-Dauer übersteigt.
Wie in dem Ablaufplan aus 21 gezeigt ist, ermöglicht das Verfahren der vorliegenden Erfindung, wenn die vorhergesagte Dauer der Verstärkung (B – A) größer als die geforderte Scan-Dauer ist, dass der Betreiber aus den folgenden Optionen auswählt: (i) Verringern des Volumens des Kontrastmittels oder (ii) Verringern der Injektionsgeschwindigkeit; oder (iii) Aufrechterhalten des momentanen Verstärkungsniveaus und Suchen nach dem optimalen Scan-Intervall innerhalb A und B. Die Optionen (i) und (ü) können für einen effizienteren Scan oder aus Gründen, die mit einer medizinischen Vorgeschichte des Patienten zusammenhängen, verwendet werden. Beispielsweise werden dadurch, dass das Volumen des Kontrastmittels verringert wird, Kosten gespart, während dem Patienten kein unnötiges zusätzliches Kontrastmittel gegeben zu werden braucht, um einen akzeptablen Scan zu erzeugen. Da das Kontrastmittel Nebenwirkungen auf den Patienten haben könnte, kann es erwünscht sein, die Menge des Kontrastmittels zu verringern. um die Menge des Kontrastmittels, das ein Patient empfangen muss, um sich einem erfolgreichen CT-Scan zu unterziehen, zu begrenzen.
Wie in dem Ablaufplan aus 21 gezeigt ist, sind die Prozessschritte zum Verringern des Volumens und/oder der Geschwindigkeit mit Ausnahme der Richtung der Einstellung praktisch gleich dem Verfahren zum Erhöhen dieser Werte, wobei die obige Diskussion in Bezug darauf hier gleichfalls anwendbar ist. Außerdem ist vorhersehbar, dass die Prozessschritte zum Erhöhen und Verringern der Fließgeschwindigkeit und/oder des Volumens beide in einer Scan-Prozedur verwendet werden könnten, falls z. B. eine Einstellung in einer Richtung zu einer zu starken Änderung des Verstärkungsniveaus führen würde oder falls nach Absenken des Schwellenwerts vorhergesagt wird, dass das Verstärkungsniveau den überarbeiteten Schwellenwert für eine übermäßige Zeitdauer übersteigt.
Alternativ oder falls die obigen Bedenken keine Rolle spielen, ermöglicht die bevorzugte Ausführungsform wie oben in der Option (iii) erwähnt die Option, das gewählte Injektionsprotokoll aufrechtzuerhalten und dasjenige optimale Intervall zwischen dem Zeitpunkt A und dem Zeitpunkt B zu bestimmen, das gleich der Scan-Dauer ist und währenddessen das Gewebeverstärkungsniveau am größten ist. Das hier anfangs beschriebene Verfahren war dadurch eine erhebliche Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik, dass es vor der Injektion eine Vorhersage ermöglichte, ob das Verstärkungsniveau den Schwellenwert übersteigen wird oder ob Modifizierungen an den verschiedenen Eingabeparametern erforderlich sind, um ein Gewebeverstärkungsniveau zu erhalten. das den Schwellenwert für die Scan-Dauer übersteigt. Auf diese Weise kann ein Betreiber die richtige Verzögerung nach Initiieren der Injektion, um mit dem Scan zu beginnen, sowie eine optimale Scan-Dauer bestimmen. Außerdem ermöglichten diese Informationen, dass der Betreiber verschiedene Scan-Parameter einschließlich der Tischgeschwindigkeit und der Kollimationsdicke ändert, um einen Scan während der Zeitdauer zu erzielen, wenn das Gewebeverstärkungsniveau den Schwellenwert übersteigt.
Unter bestimmten Umständen übersteigt die vorhergesagte Gewebeverstärkungsfunktion das Schwellenverstärkungsniveau für eine Zeitdauer, die größer als die Scan-Dauer ist. Der Betreiber könnte beliebig auswählen, an welchem Punkt, nachdem das Gewebeverstärkungsniveau den Schwellenwert übersteigt, mit dem Scan begonnen wird, solange der Scan abgeschlossen wird, bevor sich das Gewebeverstärkungsniveau unter das Schwellenniveau verringert hat, und ein akzeptabler Scan erhalten wird. Weiter haben die Erfinder aufbauend auf die Erfindung ein Mittel geliefert, um eine Scan-Startzeit auszuwählen, die veranlasst, dass der Scan während des optimalen Zeitfensters zwischen dem Zeitpunkt B und dem Zeitpunkt A stattfindet, falls die Dauer, in der die vorhergesagte Verstärkung über dem Schwellenwert liegt, die Scan-Dauer um mehr als eine vorbestimmte Zeitdauer übersteigt. Wie in dem Ablaufplan aus 21 gezeigt ist, wird der Punkt A zum Einsetzen des Scans, wenn das Zeitintervall (B – A) gleich der erwarteten Scan-Dauer (oder etwa 10 größer als sie) ist. Somit beginnt das optimale Zeitfenster des Scans zum Zeitpunkt A und endet beim Zeitpunkt B. Falls das Zeitintervall (B – A) allerdings erheblich größer als die erwartete Scan-Dauer plus 10 ist, wählt die Erfindung innerhalb B – A ein optimales Zeitfenster aus, indem sie die verfügbaren vorhergesagten Verstärkungen maximiert. Dies wird am besten verständlich anhand von 19.
In 19 ist die Verstärkungskurve oder -funktion 150 des zu durchmusternden Gewebes zusammen mit einem gewünschten Schwellenwert der Verstärkung 152 in einer graphischen Darstellung der Verstärkung in Abhängigkeit von der nach der Injektion verstrichenen Zeit angezeigt. Wie gezeigt ist, erhöht sich das Verstärkungsniveau des zu durchmusternden Gewebes vom Niveau 0 zum Zeitpunkt 0 auf ein Niveau zum Zeitpunkt A, das gleich dem gewünschten Verstärkungsschwellenwert ist. Das Gewebeverstärkungsniveau steigt bis zu einem Spitzenverstärkungsniveau über dem Schwellenwert weiter an und nimmt daraufhin ab, bis es zum Zeitpunkt B erneut gleich dem gewünschten Schwellenwert ist. Nach dem Zeitpunkt B nimmt das Gewebeverstärkungsniveau weiter unter den Schwellenwert ab. Wie im Gebiet bekannt ist. führt eine Einphaseninjektion zu einem einzelnen Spitzenverstärkungsniveau, das wie in 19 gezeigt erreicht wird. Somit wird die Dauer der vorhergesagten Verstärkung über dem Schwellenwert als (B – A) repräsentiert.
Immer noch anhand von 19 wählt das Verfahren der vorliegenden Erfindung zwei Punkte (C und D) aus, deren Differenz (D – C) gleich der Scan-Dauer ist und zwischen denen die Fläche unter der Verstärkungskurve über dem Schwellenwert (AUC) maximiert wird. Wie in einem der Schritte des Ablaufplans aus 21 ausgeführt wird, wird zum Bestimmen des optimalen Scan-Intervalls ein Satz AUCs berechnet, während der Punkt C mit einem festen Intervall (D – C) inkrementell fortschreitet. Die erste AUC wird berechnet, wenn C mit A zusammenfällt. Dies entspricht dem Beginn des Scans zu dem Zeitpunkt, an dem das Gewebeverstärkungsniveau erstmals gleich dem Schwellenwert ist. Die letzte AUC wird berechnet, wenn D mit B zusammenfällt. Dies entspricht dem Ende des Scans, wenn das Gewebeverstärkungsniveau für den zweiten Zeitpunkt gleich dem Schwellenniveau ist. Nach Berechnen des Satzes der AUCs stellt das Auswählen der maximalen AUC die optimale Scan-Startzeit (C) und Scan-Endzeit (D) ein.
Die Anzahl der AUCs in dem Satz hängt von dem Inkrement ab, mit dem C fortschreitet. Natürlich ergibt sich ein umso genauerer Durchschnitt des für den optimalen Scan vorhergesagten Zeitintervalls, je kleiner das Inkrement des Fortschreitens ist. Die Erfinder haben festgestellt, dass das Berechnen der AUCs befriedigend ist, während C in Einheiten von 1 Sekunde inkrementell forschreitet. Wenn die Verstärkungskurve einphasig ist, veranschaulicht eine graphische Darstellung des Satzes der AUCs eine ähnliche Verteilung, wobei das optimale Scan-Intervall den Spitzenverstärkungspunkt enthält. Somit sollte die maximale AUC in einem Einphasen-Scan bekannt sein, wenn die berechnete AUC von einem Spitzenwert zu sinken beginnt.
Anders als im Stand der Technik ermöglicht die anfangs hier offenbarte Erfindung, dass der Betreiber vor dem Start einer Injektion vorhersagt, ob die Gewebeverstärkung erfolgreich einen Schwellenwert erreicht, ob das Gewebeverstärkungsniveau für die gesamte Scan-Dauer über dem Schwellenwert gehalten wird und die richtige Scan-Verzögerung vorhersagt, die ermöglicht, dass der Scan zu einem Zeitpunkt beginnt, wenn das Gewebeverstärkungsniveau den Schwellenwert übersteigt. Die oben beschriebenen Verbesserungen verbessern die Erfindung dadurch, dass sie ein Mittel zum Optimieren des Injektionsprotokolls schaffen, um akzeptable Verstärkungsniveaus zu erhalten und die Scan-Startzeit zu optimieren, wenn vorhergesagt wird, dass die Periode der akzeptablen Verstärkung größer als die Scan-Dauer ist.
Diese Verfahren sowie jene, die anfangs beschrieben worden sind, sind erhebliche Verbesserungen gegenüber dem Stand der Technik und ermöglichen eine Vorhersage, die vollständig innerhalb akzeptabler Genauigkeitsgrenzwerte liegt. Allerdings haben die Erfinder die Erfindung weiter verbessert, indem sie noch genauere Vorhersagen geschaffen haben. Wie oben erläutert wurde, steht das Gewebeverstärkungsniveau in direkter Beziehung mit dem Volumen und der Konzentration des Kontrastmittels in dem zu durchmusternden Gewebe, wenn der Scan stattfindet. Da das Kontrastmittel durch das kardiovaskuläre System durch den Patienten verteilt wird, steht die Menge des Kontrastmittels in einem gegebenen Gewebe zu einem gegebenen Zeitpunkt in Beziehung zu verschiedenen Patienten-spezifischen Parametern, die den Kontrastmitteltransport durch den Patienten beeinflussen. Diese umfassen die Größe, das Gewicht, das Geschlecht, das Alter und das Herzzeitvolumen.
Anders als die Größe, das Gewicht, das Geschlecht und das Alter lässt sich das Herzzeitvolumen nicht leicht messen. Wie oben erläutert wurde, können viele Faktoren einschließlich des Erkrankungsstatus oder eines früheren Herzfehlers das Herzzeitvolumen beeinflussen. Außerdem behält ein Patient während seiner gesamten Lebensdauer nicht das gleiche Herzzeitvolumen bei.
Die Eingabe des richtigen Herzzeitvolumens in das Modell ist für eine genaue Vorhersage der optimalen Scan-Verzögerung erforderlich. Beispielsweise fällt der vorhergesagte optimale Zeitpunkt für den Beginn des Scans eines Gewebes nicht mit dem wirklichen optimalen Zeitpunkt für den Beginn des Scans des Gewebes zusammen, falls ein Patient ein schlechtes Herzzeitvolumen besitzt, während der Betreiber ein Standardherzzeitvolumen verwendet, da der Herzstatus unbekannt ist. Obgleich das vorhergesagte Schwellenniveau schließlich erreicht wird, ist es möglich, dass die maximale Periode der Verstärkung wegen der Eingabe eines falschen Herzzeitvolumens immer noch nicht mit der Periode des Scans zusammenfällt.
Um ein veränderliches Herzzeitvolumen zu berücksichtigen, sah die anfangs beschriebene Erfindung die Eingabe verschiedener Herzzeitvolumenwerte in das mathematische Modell des kardiovaskulären Systems vor. Außerdem sah die anfangs beschriebene Erfindung vor, dass der Betreiber mehrere alternative Werte für das Herzzeitvolumen auswählt und eine Familie vorhergesagter Gewebeverstärlcungsfunktionen oder -kurven erzeugt, die den alternativen Werten entsprechen. Durch Vorhersage und Analyse der Kurvenfamilie vor der Injektion konnte der Betreiber sicherstellen, dass das Gewebeverstärkungsniveau die Schwellenverstärkung unabhängig von dem Herzzeitvolumen erreicht oder übersteigt.
In der später beschriebenen Erfindung besitzt jedes Familienmitglied einen etwas anderen Herzzeitvolumenstatus, so dass die gesamte Familie die vorhergesagten Gewebeverstärkungsfunktionen für das ge samte Spektrum des Herzzeitvolumenstatus repräsentiert. Die Erhöhung der Anzahl der Familienmitglieder erhöht die Genauigkeit der Vorhersage für einen gegebenen Patienten. Beispielsweise gibt die Änderung des Standardherzzeitvolumens um 10% zwischen jedem Familienmitglied von 10% bis 110% das vorhergesagte Gewebeverstärkungsniveau in zehn Patienten mit bis auf das Herzzeitvolumen gleichem Körperhabitus, wobei die vorhergesagten Verstärkungsfunktionen die Differenz widerspiegeln, die allein durch die 10 Differenz des Herzzeitvolumens zwischen jedem Patienten verursacht wird.
Die anfangs beschriebene Erfindung sieht vor, dass die Verstärkung nach Initiieren der Injektion wirklich gemessen und die Verstärkungskurvenfamilie mit der wirklichen Verstärkungskurve vergleichen wird, um zu bestimmen, welches Familienmitglied den wirklichen Verstärkungsniveaus am nächsten ähnelt. Auf die Weise schafft sie ein Mittel, um frühzeitig in dem Scan, bevor das Schwellenniveau erreicht worden ist, zu bestimmen, ob die Scan-Parameter richtig sind, und ermöglicht sie bei Bedarf die Anpassung.
Obgleich dies eine erhebliche Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik ist, muss der Vergleich der Kurvenfamilie mit den wirklichen Verstärkungsmessungen in dem zu durchmusternden Gewebe schnell ausgeführt werden, um Zeit zu lassen, um die Scan-Parameter bei Bedarf einzustellen. Somit verwendet die später beschriebene Erfindung eine Kombination einer vorhergesagten Verstärkungsfunktion in einem Bereich von Interesse wie etwa der Aorta vor der Injektion und Messungen wirklicher Verstärkungsniveaus nach Initiierung der Injektion, um einen Korrekturfaktor (wie etwa einen richtigen Herzzeitvolumenstatus) zu berechnen, der von dem Modell bei der Vorhersage einer Gewebeverstärkungsfunktion für das zu durchmusternde Gewebe wie etwa die Leber zu verwenden ist. Die bevorzugte Ausführungsform schafft einen aufeinander folgenden Prescan mit niedriger Dosis der Aorta nach der Injektion, um das mathematische Modell für unbekannte oder schwer zu messende spezifische Patientenparameter wie etwa das Herzzeitvolumen zu kalibrieren. Da das Kontrastmittel die Aorta schneller als die Leber erreicht, erhöht die Verwendung der Verstärkungsniveaumessungen in der Aorta als Rückkopplung die Zeitdauer, die zur Verfügung steht, um vor dem geforderten Einsetzen des Leber-Scans Korrekturen an den Scan-Parametern vorzunehmen.
Die vorliegende Ausführungsform wird in einem Computerprogramm implementier und kann in einem selbstständigen Computer, in einem in einer CT-Scan-Maschine enthaltenen Computer oder in einem in einem Injektionssystem enthaltenden Computer implementiert werden. Außerdem könnte die vorliegende Erfindung in einem CT-Scan-System implementiert werden, das eine Injektionseinrichtung und eine CT-Scan-Maschine enthält, die beide durch denselben Computer gesteuert werden. In der bevorzugten Ausführungsform enthält das Computerprogramm ein mathematisches Modell des kardiovaskulären Systems des Patienten. Die Einzelheiten des mathematischen Modells wurden oben ausführlich erläutert.
Das Computerprogramm akzeptiert Eingabewerte für jene Parameter in dem Patienten und in dem Injektionsprotokoll, die den Kontrastmitteltransport durch das kardiovaskuläre System beeinflussen. Diese umfassen das Alter, das Geschlecht, die Größe, das Gewicht und das Herzzeitvolumen des Patienten sowie die Fließgeschwindigkeit, das Volumen, die Konzentration und die Phase der Injektion sowie die Scan-Dauer. Das Programm akzeptiert die Eingaben und erzeugt sowohl für die Aorta- als auch für die Leberverstärkung ein vorhergesagtes Verstärkungsniveau als Funktion einer verstrichenen Zeitdauer nach der Injektion. 20 zeigt eine Tabelle, die die von dem Programm für einen besonderen Patienten mit einem besonderen Körperhabitus und unter der Annahme eines Standardherzzeitvolumens ausgegebenen Daten gibt. Der Betreiber hat bereits unter Verwendung des oben dargestellten Verfahrens das Injektionsprotokoll in der Weise eingestellt, dass sichergestellt ist, dass die vorhergesagte Verstärkungsfunktion den Schwellenwert für eine Zeitdauer übersteigt, die die Scan-Dauer übersteigt. Die in 20 angezeigten Spalten von Informationen sind wie folgt: die ganz linke Spalte mit der Überschrift "Zeit" repräsentiert die seit dem Start der Injektion verstrichene Zeit; die nächste Spalte nach rechts zeigt das berechnete vorhergesagte Leberverstärkungsniveau in Hounsefield-Einheiten an; die nächste Spalte ist die Differenz zwischen dem vorhergesagten Verstärkungsniveau und dem als 50 Hounsefield-Einheiten im Voraus gewählten Schwellenwert; und die nächste Spalte zeigt die berechnete AUC an, wobei jeder Eintrag auf seine entsprechende Scan-Startzeit ausgerichtet ist. Beispielsweise entspricht der erste Eintrag von 9,6 einer Scan-Startzeit von 40 Sekunden und einer Scan-Endzeit von 70 Sekunden. Die maximale AUC ist bereits unter Verwendung der Methodik der vorliegenden Erfindung als 263,6 identifiziert worden, was einer Scan-Startzeit von 60 und einer Scan-Endzeit von 90 entspricht. Die Scan-Startzeit und die Scan-Endzeit für das optimale Zeitfenster sind in der letzten Spalte der Tabelle aus 20 identifiziert.
Um die Vorhersage der Scan-Startzeit zu verbessern, kann das Verfahren der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um die Ausgabe der Tabelle in 20 zu aktualisieren oder zu bestätigen. Zunächst wird vor Initiierung der Injektion in einem Bereich von Interesse ein Grundlinien-Scan ausgeführt, um eine Berechnung des wirklichen Verstärkungsniveaus für den Bereich von Interesse zu ermöglichen. Wie im Gebiet bekannt ist, ist der Grundlinien-Scan ein Scan mit niedriger Dosis oder ein Teil-Scan, in dem die Röntgenstrahlendosis im Vergleich zu einem typischen Scan erheblich verringert ist, wobei Ansichten über weniger als einen vollen Umlauf des Gestells erfasst werden können. Somit ist diese Röntgenstrahlendosis erheblich niedriger als bei einem normalen Bild-Scan, wobei aber dennoch ein Schnittbild rekonstruiert werden kann.
In der bevorzugten Ausführungsform wird eine wirkliche Aortaverstärkungsfunktion mit vorhergesagten Aortaverstärkungsfunktionen verglichen, die unter Verwendung verschiedener Herzzeitvolumenausgaben erzeugt worden sind, um einen Korrekturfaktor zu berechnen, der vor der Vorhersage einer Leberverstärkungsfunktion auf das Modell anzuwenden ist. Nachdem der Korrelurfaktor angewendet worden ist, ist die erzeugte vorhergesagte Leberverstärkungsfunktion genauer als die vorhergesagte Leberverstärkungsfunktion, die ohne den Korrekturfaktor erzeugt worden ist. Obgleich der überwachte Bereich von Interesse das zu durchmusternde Gewebe sein kann, wird bevorzugt ein Bereich von Interesse überwacht, der verschieden von dem zu durchmusternden Gewebe ist und eine schnellere Messantwort als dieses liefert, um eine maximale Zeitdauer zum Kalibrieren des mathematischen Modells für den besonderen Patienten und zum Aktualisieren der Scan-Parameter zu ermöglichen. In der bevorzugten Ausführungsform wird ein Bereich von Interesse ausgewählt, der auf eine wirkliche Verstärkung überwacht und ausreichend analysiert werden kann, bevor das zu durchmusternde Gewebe ein Schwellenverstärkungsniveau erreicht. Dies ermöglicht, dass das Programm die Rückkopplung von der Überwachung verwendet, um die Genauigkeit des Modells zu erhöhen, das daraufhin zur Vorhersage einer Gewebeverstärkungsfunktion verwendet wird. Die genauere Gewebeverstärkungsfunktion kann daraufhin verwendet werden, um deutlich vor Einsetzen des Scans optimale Scan-Parameter auszuwählen.
Nachdem der Betreiber einen geeigneten Bereich von Interesse ausgewählt und einen Grundlinien-Scan des Bereichs von Interesse ausgeführt hat, wird die Injektion gemäß dem gewählten Injektionsprotokoll initiiert. Nachdem die Injektion initiiert worden ist und während die Injektion verabreicht wird, wird die CT-Scan-Maschine unter Verwendung von Prescan-Röntgenstrahlen mit niedriger Dosis zur Überwachung des Verstärkungsniveaus des Bereichs von Interesse verwendet. Wie in 23 gezeigt ist, werden die Informationen von der Prescan-Überwachung durch das Programm verwendet, um eine wirkliche Aortaverstärkungsfunlaion zu erzeugen. Die vorhergesagte 160 und die wirkliche 162 Bereichsverstärkungsfunktion können wie in 23 zum Vergleich in derselben graphischen Darstellung angezeigt werden. Außerdem können die von der Prescan-Überwachung erzeugten Daten zur Anzeige des Kontrastverstärkungsniveaus in einer Tabelle oder zur Rekonstruktion eines wirklichen Bilds des überwachten Bereichs von Interesse verwendet werden.
Nachdem ausreichend Zeit verstrichen ist, kann die vorhergesagte Bereichsverstärkungsfunktion mit der von dem Prescan mit niedriger Dosis des Bereichs von Interesse erzeugten wirklichen Bereichsverstärkungsfunktion verglichen werden. Die Ergebnisse des Vergleichs können dazu verwendet werden, das mathematische Modell für Faktoren wie etwa das Herzzeitvolumen zu kalibrieren, bevor das vorhergesagte Gewebeverstärkungsniveau für das zu durchmusternde Gewebe erzeugt wird. In 23 ist die vorhergesagte Aortaverstärkungsfunktion 160 zusammen mit der wirklichen Aortaverstärkungsfunktion 162 von der Prescan-Überwachung gezeigt.
Außerdem sind in 23 eine ursprünglich vorhergesagte Leberverstärkungsfunktion 164 und eine aktualisierte oder kalibrierte vorhergesagte Leberverstärkungsfunktion 166, die den zwei Aortakurven entspricht, gezeigt. Wie zu sehen ist, muss das Einsetzen des Leber-Scans wegen eines gemessenen verringerten Herzzeitvolumens in dem Patienten länger als ursprünglich vorhergesagt verzögert werden. Es ist diese Rückkopplung, die von der vorliegenden Erfindung verwendet wird, um den vorhergesagten Leber-Scan anhand der wirklichen Messung der Aortaverstärkungsniveaus mit einem Prescan mit niedriger Dosis zu kalibrieren oder fein abzustimmen.
Um die Differenz zwischen dem vorhergesagten und dem wirklichen Aortazeitvolumen des Patienten zu bestimmen, kann der Anstieg der gemessenen Aortaverstärkungslcurve 162 zu einem vorbestimmten Zeitpunkt berechnet und mit dem berechneten Anstieg der vorhergesagten Aortaverstärkungskurve 160 verglichen werden. Allerdings ist dieser Anstiegsvergleich unzuverlässig, da beobachtet worden ist, dass eine frühe Aortaverstärkungsmessung häufig pulsierend und verrauscht ist. Die Erfinder haben festgestellt, dass durch graphische Darstellung der wirklichen Verstärkung als Funktion der nach der Injektion verstrichenen Zeitdauer (die Verstärkungskurve 162) und Messung der Fläche unter der Verstärkungskurve (AHC) nach einem vorbestimmten Zeitintervall diese berechnete AHC einen wesentlich zuverlässigen Indikator des Aortazeitvolumens des Patienten liefert.
Das Verfahren der bevorzugten Ausführungsform stellt die wirklichen Messungen der Aortaverstärkung graphisch dar, um das wirkliche Verstärkungsniveau als Funktion der Zeit zu repräsentieren, und berechnet zu einem vorbestimmten Zeitpunkt die Fläche unter der Kurve (AHC) der wirklichen Aortaverstärkungsfunktion. Diese AHC kann mit der Fläche unter der Kurve der vorhergesagten Bereichsverstärkungsfunktion verglichen werden, um die Genauigkeit des Modells zu einen und einen Korrekturfaktor zu berechnen. Die vorliegende Erfindung ist sehr nützlich bei der Bestimmung vorhergesagter Verstärkungsniveaus in einem spezifischen Gewebe eines Patienten, wenn nicht alle Patienten-spezifischen Parameter, die den Transport beeinflussen, bekannt sind. Wie oben diskutiert wurde ist beispielsweise das Herzzeitvolumen ein Patienten-spezifischer Parameter, der nicht leicht messbar ist. Allerdings können die Differenzen zwischen einer vorhergesagten Aortaverstärkungsfunktion und einer wirklich gemessenen Verstärkungsfunktion analysiert werden, um das Herzzeitvolumen eines Patienten zu bestimmen. Es ist bekannt, dass die Verzögerung zwischen der Aorta- und der Leberverstärkung die Zeitdauer repräsentiert, die es dauert, das Kontrastmittel von der Aorta bis zur Leber zu verteilen, wobei sie proportional zum Herzzeitvolumen ist. Je langsamer das Herzzeitvolumen ist, desto länger ist die Verzögerung zwischen dem Zeitpunkt, an dem das Kontrastmittel an die Aorta geliefert wird, und dem Zeitpunkt, an dem es an die Leber geliefert wird. Somit muss bei weniger als dem Standardherzzeitvolumen das Einsetzen des Leber-Scans ebenfalls verzögert werden, so dass der Scan mit der Spitzenverstärkung zusammenfällt.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung wurde verwendet, um die Wirkung des Herzzeitvolumens auf die Kontrastverstärkung für einen hypothetischen männlichen Erwachsenen mit einer festen Größe (5 Fuß, 8 Zoll) und mit einem festen Körpergewicht (150 Pfund), der einem Einphasen-Hochinjektionsprotokoll ausgesetzt wurde, zu zeigen. Das für das Modell spezifizierte Herzzeitvolumen wurde dadurch geändert, dass das Standardherzzeitvolumen mit 0,25, 0,50 und 2,0 multipliziert wurde. Vier Verstärkungskurven wurden für eine wie in 22(a) gezeigte vorhergesagte Aortaverstärkung erzeugt, und vier Verstärkungskurven wurden für eine wie in 22(b) gezeigte vorhergesagte Leberverstärkung erzeugt. Wie aus 22(a) zu sehen ist, steigt die Zeitverzögerung zu der Spitzenverstärkung sowohl bei der Aorta- als auch bei der Leberverstärkungskurve, während das Herzzeitvolumen sinkt. Der Spitzenaortawert steigt mit verringertem Herzzeitvolumen, während das Plateau der Spitzenleberverstärkung in 22(b) verlängert wird.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung wird wie folgt verwirklicht. Unter Verwendung des Computerprogramms der vorliegenden Erfindung kann eine Nachschlagtabelle konstruiert werden, um basierend auf verschiedenen Herzzeitvolumina in einem Bereich von Interesse verschiedene Ausgaben der vorhergesagten Bereichsverstärkungsniveaus zu erzeugen. Ein Beispiel einer solchen Tabelle ist in 24 gezeigt. Wie in der Tabelle gezeigt ist, werden die vorhergesagten Aortaverstärkungsniveaus für hohes Herzzeitvolumen (200%), Standardherzzeitvolumen (100%), verringertes Herzzeitvolumen (75%) und niedriges Herzzeitvolumen (50%) in 5-Sekunden-Intervallen berechnet. Außerdem wird ebenfalls in Intervallen von 5 Sekunden für jedes verschiedene Herzzeitvolumen die Fläche unter der Aortakurve berechnet. Die letzte Spalte aus 24 zeigt ein Beispiel einer Liste wirklicher Aortaverstärkungsniveaus, die aus Prescans mit niedriger Dosis und aus den Flächen unter der wirklichen Bereichsverstärkungskurve für diese Verstärkungen gemessen wurden.
Es wird eine vorbestimmte Zeitdauer nach der Injektion, z. B. 20 Sekunden, gewählt, und die in der letzten Spalte der Tabelle in 24 gezeigte wirkliche AHC bei einer Zeit gleich 20 Sekunden berechnet. Der Betreiber (oder der Computer) kann daraufhin die wirkliche AHC bei 20 Sekunden mit den vorhergesagten AHCs in den ersten vier Spalten vergleichen, um zu bestimmen, welche Spalte eine AHC von 776 HU·s zum Zeitpunkt 20 Sekunden am genauesten vorhersagt. Wie aus der Tabelle zu sehen ist, ist die Spalte mit dem Herzzeitvolumen gleich 75% am nächsten an die AHC bei 20 Sekunden (AHC = 766 HU·s) angepasst. Wenn das Herzzeitvolumen auf diese Weise bestimmt worden ist, kann das Programm unter Verwendung des Herzzeitvolumens von 75% eine vorhergesagte Leberverstärkungsfunktion berechnen. Da das Modell näher auf die Patienten-spezifischen Parameter, die die Kontrastverstärkung beeinflussen, geeicht ist, ermöglicht dies eine Vorhersage der Leberverstärkung mit wesentlich größerer Genauigkeit.
Die Tabelle aus 20 wurde zuvor erläutert, um den optimalen Einsatz des Leber-Scans für einen Patienten mit einem spezifischen Körperhabitus und unter der Annahme eines Standardherzzeitvolumens zu bestimmen. Unter Verwendung der in der Tabelle aus 24 gezeigten Ergebnisse der Aortaüberwachung wurde für denselben Patienten eine überarbeitete Tabelle erzeugt. Wie oben beschrieben wurde, geben die Ergebnisse der Tabelle in 24 zu erkennen, dass ein genaueres Herzzeitvolumen für den Patienten 75% des Standards beträgt. Somit wurde eine in 25 gezeigte neue Tabelle erzeugt, um das optimale Einsetzen des Leber-Scans vorherzusagen. Wie aus einem Vergleich von 20 mit 25 zu sehen ist, wird das unter Verwendung des Standardherzzeitvolumens vorhergesagte optimale Einsetzen für den Leber-Scan von 60 Sekunden auf eine Verzögerung von 80 Sekunden geändert, die unter Verwendung des Herzzeitvolumens von 75% des Standards vorhergesagt wurden. Das optimale Scan-Intervall wird wie oben diskutiert für die aktualisierten Leber-Scan-Parameter unter Verwendung der vorliegenden Erfindung durch die größte AHC für das Intervall der Scan-Dauer bestimmt. Somit können die Leberverstärkungsniveaus genau vorhergesagt werden, was ermöglicht, dass die gesamte Scan-Dauer während eines Intervalls maximaler Verstärkung stattfindet, selbst wenn das Herzzeitvolumen nicht leicht gemessen werden kann.
Da die Berechnung des Herzzeitvolumens 20 Sekunden nach Initiierung der Injektion ausgeführt wurde und das Einsetzen des Leber-Scans erst etwa 80 Sekunden nach Initiierung der Injektion stattfinden sollte, hat der Betreiber oder der Computer darüber hinaus ausreichend Zeit, die Scan-Parameter wie etwa die Scan-Verzögerung zu modifizieren. Obgleich eine größere Verzögerung vor Berechnen der Fläche unter der wirklichen Aortaverstärkungskurve ein genaueres Ergebnis liefern könnte., haben die Erfinder festgestellt, dass die Messung des Aortazeitvolumens 15–20 Sekunden nach Initiierung akzeptabel ist und ausreichend Zeit zur Aktualisierung der Scan-Parameter lässt.
In dem Ablaufplan aus 26 ist eine alternative Ausführungsform des Verfahrens der vorliegenden Erfindung gezeigt. Diese vorzugsweise in einem Computerprogramm verkörperte Ausführungsform erfordert die Erzeugung einer Interpolationsnachschlagtabelle, die die Zeitpunkte (t1) zeigt, zu denen verschiedene Herzzeitvolumina eine vorbestimmte AHC erreichen, und die vorhergesagte optimale Leber-Scan-Zeitpunkte (t1*) zeigt, die mit jedem (t1) korreliert sind. Die Eingabe ist in dieser Ausführungsform das wirkliche Niveau der in dem Patienten erreichten Aortaverstärkung.
Das Programm verwendet die Eingabe zur graphischen Darstellung der wirklichen Verstärkungsfunktion und zur Berechnung der regelmäßigen Intervalle der Fläche unter der wirklichen Verstärkungskurve (AHC). Wenn die berechnete wirkliche AHC gleich der AHC ist, aus der die Tabelle erzeugt wurde, wird die Zeit aufgezeichnet, die nach der Injektionsinitiierung verstrichen ist. Die aufgezeichnete Zeit wird daraufhin mit der Tabelle verwendet, um dasjenige t1 zu ermitteln, das am nächsten bei der aufgezeichneten Zeit liegt. Wenn das entsprechende t1 in der Tabelle gefunden worden ist, ist der entsprechende optimale Zeitpunkt für das Einsetzen des Leber-Scans (t1*) gegeben. Somit kann der Betreiber unter Verwendung der Tabelle vor Beginn des Einsetzens der Leberverstärkung, deutlich bevor die Zeitdauer für den Beginn des Leber-Scans stattgefunden hat, die vorhergesagte Verzögerung erhalten.
Für den Fachmann auf dem Gebiet ist klar, dass an der Erfindung verschiedene Änderungen und Ab wandlungen vorgenommen werden können. Allerdings sind diese Änderungen oder Abwandlungen in der Lehre der Offenbarung enthalten, wobei die Erfindung lediglich durch den Umfang der beigefügten Ansprüche beschränkt sein soll.
ANHANG A TABELLE 1.
TABELLE 2.
TABELLE 3.
TABELLE 4.
TABELLE 5.
TABELLE 6.

Claims

Computer (20, 130) mit einem Computerprogramm in seinem Speicher zum Vorhersagen eines strukturspezifischen CT-Verstärkungsniveaus in einem Patienten für einen gegebenen Patientenhabitus und ein spezifisches Kontrastmittel-Injektionsprotokoll, wobei das Computerprogramm dadurch gekennzeichnet ist, dass es aufweist, Mittel, um vor Durchführung eines Injektionsprotokolls ein Organanreicherungsniveau als Funktion der nach Durchführung des Injektionsprotokolls verstrichenen Zeit, basierend auf dem Injektionsprotokoll und Patienten spezifischen Parametern vorherzusagen, und Mittel, um eine optimale Scan-Startzeit und Scan-Dauer, basierend auf dem vorhergesagten Anreicherungsniveau zu bestimmen.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, worin Computer (20, 130) mit einer Computertomographiemaschine (10) verbunden ist, und worin die Computertomographiemaschine (10) weiter durch deren Computerprogramm gekennzeichnet, das Mittel aufweist, um den Scan entsprechend der vorbestimmten Scan-Startzeit und Scan-Dauer durchzuführen.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, und worin der Computer (20, 130) weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass das Programm Mittel aufweist, um Patientenspezifische Informationen und Kontrast-spezifische Informationen anzunehmen, die physiologische Kontrastverstärkungsparameter beeinflussen, und Mittel, um eine von dem Betreiber ausgewählte, Organ-spezifische Kontrastmittel-Konzentration als eine Funktion der Zeit zu berechnen und auszugeben, wobei die Mittel zum Berechnen Ogan-spezifischer Kontrastmittel-Konzentration ein mathematisches Kompartimentmodell des menschlichen kardiovaskulären Systems umfassen, das Gefäßkompartimente, die Blutgefäße darstellen, und Organkompartimente, die Organe darstellen, einschließt, wobei wenigstens eine Differentialgleichung den Transport des Kontrastmittels zu jedem Gefäßkompartiment beschreibt, und wobei wenigstens eine Differentialgleichung den Transport des Kontrastmittels zu jedem Organkompartiment beschreibt.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, worin das Programm weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass es aufweist, ein mathematisches Modell des kardiovaskulären Systems des Patienten, wobei das Modell den Transport des Kontrastmittels durch das kardiovaskuläre System mathematisch beschreibt, Mittel, um dem Betreiber (20) die Eingabe einer Vielzahl von patientenspezifischen Parametern, die den Transport des Kontrastmittels beeinflussen, in das Modell zu ermöglichen, wobei eine Eingabe eines Satzes von Parametern in das Modell dem spezifizierten Inektionsprotokoll entspricht, und wobei das Computerprogramm das Modell dazu verwendet, eine vorhergesagte Konzentration des Kontrastmittels in dem Gewebe als eine Funktion der Zeit als Antwort auf das spezifizierte Injektionsprotokoll zu berechnen, und wobei der Computer eine Anzeige aufweist, um die vorhergesagte Kontrastmittel-Konzentration als eine Funktion der Zeit als Repräsentant des Gewebeanreicherungsniveaus als eine Funktion der Zeit anzuzeigen, und um weiterhin einen minimalen Schwellenwert mit dem Gewebeanreicherungsniveau zu vergleichen, um dadurch die Startzeit und Zeitdauer eines akzeptablen Gewebeanreicherungsniveaus zu bestimmen, während der ein CT-Scan durchgeführt werden kann.
Programmierter Computer (20, 13O) nach Anspruch 1, worin das Programm weiter dadurch gekennzeichnet, dass es dem Betreiber (20) ermöglicht ein Injektionsprotokoll für ein zu injizierendes Kontrastmittel auszuwählen, wobei Mittel zur Vorhersage eines Gewebeanreicherungsniveaus als Funktion der verstrichenen Zeit nach Injektion, basierend auf dem Injektionsprotokoll und den Patienten spezifischen Parametern vor Implementierung des Injektionsprotokolls umfassen, Bereitstellen eines mathematischen Modells, das einen Kontrastmitteltransport durch das kardiovaskuläre System des Patienten beschreibt, Ermöglichen einer Eingabe durch den Betreiber (20) von Patienten-spezifischen Parametern, Patienten-spezifschen Informationen in das mathematische Modell, und Kontrastmittelspezifischen Informationen, die physiologische Kontrastanreicherungsparameter beeinflussen, Mittel zur Verwendung des mathematischen Modells zur Berechnung einer Kontrastmittelkonzentration als eine Funktion der Zeit, und Mittel zum Bestimmen eines Satzes von Parametern für einen optimalen Scan, basierend auf dem vorhergesagten Gewebeanreicherungsniveau.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 5, worin der Computer (20, 130) mit einer Computertomographiemaschine (10) verbunden ist, und worin die Computertomographiemaschine (10) weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass deren Computerprogramm ein Mittel aufweist, um den Scan entsprechend dem vorbestimmten Satz optimaler Scan-Parameter durchzuführen.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, worin der Computer (20, 130) mit einer Kontrastmittel-Injektionseinrichtung (128) zur Steuerung ihres Betriebs verbunden ist, und worin das Programm weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass es Mittel aufweist, um eine Gewebenanreicherungsfunktion zu bilden, die ein Gewebeanreicherungsniveau für das zu durchmusternde Gewebe als eine Funktion einer verstrichenen Zeit nach Injektion, basierend auf den Patienten-spezifischen Parameter und einem spezifizierten Injektionsprotokoll umfasst, und Mittel zur Bestimmung des Satzes von Injektionsprotokollparametern für einen optimalen Scan, basierend auf der vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktion, einschließlich der Verwendung der vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktion, um dadurch eine Injektionsfließgeschwindigkeit und ein, Kontrastmittelvolumen zu bestimmen, das nach Vorhersagen das Gewebeanreicherungsniveau dazu bringt, einen vorbestimmten Schwellenwert zu überschreiten, und der Einstellung des Satzes von Parametern, bis das Gewebeanreicherungsniveau gemäß Vorhersagen den Schwellenwert überschreitet.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, worin der Computer (20, 130) mit einer Kontrastmittelinjektionseinrichtung (128) verbunden ist, und worin das Programm weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass es Mittel zum Erzeugen einer Vielzahl von vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktionen aufweist, basierend auf verschiedenen Patienten-Parametern, dass einer der vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktionen, basierend auf einer Rückkopplung aus einem Scan eines Bereichs von Interesse mit geringer Dosis, ausgewählt wird, da er nahe eines Erwartingswertes ist, einschließlich dass eine wirkliche Gewebeanreicherungsfunktion des Bereichs von Interesse aus dem Scan mit geringer Dosis erzeugt wird, dass die wirkliche Gewebeanreicherungsfunktion über eine vorbestimmte Zeitdauer integriert wird, dass der integrierte Wert mit entsprechenden integrierten Werten für jede der vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktionen verglichen wird, und wenn gewünscht, dass die vorhergesagte Gewebeanreicherungsfunktion mit dem nächsten integrierten Wert ausgewählt wird.
Programmierter Computer (20, 130) nach Anspruch 1, worin der Computer (20, 130) mit einer Kontrastmittelinjektionseinrichtung verbunden ist und worin das Programm weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass es Mittel zur Erzeugung einer vorhergesagten Gewebeanreicherungsfunktion aufweist, dass ein Schwellenniveau ausgewählt wird, dass das Injektionsprotokoll eingestellt wird, bis die Gewebeanreicherungsfunktion für eine Zeitdauer, die wenigstens gleich ist zu einer gewünschten Scandauer größer bleibt als das Schwellenniveau, dass eine optimale Scan-Startzeit und -endzeit bestimmt wird durch Integrieren der Gewebeanreicherungsfunktion für aufeinanderfolgende Scan-Dauerintervalle, die in dem Abschnitt enthalten sind, in dem die Schwelle überschritten ist, und dass das integrierte Intervall mit dem größten Wert als optimal ausgewählt wird.