ES2216068T3

ES2216068T3 - Prevision del refuerzo de los contrastes en tomografia asistida por ordenador con retroinformacion.

Info

Publication number: ES2216068T3
Application number: ES96936079T
Authority: ES
Inventors: Kyongtae T. Bae; Jay P. Heiken; James A. Brink
Original assignee: BHB LC
Current assignee: BHB LC
Priority date: 1995-10-06
Filing date: 1996-09-30
Publication date: 2004-10-16
Anticipated expiration: 2016-09-30
Also published as: DK0869738T3; JP2000506398A; DE69631607T2; AU7381796A; CA2234050A1; EP0869738A1; ATE259621T1; EP0869738A4; US5687208A; WO1997012550A1; DE69631607D1; JP3553968B2; EP0869738B1

Abstract

SE DESCRIBE UN METODO PARA PREDECIR EL PROTOCOLO OPTIMO DE INYECCION DE UN AGENTE DE CONTRASTE MEDIANTE EL ANALISIS DE LOS NIVELES DE INCREMENTO PREVISTOS BASADO EN UN MODELO MATEMATICO DE LA FISIOLOGIA CARDIOVASCULAR HUMANA DE UN FENOTIPO DADO Y LA ACTUALIZACION DEL PROTOCOLO DE INYECCION HASTA CONSEGUIR LA PREDICCION DE NIVELES DE INCREMENTO ACEPTABLES, DETERMINANDO UN INTERVALO OPTIMO DE BARRIDO Y CONTROLANDO UN ESCANER DE TC Y EL INYECTOR DEL AGENTE DE CONTRASTE.

Description

Previsión del refuerzo de los contrastes en tomografía asistida por ordenador con retroinformación.

Campo de la invención

Esta invención se refiere en general a un aparato para predecir mejora de contraste específica de órgano antes de la exploración por tomografía computerizada de un paciente. Específicamente, esta invención se refiere a la simulación por ordenador del transporte de agente de contraste por todo el cuerpo para predecir la mejora específica de órgano en pacientes de altura y peso variables sometidos a varios protocolos de inyección de contraste para permitir la selección por parte del operador de un protocolo de inyección apropiado antes de que comience la exploración y utilizar mediciones del transporte real de agente de contraste por todo el cuerpo después de la inyección como realimentación para verificar y calibrar las predicciones.

Antecedentes de la invención

La tomografía computerizada (CT) es un método difundido de formación de imágenes de diagnóstico que mide el coeficiente de atenuación de rayos x de la materia. Este coeficiente de atenuación de rayos x se ilustra en términos de Unidades Hounsefield (UH). Durante una exploración CT, se dirige al paciente un haz colimado de rayos x y la radiación remanente atenuada se mide con un detector cuya respuesta se transmite a un ordenador. El ordenador considera la posición del paciente y la relación espacial del haz de rayos x a la región de interés. El ordenador analiza la señal del detector de manera que se pueda reconstruir una imagen visual y visualizar en un monitor. La imagen puede verse o almacenarse después para evaluación posterior.

Las Unidades Hounsefield reflejan la absorción relativa de rayos x CT por la materia, estando relacionada la absorción con el número atómico, la densidad de electrones, grosor físico de dicha materia, y el espectro de energía de los rayos x. A causa de la semejanza de varios tejidos en el cuerpo en lo que se refiere a la densidad de electrones, las exploraciones CT dan lugar a veces a pobre formación de imágenes. En un intento por obtener mejores resultados en tales circunstancias, se puede inyectar un agente de contraste, tal como yodo, en la corriente sanguínea del paciente para cambiar la radiodensidad relativa de los tejidos, y mejorar la eficacia general del diagnóstico.

Al utilizar un agente de contraste, es sumamente importante coordinar el tiempo de la exploración con el tiempo de mayores niveles de contraste en la región de interés, en algunos casos con respecto a un valor umbral. Dado que el agente de contraste se inyecta a la corriente sanguínea, muchos factores fisiológicos pueden afectar al tiempo de inicio y a la duración de un nivel suficiente de contraste en la región de interés. Por ejemplo, dado que el sistema cardiovascular proporciona el medio para la circulación del agente de contraste por todo el cuerpo después de inyectarse a la corriente sanguínea, el gasto cardíaco de un paciente puede tener un efecto considerable en la distribución del agente de contraste así como en el tiempo que el agente de contraste tarda en llegar a un órgano o vaso concreto.

La comprensión actual de la mejora del contraste intravenoso se complica además por múltiples factores interactuantes incluyendo el tipo, volumen y concentración de agente de contraste, la técnica de inyección, el tamaño y lugar del catéter, la técnica de exploración, las características del paciente y las características del tejido. De estos factores, todos los cuales influyen en la mejora del contraste, las variables que no se puede controlar son las relacionadas con el paciente. Éstas incluyen la edad, el sexo, el peso, la altura, el estado cardiovascular, la función renal y otros estados patológicos. En los últimos diez años, se han referido muchos estudios clínicos que verifican varios protocolos de inyección y agente de contraste intravascular. Sin embargo, en muchos aspectos, la mejora del contraste todavía se basa en gran medida en la experiencia e intuición del médico en vez del riguroso análisis cuantitativo del mecanismo de la mejora del contraste.

Resumen de la invención

La presente invención proporciona un aparato para predecir hábitos corporales específicos de tejidos sometidos a diferentes protocolos de inyección de contraste. La invención se implementa en un programa informático, y el ordenador propiamente dicho se puede usar para controlar también la exploración CT según la selección del operador. Tal modelo fisiológico de la mejora de contraste tiene muchas aplicaciones clínicas potenciales.

La presente invención utiliza un modelo compartamental del sistema cardiovascular humano y asigna ecuaciones diferenciales que describen el transporte de masa a cada compartimiento del modelo. Los parámetros de circulación regional tal como el volumen de sangre, el flujo sanguíneo regional y el volumen de fluido extracelular se estimaron usando datos disponibles para proporcionar entrada a las ecuaciones. Las estructuras del tejido local, tal como órganos y vasos, se modelaron matemáticamente para describir la distribución y dispersión de un agente de contraste de administración intravascular. Después se formó un modelo global integrando los parámetros de circulación regional con los modelos de las estructuras del tejido local.

La presente invención, que se implementa en un programa informático, permite una predicción exacta de la distribución y concentración de contraste, variables en el tiempo, en el cuerpo. A su vez, esto permite al operador predecir el tiempo y la duración de mejora máxima en un órgano o tejido específico en un paciente para un protocolo de inyección particular. Más importante, el operador puede utilizar la presente invención para predecir el tiempo en que se deberá iniciar una exploración y la duración de la exploración en base a datos de salida del programa. Esta salida puede tomar la forma de un flujo de datos o puede ser un gráfico de la mejora de contraste, en función del tiempo. Con las generaciones más avanzadas de las máquinas CT, tal como los escáners CT espiral y helicoidal conocidos en la técnica, un procedimiento de exploración típico se puede terminar dentro de aproximadamente 30 segundos. La presente invención permite al operador elegir un protocolo de inyección para garantizar que toda la exploración tenga lugar durante un período de mejora máxima, y mientras la mejora excede de un umbral adecuado. Hay en la técnica anterior dispositivos que supervisan y proporcionan niveles de mejora de contraste para una región de interés. Usando estos dispositivos de la técnica anterior, el operador inyecta el agente de contraste al paciente, ve la salida, y determina cuándo comenzar una exploración en base al tiempo en que el nivel de mejora alcanzado en la región de interés del paciente resulta aceptable. Los dispositivos de la técnica anterior requieren la inyección del agente de contraste y rayos x de dosis baja de la región de interés. Por ejemplo, en la técnica anterior, se inicia la inyección de un agente de contraste, y el dispositivo de la técnica anterior verifica a intervalos regulares el nivel de mejora en la región de interés y proporciona una salida. El operador puede ver la salida y después decidir cuándo iniciar la exploración.

Las técnicas de la técnica anterior para determinar el nivel de mejora en un órgano incluyen preexploración a dosis baja del órgano durante la inyección del contraste. Un ejemplo de ello es la Patente de Estados Unidos número 5.459.769 de Brown. En Brown, después de un retardo breve después de iniciar la inyección, se toman rayos x de dosis baja del órgano a explorar. Se forman imágenes a partir de los rayos x de dosis baja y las imágenes se visualizan para que el operador determine cuándo el nivel de mejora en el órgano es suficiente para iniciar una exploración de dosis completa.

La presente invención es una mejora considerable con respecto a la técnica anterior porque permite la predicción de los niveles de mejora de contraste y la duración de dichos niveles de mejora antes de la inyección del agente de contraste y sin la necesidad de rayos x de dosis baja. Además, dado que diferentes variables de inyección, tal como la velocidad y la concentración, pueden alterar los niveles de mejora, la presente invención permite el cálculo de varias alternativas para elegir el mejor esquema de inyección para un paciente concreto. Los dispositivos de la técnica anterior no ayudan al operador a determinar si un paciente concreto que tiene un hábito corporal específico llegará a adquirir un nivel umbral deseado de mejora con un protocolo de inyección dado.

Por lo tanto, si el nivel umbral de mejora nunca se alcanza a causa del hábito corporal específico del paciente o un protocolo de inyección inapropiado para el paciente concreto, no se puede completar una exploración y todo el proceso se debe repetir, incluyendo una segunda inyección. Incluso entonces, el operador no puede estar seguro de que la inyección revisada alcanzará un nivel umbral de mejora deseado en base a dicho hábito corporal específico del paciente y el protocolo de inyección, ni si el nivel umbral, si se alcanza, se mantendrá durante toda la duración de exploración deseada. Esto es especialmente importante para exploraciones de algunos tejidos cuyo comportamiento de mejora de contraste es complejo, como se explica con mayor detalle a continuación.

La presente invención también permite al operador regular el grosor de colimación o rodaja y la velocidad de la mesa CT para optimizar una exploración. Durante una exploración CT, un paciente está tumbado en una mesa que atraviesa el escáner CT de cabeza a los pies verticalmente, y sobre la región de interés seleccionada. La colimación o grosor de rodaja es el grosor de la rodaja del cuerpo del paciente que se explora transaxialmente. La mesa se puede mover generalmente a una velocidad por segundo de hasta dos veces el grosor de colimación. Usando el aparato de la presente invención, el operador puede optimizar la velocidad de colimación y la velocidad de la mesa. Por ejemplo, si hay un período limitado de mejora umbral, el operador conoce que hay que utilizar una velocidad incrementada de la mesa o un grosor de colimación incrementado para garantizar que toda la exploración se termine durante el período de tiempo de mejora máxima. La personalización de la exploración es menos exacta con la técnica anterior.

En la presente invención, el programa informático permite al operador determinar cuánto excede el nivel de mejora prevista de la mejora umbral. Esa información proporciona al operador unos medios para regular varios parámetros de exploración tal como la duración de exploración, el tiempo de inicio de exploración y la velocidad de la mesa, estando seguro de que la exploración tiene lugar durante un período en el que la mejora prevista es superior a una mejora umbral. Así, la invención era una mejora considerable sobre la técnica anterior.

En base a la invención descrita anteriormente, los autores de la presente invención la han mejorado facilitando un método de usar los niveles de mejora previstos para optimizar el protocolo de inyección y ajustar los parámetros de inyección para incrementar o disminuir el tiempo en que el nivel de mejora prevista excede del umbral. Los inventores también la mejoraron facilitando unos medios para determinar el tiempo óptimo de inicio de exploración cuando el nivel de mejora prevista excede del umbral durante un período mucho mayor que la duración de exploración.

La presente invención se puede implementar de muchas formas incluyendo un ordenador separado o integrado con el ordenador de una máquina CT. Todo lo que se requiere es un ordenador que lleve programada la invención integrado con los controles de la máquina. La presente invención también se puede implementar en un sistema inyector de contraste que esté equipado con un ordenador para predecir la mejora de contraste para entradas dadas de parámetros del paciente y del protocolo de inyección de contraste. De esta forma, los ajustes del protocolo de inyección se realizan fácilmente utilizando el inyector.

El inyector de contraste con un ordenador que lleva programada la invención puede operar como un sistema completamente integrado con un escáner CT o como un sistema independiente. Cuando la presente invención se usa como una parte de un sistema informático integrado con un sistema inyector y un escáner CT equipado con CT de preexploración de dosis baja, el conjunto óptimo de parámetros de exploración se puede ajustar en base a mediciones de la mejora real obtenidas con exploración de dosis baja.

La presente invención es capaz de usar valores estándar para variables que influyen en los niveles de mejora y también permitir la entrada de valores específicos del paciente. Por ejemplo, el hábito de un paciente concreto puede ser tal que los valores estándar de variables como el volumen de sangre, el flujo sanguíneo, etc, no proporcionen una predicción exacta de los niveles de mejora. La invención utiliza varios métodos para resolver tales situaciones. Un método permite introducir información específica del paciente para personalizar la operación para el paciente concreto. Esto incluye variables específicas del paciente tales como el peso, la edad, la altura y el sexo. Estas variables se pueden medir e introducir para regular consiguientemente las variables estándar.

A veces, puede ser necesario modificar otras variables que no son fácilmente mensurables. Como es conocido en la materia, el gasto cardíaco no puede medirse tan fácilmente como la altura o el peso. Naturalmente, un paciente con un historial conocido de fallo cardiaco o edad avanzada tendrá ciertamente un gasto cardíaco por debajo del normal. Si éste es el caso, la invención de la matriz permite ajustar consiguientemente las variables estándar.

La invención permite al operador elegir varios valores alternativos para gasto cardíaco y generar una familia de curvas de mejora prevista para cada valor. Después de iniciar la inyección de agente de contraste, las mediciones de la mejora real se pueden comparar con las porciones iniciales de la familia de curvas para determinar qué elemento de la familia se parece más a los resultados reales. De esta forma, al principio de la exploración y antes de alcanzar el umbral, se puede elegir qué curva utilizar para predecir mejor cuando se deberá producir la exploración. Esta opción la puede hacer el operador o automáticamente el ordenador.

Los autores de la presente invención han mejorado este método utilizando niveles de la mejora aórtica real en comparación con medición secuencial de niveles de la mejora aórtica real usando preexploración a dosis baja como un indicador de parámetros específicos del paciente desconocidos tal como el gasto cardíaco del paciente.

En la presente invención, los niveles de mejora previstos se calculan para un conjunto dado de parámetros específicos del paciente en un protocolo de inyección. Antes de la inyección del contraste al paciente, el operador introduce los parámetros específicos del paciente y el protocolo de inyección en el ordenador que puede ser integral con un inyector, un escáner CT o un ordenador personal autónomo. La presente invención proporciona una salida del ordenador que da el nivel de la mejora prevista del tejido a explorar en función del tiempo. En base a esa salida, el operador usa la presente invención para modificar el protocolo de inyección para garantizar que la función de mejora prevista del tejido exceda de un nivel umbral al menos durante la duración deseada de la exploración.

Si la salida muestra que la función de mejora prevista del tejido es sustancialmente mayor que el nivel umbral, la presente invención permite al operador modificar el protocolo de inyección para disminuir el volumen o caudal. Si la función de mejora prevista no cumple o excede del nivel umbral o no excede del nivel umbral durante todo el período de exploración, la presente invención permite la modificación del protocolo de inyección incrementando el caudal o volumen de contraste. El programa se itera de nuevo para calcular y proporcionar una salida revisada de la función de mejora prevista del tejido en base a la inyección y/o la velocidad revisadas.

Si se sabe que la función de mejora prevista del tejido está por encima del nivel umbral durante un período de tiempo sustancialmente mayor que la duración deseada de la exploración, el operador puede utilizar el método anterior para disminuir la velocidad de inyección o el volumen de contraste o ambos para reducir el nivel de mejora prevista a un rango que todavía cumpla los parámetros de exploración, ahorrando por ello agente de contraste y minimizando los efectos colaterales potenciales para el paciente. En variante, el método realiza la predicción de la ventana temporal óptima para llevar a cabo la exploración dentro del período que la mejora excede del umbral.

Después de que el operador esté satisfecho de que el protocolo de inyección elegidos y los parámetros específicos del paciente producirán un nivel de mejora aceptable representado por la salida de la presente invención, el operador también puede aumentar la exactitud de la predicción con la medición real de la supervisión para actualizar o revisar la función de mejora prevista del tejido. De esta forma, la realimentación de mediciones de la mejora real se puede usar para ajustar finamente las predicciones.

Para llevarlo a la práctica, el operador realiza una exploración de línea base sobre una región de interés distinta. La exploración de línea base es una exploración parcial o de dosis baja en la que la dosis de rayos x se reduce sustancialmente por debajo de una exploración típica. Después de completar la exploración de línea base, el operador comienza la inyección del agente de contraste. Después de iniciar la inyección, el operador realiza preexploración a dosis baja de la región de interés, tal como la aorta, para obtener niveles de la mejora aórtica real. La preexploración es virtualmente idéntica a la exploración de línea base antes descrita y también es una exploración a dosis baja y puede utilizar menos de una revolución completa del puente de servicio de un escáner CT. Usando la medición de la mejora real en la aorta, la presente invención puede calibrar el modelo para parámetros del paciente, como el gasto cardíaco, y proporcionar predicciones de la mejora revisada del tejido.

La presente invención tiene aplicación particular donde el órgano o vaso explorado es incapaz de mantener los niveles umbral de mejora durante un período sostenido. Un ejemplo es una angiografía CT. En angiografía CT, se realiza una exploración CT de un vaso o vasos sanguíneos. A diferencia de los órganos, los vasos sanguíneos no mantienen altos niveles de mejora con el tiempo y la temporización de la exploración es crítica. La angiografía CT se lleva a cabo en la técnica anterior inyectando una dosis de prueba de agente de contraste y midiendo con rayos x de dosis baja el tiempo que tarda el agente de contraste en llegar a la región de interés. Después, se inyecta una dosis completa de agente de contraste y se inicia una exploración después de transcurrir el retardo de tiempo medido previamente. Sin embargo, no hay garantía de que se alcance o mantenga un nivel concreto de mejora según sea preciso para lograr una exploración exitosa. Utilizando la invención que incluye el aparato aquí descrito, se puede predecir más exactamente no sólo el retardo de tiempo, sino también el grado de mejora y su duración.

Aunque las principales ventajas y características de la invención se han descrito anteriormente, se puede lograr una mayor comprensión de la invención con referencia a los dibujos y la descripción de la realización preferida que siguen.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es un diagrama que representa los componentes de un sistema de escáner CT completo y una consola de control por ordenador.

La figura 2 es un diagrama esquemático de los órganos principales de un sistema de circulación cardiovascular humano.

La figura 3(a) es un diagrama de bloques de un solo compartimiento bien agitado con una entrada que tiene una concentración de entrada constante C_{i} y un caudal de entrada Q_{i}, teniendo el compartimiento un volumen V y una salida con una concentración C_{o} y un caudal de salida Q_{o}.

La figura 3(b) es un gráfico de la concentración de la entrada en la figura 3(a) y un gráfico de la concentración de salida correspondiente C_{o} con el tiempo.

La figura 4(a) es un diagrama de bloques de un órgano modelado en tres espacios: intravascular (IV), extracelular (EC) e intracelular (IC).

La figura 4(b) es un diagrama de bloques de los espacios IV y EC de la figura 4(a) detallando la velocidad de transferencia de masa (dM/dt) entremedio.

La figura 5 es un diagrama de bloques del modelo cardiovascular global del cuerpo.

La figura 6 es un diagrama de flujo que representa los pasos del método para determinar el nivel de mejora prevista del contraste.

La figura 7 es un diagrama de flujo de una subrutina del método de la figura 6 para que el operador designe la información del paciente y la información de protocolo de contraste.

La figura 8 es un diagrama de flujo de una subrutina del método de la figura 6 que asigna una ecuación diferencial a cada elemento del modelo cardiovascular.

La figura 9 es un gráfico que muestra la relación lineal entre mejora en Unidades Hounsefield (U.H.) y la concentración de yodo (l mg/ml).

La figura 10 es un gráfico que muestra la mejora aórtica y hepática simulada (10b) y empírica (10a) usando el protocolo de inyección bifásica-de caudal bajo expuesto en la Tabla 6.

La figura 11 es un par de gráficos que muestran la mejora aórtica y hepática simulada (11b) y empírica (11a) usando el protocolo de inyección unifásica-de caudal bajo expuesto en la Tabla 6.

La figura 12 es un gráfico que muestra la mejora aórtica y hepática simulada (12b) y empírica (12a) usando el protocolo de inyección unifásica-de caudal alto expuesto en la Tabla 6.

La figura 13 es un gráfico que muestra curvas simuladas de la mejora aórtica y hepática generadas por la invención para pacientes hipotéticos de 50, 68, 91 y 113 kg (110, 150, 200 y 250 libras) de peso.

La figura 14 es un gráfico que muestra curvas simuladas de la mejora aórtica (14a) y hepática (14b) para valores de permeabilidad (PS) de 0,1, 1,0, 20 e infinito.

La figura 15 es una salida de flujo de datos generada por la invención que muestra los niveles de la mejora aórtica y hepática prevista en un paciente hipotético con volumen estándar de sangre y gasto cardíaco estándar usando el protocolo de inyección unifásica-de caudal alto de la Tabla 6.

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La figura 16 es una salida gráfica generada por la invención que muestra niveles previstos de la mejora aórtica y hepática en función del tiempo usando los datos de la figura 15.

La figura 17 es un dibujo de un sistema inyector de potencia con sus varios componentes.

La figura 18 es una salida gráfica generada por la presente invención que representa la función de la mejora prevista en función del tiempo superpuesta sobre una línea que representa un nivel umbral de mejora.

La figura 19 es una salida gráfica generada por la presente invención que representa la función de mejora prevista e identifica los intervalos durante los que la función de mejora prevista excede del valor umbral.

La figura 20 es una tabla que muestra una salida de la presente invención usando los pasos de proceso en el diagrama de flujo de la figura 21.

La figura 21 es un diagrama de flujo que representa los pasos del método usado para calcular un caudal y volumen de inyección que proporcionan una función de la mejora prevista que excede de un valor umbral durante un período mayor que la duración de exploración y los pasos del método para seleccionar un intervalo óptimo de exploración dentro del período.

Las figuras 22A y 22B son gráficos generados usando la presente invención que representa cuatro curvas de la mejora aórtica prevista 22A y cuatro curvas diferentes de la mejora hepática prevista 22B correspondientes a cuatro gastos cardiacos alternativos.

La figura 23 es un gráfico que muestra la mejora aórtica prevista y real junto con la mejora hepática prevista y real para un paciente dado.

La figura 24 es una tabla generada usando la presente invención que representa cuatro niveles de la mejora aórtica prevista para cuatro gastos cardiacos alternativos y los niveles de mejora prevista real en tiempos especificados transcurridos después de inyección con la zona correspondiente bajo los cálculos de la curva de mejora (AUC).

La figura 25 es una tabla generada usando la presente invención que representa niveles de mejora hepática prevista en tiempos especificados transcurridos después de la inyección usando el gasto cardíaco calculado a partir de la tabla de la figura 24.

Y la figura 26 es un diagrama de flujo que representa los pasos del método de la presente invención para seleccionar el inicio óptimo de la exploración hepática a partir de una tabla o tiempos de inicio óptimos previstos correlacionados con los tiempos reales medidos para la curva de mejora real para lograr un AUC de una cantidad predeterminada.

Descripción detallada de la realización preferida

La exploración tomográfica computerizada (CT) es una herramienta inestimable de diagnóstico radiológico. Los componentes principales de un escáner CT convencional se muestran en la figura 1. El escáner CT 10 contiene el tubo de rayos x y la batería de detectores. La potencia la suministra un generador de alto voltaje 12 controlado por la electrónica 14 del escáner y el módulo de servicio del escáner 16. El soporte del paciente y el lecho de colocación 18 se pueden mover para pasar el paciente por el escáner 10. El escáner 10 y el generador de voltaje 12 reciben órdenes electrónicas de la consola operativa 20 y transmiten datos al sistema informático 22 para producción y análisis de imágenes. La consola operativa 20 contiene generalmente un teclado interactivo 24 y un monitor CRT 26.

Muchos procedimientos radiográficos, incluyendo las exploraciones CT, requieren la inyección de un medio de contraste bajo condiciones de control específicas. Por ejemplo, la exploración CT requiere un alto grado de control sobre la inyección del agente de contraste y los parámetros del protocolo de inyección para maximizar la exactitud de la exploración. Sería difícil realizar de forma consistente estas inyecciones manualmente. Por lo tanto, estas inyecciones se realizan generalmente con un dispositivo de tipo mecánico conocido en la técnica como inyectores de potencia o sistemas inyectores. Los sistemas inyectores permiten un control significativo de la inyección de contraste a un paciente antes de una exploración CT.

Los sistemas de inyección para exploraciones CT tienen varios componentes básicos. Un ejemplo de un sistema inyector se muestra en general como 128 en la figura 17. El sistema inyector incluye una unidad de control 130, montada en un pedestal 132, un cabezal inyector 134 y un brazo 136 integral con la unidad. Todo el sistema inyector 128 se puede desplazar sobre ruedas como una unidad para uso con la máquina de exploración CT como se representa en la figura 1. La unidad de control del inyector incluye un panel de control para preparar la inyección y una pantalla para visualizar instrucciones y datos. Los controles y los indicadores presentes en el panel de control variarán con el tipo de opciones disponibles en el sistema. Un ejemplo de un sistema inyector es el sistema de inyección Mark V Plus fabricado por Medrad de Pittsburgh, Pennsylvania.

El cabezal inyector acomoda una jeringa y realiza inyección de potencia. El brazo conecta el cabezal a la consola que permite el movimiento fácil para carga o inyección. La altura permite la colocación del cabezal sobre el paciente durante una exploración CT. En variante, el cabezal inyector y el brazo se pueden montar en la mesa de exploración CT, o colgados de un soporte en el techo, o pared situada cerca de un sistema CT, estando situado el panel de control en una consola integrada con los controles de la exploración CT.

El cabezal inyector puede estar montada en el suelo o montada en carril en un sistema aéreo. En la mayoría de los casos, el panel de control está montado dentro de la cabina de control de exploración CT para seguridad del operador. La mayoría de los sistemas inyectores también contienen un microprocesador y memoria para almacenar programas informáticos que se pueden reclamar cuando sea necesario. También se puede incluir un sistema de calentamiento en un sistema inyector que caliente y mantenga el medio de contraste a o cerca de la temperatura corporal. Esto ayudará a reducir la viscosidad del medio de contraste, dando lugar a una disminución de la resistencia al flujo del medio de contraste y a una disminución de la incomodidad que el paciente experimenta durante la inyección. La mayoría de los sistemas inyectores usan un mecanismo motorizado de alta presión, tal como un motor eléctrico de accionamiento acoplado a un tornillo, para introducir y sacar el émbolo de la jeringa y administrar el contraste.

Los sistemas inyectores también pueden estar en interfaz con un sistema de formación de imágenes CT. Esta interfaz de un inyector con un sistema de formación de imágenes CT permite variaciones tales como hacer que el inyector sea disparado por el sistema de formación de imágenes o hacer que el sistema de formación de imágenes sea disparado por el inyector. También están disponibles controles bidireccionales para permitir que un dispositivo controle al otro y permitir al operador elegir cómo secuenciar y temporizar los dispositivos cuando están conectados. Por ejemplo, el sistema de formación de imágenes por exploración CT puede tener un control que permite disparar el inyector y el inyector puede tener un control que permite al inyector enviar una señal al sistema de formación de imágenes CT para disparar el inicio de una exploración. Los detalles de la interfaz del sistema inyector con un sistema de formación de imágenes y los controles disponibles son conocidos en la técnica.

El panel de control en un sistema inyector se utiliza para establecer los parámetros de la secuencia de inyección. Consta generalmente de un teclado alfanumérico y botones para varios parámetros de entrada así como varias ventanas de visualización incluyendo una ventana para visualizar mensajes del sistema. El panel de control acepta y visualiza parámetros de inyección, visualiza resultados de inyección y otros mensajes relacionados con el control del sistema inyector. El panel de control permite al operador programar el sistema inyector para controlar varios parámetros del proceso de inyección incluyendo el caudal, volumen, duración de inyección, presión de inyección, y retardo de inyección. El caudal se define como la velocidad de administración del contraste (cantidad administrada por unidad de tiempo). El caudal depende de la viscosidad del agente de contraste, la longitud y diámetro del catéter, y la presión de inyección. El caudal concreto elegido para un procedimiento específico se controla por el procedimiento propiamente dicho, el vaso introducido y el hábito del paciente. Los caudales pueden variar de desde sólo 0,1 ml/s hasta 40 ml/s, dependiendo de estos factores.

La presente invención se implementa preferiblemente en un programa informático. Dado que la mayoría de los escáneres CT y los sistemas inyectores utilizan ordenadores para controlar su funcionamiento, la presente invención se podría integrar fácilmente con ellos. De esa forma, el operador podría ejecutar el programa antes de la inyección o antes de la exploración y el ordenador puede determinar los parámetros óptimos de inyección y exploración y, usando los valores determinados, completar consiguientemente la inyección y la exploración. De esta forma, el ordenador del sistema de inyección o el ordenador de exploración CT (o el ordenador compartido en un sistema combinado) puede determinar así como implementar el protocolo de inyección y los parámetros de exploración. En variante, se podría utilizar un ordenador separado que contenga el programa. Los parámetros de exploración y el protocolo de inyección se podrían determinar ejecutando el programa en el ordenador separado y después introducir en el ordenador del sistema inyector o el ordenador de exploración CT por el operador o mediante métodos de transferencia de datos informáticos.

La invención utiliza un modelo del sistema cardiovascular humano para describir el transporte másico de agente de contraste por todo el cuerpo. El sistema cardiovascular proporciona los medios para circulación de agente de contraste por todo el cuerpo después de inyectarse a la corriente sanguínea. El sistema cardiovascular humano es muy complejo y tiene numerosos mecanismos de control, incluyendo controles neuronales, hormonales y psicológicos. Un sistema cardiovascular humano simplificado representado esquemáticamente en la figura 2 consta del corazón, redes vasculares, y órganos clave que sirven como depósitos. El volumen normal de sangre y la distribución del flujo por todo el cuerpo quedan bien establecidos en la técnica anterior y se exponen en las Tablas 1 y 2 (todas las Tablas se muestran en el Documento A anexo e incorporado aquí por referencia).

En base a información conocida, el modelo suponía que el volumen medio de sangre era de 5 litros. Esto incluye 3 litros de plasma y 2 litros de glóbulos rojos. También se estimó a partir de fuentes conocidas que el gasto cardíaco medio era 6,5 litros por minuto. Estos valores se utilizaron para describir un modelo estándar del sistema cardiovascular. Sin embargo, el método y aparato de la invención permiten regular estos valores según la edad, sexo, peso y altura del paciente utilizando nomogramas estándar esbozados a continuación.

Dado que el agente de contraste se difunde pasivamente desde la corriente sanguínea a través de la membrana capilar al espacio extravascular, se incluyó la distribución de fluido por todo el cuerpo en el modelo cardiovascular. Se supuso que la cantidad de agua corporal total (TBW) en un adulto de peso medio (70 Kg) era 40L. La TBW se dividía en dos componentes principales, fluido intracelular (ICF) y fluido extracelular (ECF). El ECF se dividió además en varios compartimientos menores incluyendo fluido intersticial, plasma, y líquido cerebroespinal. El fluido intersticial es el compartimiento más grande y está en los linfáticos y los espacios entre células.

El volumen ECF se estima por lo general con métodos de dilución en los que se inyecta una sustancia a la corriente sanguínea y se difunde por todo el compartimiento de fluido extracelular, entrando poco a las células. Sin embargo, no se ha identificado una sustancia ideal para tales estudios de dilución, y las mediciones en un adulto de 70 kg han oscilado entre 9 l y 22 l dependiendo de las sustancias usadas. El tamaño del ECF medido disminuye con los aumentos del peso molecular de la sustancia usada. Se ha referido que la distribución de volumen aparente de iohexol es
0,27 l/kg. Así, para un adulto de 70 kg, es igual a un ECF de 18,9 l. En el modelo se utilizó este valor para el volumen de ECF que incluye un volumen de plasma de 3,0 l. La distribución estimada general del fluido corporal utilizado en el modelo cardiovascular se resume en la Tabla 3.

La distribución detallada de fluido en un órgano local se estimó a partir de la masa estándar de un órgano y su contenido de agua. Se estima que el volumen del lecho capilar sistémico total es aproximadamente 300 ml. Sin embargo, una descomposición detallada de los volúmenes capilares en diferentes regiones no está disponible. Además, el número de capilares dentro de un órgano varía considerablemente de un órgano a otro. Se estima que el volumen capilar regional es directamente proporcional a un flujo sanguíneo regional y el modelo cardiovascular aplicó este supuesto. Es probable que estos valores estén sobreestimados en órganos de perfusión alta tal como el riñón y el hígado pero esto no impidió el rendimiento del modelo. La Tabla 4 muestra los volúmenes capilares regionales en la circulación sistémica estimados a partir de los valores del flujo sanguíneo regional expuestos en la Tabla 2.

También hay que calcular en la invención la distribución regional del fluido extracelular e intracelular. La distribución regional del fluido corporal total se puede calcular a partir de la masa conocida de cada órgano y su contenido de agua, suponiendo una densidad de 1,0 g/Ml. El peso y el contenido porcentual de agua de los órganos viscerales se exponen en la Tabla 5 junto con su valor de fluido total menos el volumen capilar. Sin información disponible, el modelo asume un contenido de agua de 70% en el estómago, bazo e intestino. El pulmón consta de 50% de parénquima y 50% de tejidos no parenquimales cuyos volúmenes capilares son 150 ml y 5 ml, respectivamente.

El fluido corporal total de las extremidades superiores, tronco, y extremidades inferiores se calculó restando del volumen total de agua corporal (40L) el volumen de sangre (5L) y el fluido total de los órganos viscerales menos los capilares (4.726 ml). La relación en masa de las extremidades inferiores y el tronco a las extremidades superiores es aproximadamente 4:1. Así, el fluido corporal total de las extremidades superiores resulta 6.055 ml y el de las extremidades inferiores y el tronco, 24.219 ml.

La Tabla 3 muestra los volúmenes generales de fluido ICF y fluido ECF como 19,1 l y 15,9 L, respectivamente. Sin embargo, no se muestra la distribución regional de ICF y ECF. Algunos tejidos tal como la piel, tejido adiposo, tracto G-I e hígado tienen mayores relaciones de fluido extracelular a intracelular que, por ejemplo, el músculo. Dado que no se dispone de datos con respecto a tales relaciones de fluido, se supuso que la relación de ECF a ICF era la misma en todas las regiones corporales. Por ejemplo, los volúmenes de ECF e ICF del hígado se estimaron como 524 y 629 ml, respectivamente.

Después de estimar el flujo sanguíneo regional, el volumen de sangre y la distribución de fluido corporal, las estructuras locales se modelaron matemáticamente para describir la distribución y dispersión de agente de contraste yodado administrado por vía intravascular dentro de las regiones locales. Los vasos sanguíneos son viscoelásticos con complejas propiedades mecánicas para acomodar el flujo sanguíneo pulsátil y varios gradientes de presión. Aunque el flujo sanguíneo en los vasos grandes es generalmente simple, se produce cierta mezcla dentro del vaso sanguíneo a causa de la difusión molecular, pulsabilidad del flujo y convecciones en múltiples puntos de derivación. La dispersión puede ser incluso mayor en los vasos menores y a presión baja. Para simplificar el modelo, los vasos sanguíneos se representaron como estructuras rígidas sin incorporar directamente sus propiedades pulsátiles dinámicas.

Un vaso sanguíneo podría ser analizado en el modelo cardiovascular como un conducto simple sin mezcla longitudinal. Esto se conoce en la técnica como "flujo pistón". En este tipo de modelo, cada arteria y vena está dividida en segmentos, y la sangre entra como pistones por cada latido y desplaza un volumen igual de sangre sin mezcla longitudinal. El problema importante de este acercamiento son las excesivas demandas de memoria de ordenador necesarias para almacenar la historia de cada segmento por toda la circulación. Un acercamiento alternativo es considerar un vaso sanguíneo como un compartimiento bien agitado o una cantidad de sangre bien mezclado. Este acercamiento simplifica el cálculo, requiere mucha menos memoria de ordenador y se ha demostrado que funciona tan bien como el modelo de flujo pistón de la técnica anterior. Así, en el modelo cardiovascular, el corazón y los vasos sanguíneos se analizaron como compartimientos bien agitados.

Un solo compartimiento bien agitado contiene un volumen constante, V, con un solo flujo de entrada y un solo flujo de salida como se representa en la figura 3(a). Q_{i} y Q_{o} representan los caudales volumétricos de entrada y salida de la sangre, respectivamente. Los caudales de entrada y salida son los mismos en un compartimiento de volumen constante (Q=Q_{i}=Q_{o}). C_{i} y C_{o} representan las concentraciones de entrada y salida de agente de contraste, respectivamente. Puesto que suponemos que el compartimiento está bien mezclado, la concentración dentro del compartimiento es la misma que la de la salida. El equilibrio de masa de la concentración se describe mediante el Principio de Fick, representado esquemáticamente en las figuras 3(a) y 3(b) en la ecuación siguiente:

V\text{*}dCo/dt=Q(C_{i}-C_{o})

Para un volumen dado, V, un caudal volumétrico dado Q_{i} y una concentración de entrada dada, C_{i}, podemos estimar la concentración de salida, C_{o}, resolviendo esta ecuación diferencial. El efecto neto de un compartimiento bien mezclado es dispersar la concentración de entrada sobre el compartimiento dando lugar a concentración de salida distribuida más ampliamente con el tiempo. Para velocidad de flujo constante, Q, en un intervalo de tiempo fijo, T, la concentración de entrada dada como una función escalonada se transforma matemáticamente en la curva de concentración de salida representada en la figura 3(b). La transformación se describe matemáticamente como dos funciones exponenciales de V, Q y T. La curva de concentración de salida es más ancha temporalmente que la curva de concentración de entrada, y está presente un pico central.

Modelar un órgano es más complejo que modelar un vaso sanguíneo porque el agente de contraste ya no está confinado en el espacio intravascular y se infiltra a través de la membrana capilar al espacio extravascular. El acercamiento más simple al modelar un órgano es suponer que también es un compartimiento bien agitado. Sin embargo, el modelo de órgano de compartimiento único no afronta las diferencias del intercambio de agente de contraste a lo largo de subcompartimientos dentro de un órgano y se limita a describir el comportamiento de sustancias con diferentes permeabilidades transcapilares. Un acercamiento alternativo común utilizado en la técnica anterior a investigar la distribución de agentes quimioterapéuticos por todo el cuerpo implica dividir cada órgano en tres espacios conocidos: el espacio capilar o intravascular (IV), el espacio extracelular (EC), y el espacio intracelular (IC). Esto se representa esquemáticamente en la figura 4(a). Para un órgano dado, cada uno de estos tres espacios se modeló como un solo compartimiento bien mezclado. La difusión a través de membranas, activas o pasivas, permite el intercambio de sustancias a lo largo de los espacios dentro del órgano. Sin embargo, dado que el agente de contraste yodado no penetra en las células, solamente se consideraron los compartimientos intravascular (IV) y extracelular (EC) y se ignoró el compartimiento intracelular (IC).

El intercambio transcapilar de sustancias entre los compartimientos intravascular y extracelular se puede describir por la Ley de Difusión de Fick y se representa esquemáticamente en las figuras 4(a) y 4(b). La velocidad de transferencia de masa (dM/ dt) es proporcional al coeficiente de difusión (D), el área superficial (S), y la diferencia de concentración (C_{i}-C_{o}) para un grosor de membrana dado (dX) como muestra la ecuación siguiente:

dM/dt = DS(C_{i}-C_{o})/dX.

Para una membrana fina, la velocidad de transferencia de masa es más simple de tal manera que la permeabilidad (P) se utiliza comúnmente para combinar D y dX como una unidad dando lugar a la ecuación siguiente:

dM/dt = PS(C_{i}-C_{o})

Para completar el modelo matemático, se aplicaron a cada órgano dos ecuaciones diferenciales de control. Una para el espacio intravascular y la otra para el espacio extracelular. El espacio intravascular tenía dos componentes de transporte. El primer componente se obtuvo del equilibrio de masa relacionado con el flujo sanguíneo, es decir, la entrada de agente de contraste menos la salida. El segundo componente se obtuvo del equilibrio de masa relacionado en el intercambio transcapilar dentro del espacio extracelular. Para el espacio extracelular, solamente se consideró un componente de transporte: el equilibrio de masa relacionado con el intercambio transcapilar con el espacio intravascular. Estas ecuaciones son las siguientes:

V_{IV}\text{*}dC_{iv}/dt=q(C_{i}-C_{iv})-PS(C_{iv}-C_{ec})

V_{ec}\text{*}dC_{ec}/dt=PS(C_{iv}-C_{ec})

El modelo global, representado esquemáticamente en la figura 5, se formó integrando los parámetros de circulación regional con los modelos de regiones locales. En el modelo, se supuso que se inyectaba agente de contraste a través de una vena antecubital, mezcló en el lado derecho del corazón, distribuyó por todo el cuerpo y excretó por los riñones según la velocidad de filtración glomerular.

El tiempo de residencia de agente de contraste en un órgano se estimó por la duración de tiempo del agente de contraste en los capilares y espacios ECF. El tiempo de residencia depende del tamaño de estos espacios así como de la velocidad de intercambio transcapilar. Cuando se confina una sustancia en un vaso sanguíneo, el tiempo de circulación se mide inyectando rápidamente un colorante o trazador radiactivo a una vena periférica y detectando el momento en que llega a un lugar de muestreo. El volumen de un vaso sanguíneo recorrido por una sustancia se calcula multiplicando la velocidad de flujo volumétrico y el tiempo de circulación. El tiempo de circulación medio de la vena antecubital a la aurícula derecha es aproximadamente 6,9 segundos en un adulto medio. El tiempo puede oscilar de 3 a 14 segundos. Ésta es la diferencia temporal entre las inyecciones antecubital y atrial derecha.

Los agentes de contraste intravasculares se eliminan del cuerpo principalmente por los riñones. El proceso es rápido, excretándose aproximadamente 50% del agente de contraste inyectado en dos horas suponiendo una función renal normal. La velocidad de excreción total de agente de contraste se obtiene multiplicando la concentración de plasma por una velocidad de filtración glomerular, generalmente aproximadamente 19% de flujo de plasma renal. La excreción renal máxima está estrechamente relacionada con la concentración máxima de plasma, porque el flujo de plasma renal es relativamente constante.

El flujo sanguíneo regional se expresa según la magnitud y la dirección del flujo. Por ejemplo, el gasto cardíaco es 6500 ml/min, alejándose del lado derecho del corazón. En la figura 5, los lados derecho e izquierdo del corazón se representan por recuadros indicando compartimientos bien agitados. Cada vaso sanguíneo está representado por un círculo que rodea un número que representa su volumen en mililitros. Los vasos sanguíneos grandes se dividen además en múltiples compartimientos menores en serie, típicamente de 20 ml para las arterias, y de 100 ml para las venas: el volumen de las venas sistémicas es aproximadamente de 4 a 5 veces el de las arterias asociadas. Este esquema de división en vasos grandes es bastante arbitrario y se basó en la conveniencia computacional. Sin embargo, el volumen total de sangre en un vaso sanguíneo dado siguió muy de cerca los valores fisiológicos conocidos.

En la figura 5, cada órgano se representa como un recuadro dividido en dos subcompartimientos, indicando el número superior el volumen intravascular (capilar) y denotando el número inferior el volumen de fluido extracelular. La concentración de agente de contraste en un órgano se determina por la relación de la masa total al volumen total de agente de contraste dentro de dicho órgano. La masa total de agente de contraste dentro de un órgano se calcula sumando los productos de las concentraciones y el volumen en los espacios intravascular y extracelular. El volumen del órgano se obtiene sumando los volúmenes intravascular (IV), extracelular (EC) e intracelular (IC).

Se utilizó un total de 104 ecuaciones diferenciales ordinarias para describir el modelo cardiovascular. Estas ecuaciones se resolvieron usando los programas de integración numérica del método Runge-Kutta de quinto orden en un ordenador personal. Usando un Macintosh o IBM PC el cálculo tardó unos pocos segundos. La curva de concentración de contraste en el tiempo se calculó para cada región resolviendo ecuaciones diferenciales del modelo para un protocolo de inyección de contraste dado y un paciente hipotético con peso, altura, sexo y edad variables.

Con referencia a la figura 6, el método se muestra como un diagrama de flujo. El primer paso del método es llamar la subrutina de información de paciente/contraste representada en la figura 7. Esta subrutina acepta la entrada por parte del operador de la información de paciente y contraste que afectará a los parámetros fisiológicos de la mejora del contraste. En primer lugar, se introduce un factor de permeabilidad con un rango de 2 a 10. A continuación se dan directrices para la selección de un factor de permeabilidad apropiado. Sin embargo, el inventor ha hallado que se logran resultados aceptables cuando el operador selecciona cualquier número entre 2 y 10. A continuación, se introduce una opción de tamaño corporal. En este punto, el usuario tiene que optar por utilizar un modelo estándar que incluirá un volumen de sangre de 5.000 mililitros y un gasto cardíaco estándar de 6500 ml/min o el usuario puede introducir información específica. Si se introduce información específica, el volumen de sangre estándar y el gasto cardíaco estándar se regulan para adaptarlos a la información específica del paciente. El volumen de sangre (BV) y el gasto cardíaco (CO) se pueden predecir a partir del peso (W) en libras y la altura (H) en pulgadas de un paciente utilizando fórmulas de regresión disponibles en las referencias de fisiología cardiovascular estándar. La fórmula para un varón adulto con un peso (W) de 45,5 a 141 kg (100 a 310 libras), y una altura (H) que va desde 1,52 a 1,87 m (60 a 74 pulgadas) es:

BV = 33,164 \ \text{*} \ H^{0,725} \ \text{*} W^{0,425} - 1229.

Para una mujer adulta con peso (W) de 36 a 131 kg (80 a 290 libras) y altura (H) de 1,52 a 1,87 m (60 a 74 pulgadas) la fórmula es:

BV=34,85 \ \text{*} \ H^{0,725} \ \text{*} \ W^{0,425} - 1954.

Para un adulto hombre o mujer, el gasto cardíaco (CO) viene dado por la fórmula:

CO=36,36 \ \text{*} \ H^{0,725} \ \text{*} \ W^{0,425}

En el modelo, un ajuste a estas variables se realizó de la siguiente manera. Se calculó la relación del volumen de sangre previsto al volumen de sangre estándar. Esta relación se aplicó posteriormente al volumen regional de sangre y el volumen de fluido extravascular en el modelo cardiovascular de modo que se corrigió el volumen de fluido corporal completo. El gasto cardíaco y el flujo de sangre regional también se modificaron de la misma manera. En consecuencia, el flujo sanguíneo regional, el volumen de sangre y la distribución de fluido corporal en el modelo se pueden ajustar para sujetos de diferente peso corporal, altura, y sexo. El gasto cardíaco se puede ajustar además en base a la edad usando la fórmula:

CO = 6500 \ ml/min \ \text{*} \ (1-0,008 \text{*} \ (edad-30)).

Al introducir información específica del paciente, se puede optar por ajustar más el gasto cardíaco a normal, bajo y alto. El nivel de gasto cardíaco se puede estimar usando exploración CT secuencial de la aorta.

A continuación, se introduce y acepta una concentración de agente de contraste así como el método de inyección, tiempo total de inyección y velocidad de inyección. Todos estos valores son conocidos por los expertos en la técnica para tipos particulares de exploraciones CT. Después, el control vuelve al programa principal. El segundo paso del método es llamar la subrutina de compartimiento/modelo. Esta subrutina, representada en la figura 8, comienza con el lado derecho del corazón y sigue el flujo sanguíneo en el diagrama de modelo corporal representado en la figura 5. Se asigna secuencialmente un flujo sanguíneo de entrada estándar y volumen de vaso para cada elemento de círculo que representa un compartimiento de vaso en la figura 5. A continuación, se asigna secuencialmente un flujo sanguíneo de entrada estándar, un volumen capilar, y un volumen extravascular para cada elemento de bloque que representa un compartimiento de órgano en la figura 5. Después, el flujo sanguíneo y el volumen de cada compartimiento de vaso y órgano se regula por el programa de manera que sea proporcional a la relación del gasto cardíaco y el volumen de sangre del paciente en comparación con el estándar, calculado en la subrutina de paciente/contraste.

En el paso siguiente, se asigna una ecuación diferencial que describe el transporte de agente de contraste en cada compartimiento de vaso, derivado anteriormente. Si el elemento es un compartimiento de vaso, se asigna una ecuación diferencial que describe el transporte de agente de contraste. Si el elemento es un compartimiento de órgano, se asignan dos ecuaciones diferenciales que describen el transporte de agente de contraste en el compartimiento intravascular y en el compartimiento extravascular. Así, a cada elemento en el sistema cardiovascular se le asigna secuencialmente una ecuación diferencial. El control vuelve después al programa principal.

El paso siguiente en el método es resolver las ecuaciones diferenciales que se asignaron en la subrutina de compartimiento/modelo para obtener la concentración específica de órgano. Las ecuaciones diferenciales se resuelven con programas de integración numérica del método de Runge-Kutta de quinto orden para calcular la concentración de agente de contraste en función del tiempo para cada compartimiento.

La concentración de agente de contraste en un órgano se define como la relación de la masa de contraste total en un tiempo específico al volumen total del órgano. La concentración de contraste se convierte en mejora CT en Unidades Hounsefield (UH) usando la relación 1 miligramo I/ml = 25 UH. La relación entre mejora CT en UH y concentración de agente de contraste en mg/ml depende de múltiples factores incluyendo el tipo de agente de contraste, el tejido circundante y otros factores relacionados con el escáner CT tal como kilovoltios máximos usados (kV_{p}). A la relación asumida de 1 mg/ml igual a 25 UH se llega mediante un experimento que compara la atenuación CT y la concentración de contraste.

En ese experimento, se diluyó loversol-320 (I) con salina para generar varias concentraciones que van desde 0 a
30 mg/ml. Se pusieron depósitos de 50 ml de las soluciones en jarras de plástico y exploraron con un escáner CT Siemans Somatom Plus usando parámetros estándar de abdomen y tórax de 120 kV_{p} y 137 kV_{p}. La atenuación CT se registró poniendo una región circular de interés de 1,5 centímetros en el centro de cada jarra en cada imagen. La mejora se calculó como la diferencia entre atenuación CT en cada jarra y la atenuación CT en una jarra llena de salina normal. La figura 9 es un gráfico que muestra los niveles de mejora registrados que van desde 8 a 800 UH para concentraciones que van desde 0 a 30 mgl/ml a cada uno de 120 kV_{p} y 137 kV_{p}. Cuando se supuso una relación lineal, un aumento de concentración por 1 mgl/ml produjo un incremento aproximado de la mejora de contraste de 25 UH.

El último paso del método mostrado en la figura 6 es proporcionar una pantalla de la configuración de la mejora de los vasos y órganos de interés en función del tiempo. Esto puede ser mediante un flujo de datos o un gráfico.

Para calibrar la exactitud de la invención, se generaron gráficos simulados relativos a un paciente hipotético usando diferentes protocolos de inyección. Estos gráficos simulados se compararon con gráficos empíricos que representan mediciones del nivel de mejora real en pacientes que habían experimentado exploraciones CT de contraste mejorado. Los gráficos empíricos representan la media de los niveles de mejora registrados en la aorta y el hígado de tres grupos de 25 a 28 pacientes para los protocolos de inyección enumerados en la Tabla 6 siguiente. Cada inyección consistía en 125 mililitros de loversol-320. Los datos usados para crear los gráficos de mejora empíricos se recogieron en un experimento no relacionado con respecto a niveles de mejora y protocolos de inyección unifásica y bifásica. Una inyección bifásica utiliza dos velocidades de inyección durante el tiempo de inyección. Una inyección unifásica utiliza una velocidad de inyección durante el tiempo de inyección.

Los gráficos simulados representan la mejora de contraste para cada uno de los tres protocolos de la Tabla 6 en base a un paciente hipotético cuyo peso era igual al peso medio del grupo empírico correspondiente de pacientes. Así, cada punto en los gráficos empíricos representa la media de una amplia gama de valores de mejora empíricos mientras que cada punto en los gráficos simulados representa un solo valor de mejora para un paciente hipotético. La figura 10 muestra un gráfico simulado 100 y un gráfico empírico 102 para el protocolo de inyección bifásica-de caudal bajo representado en la Tabla 6. El paciente hipotético, cuyos niveles de mejora se representan en el gráfico simulado 100, tenía un peso corporal supuesto de 71,7 kg (158 libras). Este peso corporal supuesto era igual al peso corporal medio de los 28 pacientes cuyos niveles medios de mejora real representa el gráfico empírico 102.

La figura 11 muestra un gráfico simulado 104 y un gráfico empírico 106 para el protocolo de inyección unifásica-de caudal bajo en la Tabla 6. El paciente hipotético, cuyos niveles de mejora se representan en el gráfico simulado 104, tenía un peso corporal supuesto de 77,6 kg (171 libras). Este peso corporal supuesto era igual al peso corporal medio de los 25 pacientes cuyos niveles medios de mejora real representa el gráfico empírico 106.

La figura 12 muestra un gráfico simulado 108 y un gráfico empírico 110 para el protocolo de inyección unifásica-de caudal alto en la Tabla 6. El paciente hipotético, cuyos niveles de mejora se representan en el gráfico simulado 108, tenía un peso corporal supuesto de 80,3 kg (177 libras). Este peso corporal supuesto era igual al peso corporal medio de los 27 pacientes cuyos niveles medios de mejora real representa el gráfico empírico 110.

Los gráficos simulados y empíricos de la mejora de contraste se compararon según el nivel de mejora máxima de cada gráfico y la diferencia porcentual entre los gráficos. Los gráficos simulados concordaban bien con los gráficos empíricos. Por ejemplo, en la figura 10, para el protocolo de inyección bifásica-de caudal bajo la mejora aórtica simulada máxima era 142,7 UH mientras que la mejora aórtica empírica máxima era 163,4 UH. También en la figura 10, la mejora hepática simulada máxima era 53,8 UH mientras que la mejora hepática empírica máxima era 55,5 UH.

En la figura 11, para el protocolo de inyección unifásica-de caudal bajo, la mejora aórtica simulada máxima era 220,4 UH mientras que la mejora aórtica empírica máxima era 205,8 UH. También en la figura 11. La mejora hepática simulada máxima era 63,8 UH mientras que la mejora hepática empírica máxima era 59,8 UH.

En la figura 12, para el protocolo de inyección unifásica-de caudal alto, la mejora aórtica simulada máxima era 321,3 UH mientras que la mejora aórtica empírica máxima era 313,7 UH. También en la figura 12, la mejora hepática simulada máxima era 63,6 UH mientras que la mejora hepática empírica máxima era 60,8 UH.

La diferencia media total de la mejora máxima entre los gráficos simulados y empíricos era 7,4 por ciento para la mejora aórtica y 4,8 por ciento para la mejora hepática. Como se puede ver en las figuras 10, 11 y 12, los gráficos simulados y empíricos eran también casi idénticos a la variación con el tiempo. Específicamente, la diferencia media de la mejora entre los gráficos simulados y empíricos para los tres protocolos de la Tabla 6 era 11,6 por ciento para mejora aórtica y 12,7 por ciento para mejora hepática.

Es sabido que el peso corporal es una de las variables de paciente que afecta muy drásticamente a la mejora de contraste. Para confirmar la funcionalidad de la invención, se simuló en un paciente hipotético el efecto del peso corporal en la mejora del contraste. La figura 13(a) muestra gráficos simulados de la mejora aórtica y la figura 13(b) muestra gráficos simulados de la mejora hepática para un protocolo de inyección unifásica-alto en un varón adulto con una altura fija 1,72 m (5 pies, 8 pulgadas) y pesos corporales de 50, 68, 90,8 y 113,5 kg (110, 150, 200 y 250 libras). Los gráficos simulados demuestran que la mejora de contraste quedó afectada en gran medida por el peso corporal. Por ejemplo, en la figura 13(a), la mejora aórtica máxima con un peso de 50 kg (110 libras) era más del doble que en un sujeto de 113,5 kg (250 libras) de peso. Sin embargo, como era de esperar, la temporización de los picos aórtico y hepático no varió considerablemente porque la alteración del gasto cardíaco quedó compensada por la alteración en la sangre y el volumen de fluido corporal. Los gráficos simulados en la figura 13 se correlacionan bien con observaciones empíricas en pacientes que muestran una relación inversa entre peso corporal y mejora del contraste.

En la subrutina de paciente/contraste, hay que seleccionar un factor de permeabilidad entre 2 y 10, como se explica más adelante. Sin embargo, de las variables utilizadas para construir el modelo cardiovascular, la menos conocida es la permeabilidad transcapilar. La permeabilidad varía de un órgano a otro y depende, en parte, de la sustancia transferida. Los órganos con capilares discontinuos, como el hígado, el bazo y la médula ósea, tienen una permeabilidad relativamente alta. Los capilares fenestrados en el riñón y los intestinos tienen permeabilidad intermedia. Los capilares continuos en el músculo cardiaco y la piel tienen poros más pequeños y por ello permeabilidad más baja.

Aunque se conoce cierta información general acerca de la permeabilidad, el conocimiento acerca de la permeabilidad transcapilar específica es limitado. Por ejemplo, el tamaño de la sustancia de contraste es una de las propiedades más importantes para determinar la velocidad de intercambio transcapilar. La permeabilidad para diferentes sustancias variará según el peso molecular de cada sustancia. La mayoría de los nutrientes y metabolitos incluyendo glucosa (mw=180) y sacarosa (mw=342) son bastante fácilmente difundibles.

Cuando se produce lentamente intercambio transcapilar con relación a la velocidad de flujo sanguíneo, está limitado primariamente por la difusión. A la inversa, si se produce rápidamente intercambio transcapilar con relación a la velocidad de flujo sanguíneo, está limitado primariamente por el flujo. Los agentes de contraste yodados constan de moléculas relativamente pequeñas con pesos moleculares entre 800 y 1600. Tales agentes de contraste se distribuyen rápida y ampliamente fuera de los vasos sanguíneos a todo el fluido extracelular en unos pocos minutos después de la inyección y son altamente difundibles. Por lo tanto, en el modelo, se supuso que el transporte de agentes de contraste estaba en su mayor parte limitado por el flujo y este supuesto se aplicó igualmente a cada órgano en el modelo cardiovascular.

La permeabilidad (P) y el área de transferencia (S) se tratan generalmente como una unidad a causa de la dificultad de evaluarlas por separado sin información anatómica muy detallada. El producto de la permeabilidad-área superficial (PS) se refiere al "coeficiente de transporte capilar". La magnitud de PS en un órgano se expresa frecuentemente con relación a la velocidad de flujo sanguíneo, Q. Si PS/Q es mayor que 1, el transporte está limitado por flujo. Si PS/Q es inferior a 1, está limitado por difusión. En un esfuerzo por determinar valores PS aceptables en el modelo, se generaron gráficos simulados de la mejora CT para varios valores PS/Q diferentes. Los gráficos simulados se muestran en la figura 14(a) con respecto a la mejora aórtica y la figura 14(b) con respecto a la mejora hepática para valores PS/Q iguales a 0,1, 1, 2, 20 e infinito.

También se generaron gráficos simulados suponiendo ninguna barrera transcapilar entre los espacios capilar y extracelular, es decir, representando un solo compartimiento cada órgano. Los gráficos simulados de la mejora CT generada por la invención con PS/Q=20 se aproximan mucho a los obtenidos ignorando la barrera transcapilar. Así, este valor PS/Q está cerca del límite superior del transporte capilar limitado por flujo. Los gráficos simulados representados en las figuras 14(a) y 14 (b), en comparación con gráficos empíricos, confirman que el transporte de agente de contraste sigue un proceso limitado por flujo, especialmente en tejidos con perfusión rica.

Las figuras 15 y 16 muestran niveles de la mejora aórtica y hepática muestra generados por la invención en formato de datos y formato gráfico, respectivamente. La operación de la invención se puede entender mejor con referencia a la figura 15. Antes de realizar una exploración CT, el operador introduce la información específica del paciente, tal como la altura, el peso y el gasto cardíaco, y un protocolo de inyección en el programa según la descripción anterior de la invención. El programa genera después datos de salida mostrando los valores de la mejora prevista específica de órgano en función del tiempo. Los datos de salida puede tomar la forma de un flujo de datos como se representa en la figura 15 o un gráfico como se representa en la figura 16.

El operador observa los datos inicialmente para determinar si el protocolo de inyección propuesto dará lugar a un nivel de mejora aceptable durante un período aceptable. Si los datos muestran que nunca se alcanzará el nivel de mejora deseado, o no se mantendrá durante un período de tiempo suficiente, el operador elige un protocolo de inyección diferente y después vuelve a ejecutar el programa hasta que se obtenga un nivel de mejora prevista satisfactorio.

Después de que el operador obtiene una salida mostrando un nivel de mejora prevista y duración aceptables, el operador selecciona entonces un tiempo de inicio y duración de exploración, incluyendo un grosor de colimación apropiado y la velocidad de la mesa. En variante, toda o parte de la selección la puede realizar el ordenador. Esta información se introduce después en el escáner CT, si se obtuvo fuera de línea del ordenador de control CT, y después se realiza la exploración. Por ejemplo, suponiendo un nivel umbral de mejora hepática de 50, los datos de la figura 15 muestran que el nivel umbral de mejora no se alcanzan hasta 0,64 minutos después de la inyección de agente de contraste al paciente. Además, los datos muestran que el nivel umbral de mejora se mantendrá durante aproximadamente 1,7 minutos. Usando esta información, el operador introduce en el escáner CT el tiempo de inicio de exploración, la duración de exploración, el grosor de colimación y la velocidad de la mesa y después realiza la exploración en el paciente. En variante, se puede implementar software informático para transmitir automáticamente la información de salida directamente al escáner CT.

El programa de la invención da una salida que incluye un nivel de mejora prevista en el tejido de interés en función de un tiempo transcurrido después de la inyección. Como se ha explicado anteriormente, el umbral de mejora es un nivel de mejora del tejido por debajo del que se produce una exploración de poca calidad. La duración de exploración es el tiempo entre el inicio de la exploración y el final de la exploración. Para optimizar la exploración, el tejido explorado debe mantener un nivel de mejora igual o mayor que el nivel umbral de mejora durante toda la duración de exploración.

Los autores de la presente invención han ampliado además la invención previendo unos medios para analizar la función generada de la mejora prevista (nivel de mejora con respecto al tiempo) para determinar si el nivel de mejora prevista en el tejido a explorar cumple suficientemente los criterios requeridos para una exploración óptima y proporcionando unos medios para regular el protocolo de inyección hasta que la salida sea aceptable.

En la realización preferida, implementada preferiblemente en un programa informático, si la función de la mejora prevista salida indica que el nivel de mejora del tejido nunca alcanzará el umbral de mejora deseado o que el nivel de mejora del tejido no se mantendrá por encima del umbral deseado durante un período de tiempo igual o superior a la duración de exploración, el programa proporciona unos medios para regular el protocolo de inyección.

Con referencia a la figura 18, la salida de la realización preferida es un gráfico o curva 150 que muestra un nivel de mejora prevista en función del tiempo superpuesto en una línea 152 que representa el umbral de mejora. Cuando la mejora máxima, el nivel más alto alcanzado por la curva 150, es inferior al umbral deseado, o cuando el intervalo de tiempo (B-A) es más corto que la duración deseada de la exploración, hay que elevar el nivel de mejora para obtener una exploración aceptable. En el gráfico de la figura 18, la curva de mejora 150 excede del umbral de mejora durante un período de tiempo (B-A).

Si la mejora máxima no llega al umbral o si el intervalo de tiempo (B-A) no es igual o mayor que la duración deseada de la exploración, la realización preferida proporciona al operador dos opciones para incrementar el nivel de mejora prevista. Se conoce en la técnica que aumentando el volumen, el caudal o la concentración de contraste aumenta el nivel de mejora. Dado que el nivel de mejora es una función de la cantidad de contraste transportado a través de un tejido particular en un período de tiempo dado, aumentar el flujo, el volumen y la concentración da lugar a niveles de mejora incrementados. En el mayor parte de los sistemas inyectores, el volumen y el caudal se ajustan fácilmente mediante los controles del sistema inyector. Además, la mayoría de las facilidades médicas tienen un número limitado de diferentes concentraciones. Por lo tanto, los ajustes más prácticos para regular los niveles de mejora son el volumen y caudal. Sin embargo, regular la concentración también es aceptable para elevar la mejora.

Los pasos de este aspecto de la realización preferida se muestran en el diagrama de flujo de la figura 21. Después de recibir una entrada de una función de mejora prevista del contraste, un umbral de mejora y una duración de exploración, el programa determina si la función de mejora prevista excede del umbral durante un período de tiempo mayor que la duración de exploración. En caso negativo, el operador tiene la opción de (i) aumentar el volumen de contraste o (ii) aumentar el caudal. Después de recibir nuevo volumen, caudal o ambos, el programa determina si se ha alcanzado el caudal máximo permisible o el volumen máximo permisible. Se conoce en la técnica que los caudales y volúmenes de inyección tienen límites máximos por encima del que están implicadas cuestiones de seguridad. Estos límites varían dependiendo de muchos factores incluyendo el paciente concreto, el agente de contraste y el procedimiento particular implicado. Por lo tanto, la presente invención proporciona la entrada de valores máximos para el caudal y el volumen. Cuando se alcanza el volumen o la velocidad de inyección de contraste máximos permisibles sin lograr el nivel umbral de mejora, el programa sigue permitiendo aumentar el otro hasta que se alcancen ambos máximos. Después de la entrada de nuevos valores, el programa itera los pasos de actualizar la función de mejora prevista en base a los nuevos valores. El volumen o el caudal de contraste se incrementa progresivamente de esta forma hasta que el intervalo de tiempo (B-A) es igual o mayor que la duración de exploración solicitada.

En la realización preferida, una vez que el volumen y caudal han alcanzado los valores máximos, y la función de mejora prevista no excede del umbral durante un período de tiempo mayor o igual que la duración de exploración, el programa notifica al operador que se debe elegir un nuevo umbral de mejora.

Aunque la realización preferida permite al operador introducir diferentes tasas de flujo y volúmenes, todo el proceso lo podría automatizar y realizar un procesador de ordenador. Por ejemplo, como alternativa a que el operador seleccione el caudal y volumen para obtener un nivel de mejora aceptable, se podría programar en el ordenador un método de bisección lineal, u otro proceso matemático conocido, para resolver un punto de convergencia reduciendo las diferencias y actualizando dos valores límite.

Aunque una varianza del gasto cardíaco puede afectar al nivel de mejora en un tejido dado, los autores de la presente invención han descubierto que un cambio del gasto cardíaco afectará más drásticamente al tiempo en que se logrará un nivel particular de mejora. Sin embargo, el programa selecciona un gasto cardíaco que se considera que es el más asociado con el paciente y usa dicho valor en su cálculo de la función de mejora prevista. El programa también prevé la entrada por parte del operador de valores alternativos del gasto cardíaco con cada función de mejora resultante que se comprueba usando el método antes descrito. De esta forma, el operador puede estar seguro de que un protocolo de inyección específico dará lugar a una función de la mejora prevista que excede del umbral deseado durante toda la duración de exploración independientemente del gasto cardíaco del paciente.

Como se representa en el diagrama de flujo de la figura 21, cuando la duración prevista de la mejora (B-A) es mayor que la duración de exploración solicitada, el método de la presente invención permite al operador seleccionar alguna de las opciones de (i) reducir el volumen del medio de contraste o (ii) reducir la velocidad de inyección; o (iii) mantener el nivel de mejora actual y buscar el intervalo de exploración óptimo dentro de A y B. Las opciones (i) y (ii) se pueden usar para una exploración más eficiente o por razones relacionadas con el historial médico del paciente. Por ejemplo, reduciendo el volumen del medio de contraste, se ahorran costos y el paciente no tiene que recibir contraste adicional innecesario para crear una exploración aceptable. Dado que el medio de contraste podría tener efectos colaterales en el paciente, reducir la cantidad de contraste puede ser deseable para limitar la cantidad de contraste que un paciente debe recibir para experimentar una exploración CT exitosa.

Como se representa en el diagrama de flujo de la figura 21, los pasos de proceso de disminuir el volumen y/o la velocidad son virtualmente idénticos al método de incrementar estos valores, a excepción de la dirección de ajuste, y la explicación anteriormente relacionada con ellos es igualmente aplicable aquí. También es previsible que los pasos del proceso para incrementar y disminuir el caudal y/o el volumen se podría utilizar en un procedimiento de exploración, si, por ejemplo, un ajuste en una dirección dio lugar a un cambio demasiado grande del nivel de mejora o, después de bajar el umbral, se prevé que el nivel de mejora exceda del umbral revisado durante un período excesivo.

En variante, o si las cuestiones anteriores no son un factor, como se ha mencionado anteriormente en la opción (iii), la realización preferida permite la opción de mantener el protocolo de inyección seleccionado y determinar el intervalo óptimo entre tiempo A y el tiempo B que es igual a la duración de exploración y durante el que el nivel de mejora del tejido es mayor. El método descrito inicialmente aquí era una mejora considerable sobre la técnica anterior porque permitía la predicción, antes de la inyección, de si el nivel de mejora excedería del valor umbral o si se precisan modificaciones en los varios parámetros de entrada para obtener un nivel de mejora del tejido que supere el valor umbral durante el período de exploración. De esta forma, el operador puede determinar el retardo apropiado después de iniciar la inyección para iniciar la exploración, así como una duración óptima de exploración. Esta información también permite al operador cambiar varios parámetros de exploración, incluyendo la velocidad de la mesa y el grosor de colimación para lograr una exploración durante el tiempo en que el nivel de mejora del tejido excede del nivel umbral.

En algunas circunstancias, la función de mejora prevista del tejido excede del nivel umbral de mejora durante un período de tiempo mayor que la duración de exploración. El operador podría seleccionar de forma arbitraria en qué punto iniciar la exploración después de que el nivel de mejora del tejido excede del umbral, a condición de que la exploración se termine antes de que el nivel de mejora del tejido disminuya por debajo del nivel umbral y obtener una exploración aceptable. Ampliando la invención, los autores de la presente invención han proporcionado unos medios para seleccionar un tiempo de inicio de exploración para hacer que la exploración tenga lugar durante la ventana de tiempo óptima entre el tiempo B y el tiempo A si la duración de la mejora prevista por encima del umbral excede de la duración de exploración en más de una cantidad predeterminada de tiempo. Como se representa en el diagrama de flujo de la figura 21, cuando el intervalo de tiempo (B-A) es igual a (o aproximadamente 10% mayor que) la duración de exploración esperada, el punto A es el inicio de la exploración. Así, la ventana temporal óptima de exploración comienza en el tiempo A y termina en el tiempo B. Sin embargo, si el intervalo de tiempo (B-A) es considerablemente mayor que la duración de exploración esperada más 10%, la invención selecciona una ventana temporal óptima dentro de B-A maximizando la mejora prevista disponible. Esto se entiende mejor con referencia a la figura 19.

En la figura 19, la curva o función de mejora 150 del tejido a explorar se visualiza junto con un umbral de mejora deseado 152 en un gráfico de mejora frente al tiempo transcurrido después de la inyección. Como se representa, el nivel de mejora del tejido a explorar aumenta desde el nivel 0 en el tiempo 0 a un nivel igual al umbral de mejora deseado en el tiempo A. El nivel de mejora del tejido sigue subiendo a un nivel de mejora máxima por encima del umbral y después disminuye de nuevo a igual al umbral deseado en tiempo B. Después del tiempo B, el nivel de mejora del tejido sigue disminuyendo por debajo del umbral. Como es conocido en la materia, una inyección unifásica da lugar a que se alcance un nivel de mejora máxima única como se representa en la figura 19. Así, la duración de la mejora prevista por encima del umbral se representa como (B-A).

Con referencia todavía a la figura 19, el método de la presente invención selecciona dos puntos (C y D) cuya diferencia (D-C) es igual a la duración de exploración y entre los que se maximiza el área debajo de la curva de mejora por encima del umbral (AUC). Como se ejecuta en uno de los pasos del diagrama de flujo de la figura 21, se calcula un conjunto de AUCs cuando el punto C avanza incrementalmente con un intervalo fijo (D-C) para determinar el intervalo óptimo de exploración. El primer AUC se calcula cuando C coincide con A. Esto correspondería a iniciar la exploración en el tiempo en que el nivel de mejora del tejido es por vez primera igual al valor umbral. El último AUC se calcula cuando D coincide con B. Esto correspondería a terminar la exploración cuando el nivel de mejora del tejido es igual al nivel umbral por segunda vez. Después de calcular el conjunto de AUCs, elegir el AUC máximo establece el tiempo óptimo de inicio de exploración (C) y el tiempo de fin de exploración (D).

El número de AUCs en el conjunto depende del incremento con el que se avanza C. Naturalmente, cuando menor es el incremento de avance, más exacto como media es el intervalo de tiempo previsto para que tenga lugar exploración óptima. Los autores de la presente invención han hallado que es satisfactorio calcular los AUCs a la vez que se avanza incrementalmente C en unidades de 1 segundo. Cuando la curva de mejora es unifásica, un gráfico del conjunto de AUCs demuestra una distribución similar y el intervalo de exploración óptimo contiene el punto de mejora máxima. Así, en una exploración unifásica el AUC máximo deberá ser conocido una vez que el AUC calculado comience a disminuir de un valor máximo.

A diferencia de la técnica anterior, la invención aquí descrita inicialmente permite al operador predecir, antes de iniciar una inyección, si la mejora de tejido alcanzará con éxito un umbral, si el nivel de mejora del tejido se mantendrá por encima del umbral durante toda la duración de exploración, y el retardo de exploración apropiado para poder iniciar la exploración en un tiempo en que el nivel de mejora del tejido excede del valor umbral. Las mejoras antes descritas mejoran la invención previendo unos medios para optimizar el protocolo de inyección para obtener niveles de mejora aceptables y optimizar el tiempo de inicio de exploración cuando se predice que el período de aceptable mejora será mayor que la duración de exploración.

Dichos métodos y los inicialmente descritos son mejoras significativas sobre la técnica anterior y permiten la predicción dentro de límites aceptables de exactitud. Sin embargo, los autores de la presente invención han mejorado más la invención previendo incluso predicciones más exactas. Como se ha explicado anteriormente, el nivel de mejora del tejido está directamente relacionado con el volumen y la concentración de contraste en el tejido a explorar cuando la exploración tiene lugar. Dado que el agente de contraste se distribuye por todo el paciente por el sistema cardiovascular, la cantidad de contraste en un tejido dado en un tiempo dado se refiere a varios parámetros específicos del paciente que afectan al transporte de contraste por todo el paciente. Estos incluyen la altura, el peso, el sexo, la edad y el gasto cardíaco.

El gasto cardíaco, a diferencia de la altura, el peso, el sexo y la edad, no se miden fácilmente. Como se ha explicado anteriormente, muchos factores incluyendo el estado patológico o fallo cardiaco anterior pueden afectar al gasto cardíaco. Además, un paciente no mantiene el mismo gasto cardíaco durante todo el período de duración.

Introducir el gasto cardíaco correcto en el modelo es necesario para la predicción exacta del retardo de exploración óptima. Por ejemplo, si un paciente tiene un gasto cardíaco pobre y el operador usa un gasto cardíaco estándar porque no se conoce el estado cardiaco, el tiempo óptimo previsto para iniciar la exploración de un tejido no coincidirá con el tiempo óptimo real para iniciar la exploración del tejido. Aunque eventualmente se cumplirá el nivel umbral previsto, el período de mejora máxima todavía puede no coincidir con el período de exploración debido a la entrada de un gasto cardíaco inexacto.

Para tener en cuenta el gasto cardíaco variable, la invención descrita inicialmente prevé la entrada de diferentes valores de gasto cardiaco en el modelo matemático del sistema cardiovascular. Además, la invención descrita inicialmente prevé que el operador elija varios valores alternativos del gasto cardíaco y genere una familia de funciones o curvas de mejora prevista del tejido correspondientes a los valores alternativos. Previendo y analizando la familia de curvas antes de la inyección, el operador podría estar seguro de que el nivel de mejora del tejido cumplirá o excederá del umbral de mejora independientemente del gasto cardíaco.

En la invención descrita más adelante, cada elemento de la familia tiene un estado de gasto cardiaco ligeramente diferente de manera que toda la familia represente las funciones de mejora prevista del tejido para todo el espectro del estado del gasto cardíaco. Aumentando el número de elementos de la familia se aumenta la exactitud de la predicción para un paciente dado. Por ejemplo, variar 10% el gasto cardíaco estándar entre cada elemento de la familia desde 10% a 110% dará el nivel de la mejora prevista del tejido en diez pacientes que tengan idénticos hábitos corporales, a excepción del gasto cardíaco, y las funciones de mejora prevista reflejarán la diferencia producida solamente por la diferencia de 10% en el gasto cardíaco entre cada paciente.

La invención descrita inicialmente prevé tomar mediciones reales de mejora después de iniciar la inyección y comparar la familia de curvas de mejora con la curva de mejora real para determinar que elemento de la familia se asemeja más a los niveles de mejora real. De esa forma, proporciona unos medios para determinar al principio de la exploración, antes de que se haya alcanzado el nivel umbral, si los parámetros de exploración son apropiados y permite el ajuste, si es necesario.

Aunque esto es una mejora considerable sobre la técnica anterior, la comparación de la familia de curvas con las mediciones de las mejora reales en el tejido a explorar se debe realizar rápidamente para tener tiempo para regular los parámetros de exploración, si es necesario. Por lo tanto, la invención descrita más adelante usa una combinación de una función de la mejora prevista, en una región de interés, tal como la aorta, antes de la inyección, y mediciones de niveles de mejora real, después del inicio de la inyección, para calcular un factor de corrección (tal como el estado apropiado del gasto cardíaco) a usar por el modelo al predecir una función de mejora del tejido a explorar, tal como el hígado. La realización preferida realiza preexploración secuencial a dosis baja de la aorta después de la inyección para calibrar el modelo matemático a parámetros específicos del paciente desconocidos o difíciles de medir, tal como el gasto cardíaco. Dado que el contraste llega a la aorta más rápidamente que al hígado, usar mediciones de nivel de mejora en la aorta como realimentación aumenta el tiempo disponible para hacer correcciones en los parámetros de exploración antes del inicio requerido de la exploración hepática.

La realización preferida se implementa en un programa informático y se puede implementar en un ordenador autónomo, un ordenador incluido en una máquina de exploración CT o un ordenador incluido en un sistema inyector. Además, la presente invención se podría implementar en un sistema de exploración CT que incluye un inyector y una máquina de exploración CT controlados por el mismo ordenador. En la realización preferida, el programa informático contiene un modelo matemático del sistema cardiovascular del paciente. Los detalles del modelo matemático se han explicado completamente anteriormente.

El programa informático acepta valores de entrada para los parámetros en el paciente y en el protocolo de inyección que afectan al transporte de contraste a través del sistema cardiovascular. Estos incluyen la edad, el sexo, la altura, el peso, el gasto cardíaco del paciente y el caudal de inyección, el volumen, la concentración, la fase y la duración de la exploración. El programa acepta las entradas y genera un nivel de mejora prevista en función de un tiempo transcurrido después de la inyección para la mejora tanto aórtica como hepática. La figura 20 muestra una tabla que expone la salida de datos del programa para un paciente concreto que tiene un hábito corporal particular y presumiendo un gasto cardíaco estándar. El operador ya ha ajustado el protocolo de inyección usando el método expuesto anteriormente para garantizar que la función de mejora prevista excederá del umbral durante un período de tiempo superior a la duración de exploración. Las columnas de información visualizada en la figura 20 son las siguientes: la columna más a la izquierda titulada "tiempo" representa el tiempo transcurrido desde el comienzo de inyección; la columna siguiente a la derecha visualiza el nivel calculado de mejora hepática prevista en Unidades Hounsefield; la columna siguiente es la diferencia entre el nivel de mejora prevista y el umbral preseleccionado elegido como 50 Unidades Hounsefield; y la columna siguiente visualiza el AUC calculado, alineándose cada entrada con su tiempo de inicio de exploración correspondiente. Por ejemplo, la primera entrada de 9,6 corresponde a un tiempo de inicio de exploración de 40 segundos y un tiempo de fin de exploración de 70 segundos. Usando la metodología de la presente invención, el AUC máximo se identifica fácilmente como 263,8, que corresponde a un tiempo de inicio de exploración de 60 y un tiempo de fin de exploración de 90. Los tiempos de inicio de exploración y de fin de exploración para la ventana temporal óptima se identifican en la última columna de la tabla de la figura 20.

Para mejorar la predicción del tiempo de inicio de exploración, el método de la presente invención se puede usar para actualizar o confirmar la salida de la tabla en la figura 20. En primer lugar, se lleva a cabo una exploración de línea base en una región de interés antes del inicio de la inyección para poder calcular el nivel de mejora real para la región de interés. La exploración de línea base, como es conocido en la materia, es una exploración parcial o de dosis baja en la que la dosis de rayos x se reduce sustancialmente en comparación con una exploración típica y se puede obtener vistas con menos de una revolución completa del puente de servicio. La dosis de rayos x es así considerablemente inferior a una exploración de imagen normal, pero, no obstante, se puede reconstruir una imagen de rodaja.

En la realización preferida, una función de mejora aórtica real se compara con funciones de mejora aórtica previstas, generadas usando diferentes gastos cardiacos, para calcular un factor de corrección a aplicar al modelo antes de predecir una función de mejora hepática. Después de aplicar el factor de corrección, la función de mejora hepática prevista generada es más exacta que la función de mejora hepática prevista generada sin el factor de corrección. Aunque la región de interés supervisada puede ser el tejido a explorar, es preferible supervisar una región de interés distinta de, y que proporcione una respuesta medida más rápida que, el tejido a explorar para tener el tiempo máximo para calibrar el modelo matemático en el paciente concreto y actualizar los parámetros de exploración. En la realización preferida, se selecciona una región de interés que se puede verificar para mejora real y analizar suficientemente antes de que el tejido a explorar logre un nivel umbral de mejora. Esto permite que el programa utilice la realimentación de la verificación para mejorar la exactitud del modelo que después se usa para predecir una función de mejora de tejido. La función de mejora de tejido más exacta se puede utilizar después para seleccionar parámetros óptimos de exploración antes del inicio de la exploración.

Después de que el operador haya seleccionado una región apropiada de interés y realizado una exploración de línea base de la región de interés, la inyección se inicia según el protocolo de inyección seleccionado. Después de iniciarse la inyección, y cuando la inyección está siendo administrada, la máquina de exploración CT se usa para comprobar el nivel de mejora de la región de interés usando preexploración a dosis baja de rayos x. La información de la verificación de preexploración es utilizada por el programa para generar una función de mejora aórtica real como se representa en la figura 23. Como en la figura 23, la función de mejora regional prevista 160 y real 162 se puede visualizar en el mismo gráfico para comparación. Los datos generados por la verificación de preexploración también se pueden utilizar para visualizar el nivel de mejora de contraste en un gráfico o para reconstruir una imagen real de la región de interés que se supervisa.

Después de transcurrir un tiempo suficiente, la función de mejora regional prevista se puede comparar con la función de mejora regional real generada por la preexploración a dosis baja de la región de interés. Los resultados de la comparación se pueden usar para calibrar el modelo matemático para factores tal como gasto cardíaco antes de generar el nivel de la mejora prevista del tejido a explorar. Con referencia a la figura 23, la función de mejora aórtica prevista 160 se representa junto con la función de mejora aórtica real 162 de la verificación de preexploración.

También se muestra en la figura 23 la función de mejora hepática prevista originalmente 164 y una función de mejora hepática prevista actualizada o calibrada 168 correspondiente a las dos curvas aórticas. Como se puede ver, debido a un gasto cardíaco disminuido medido en el paciente, el inicio de la exploración hepática se debe retardar más de lo previsto originalmente. Esta realimentación es la que utiliza la presente invención para calibrar o sintonizar finamente la exploración hepática en base a la medición real de niveles de mejora aórtica con preexploración a dosis baja.

La pendiente de la curva de la mejora aórtica medida 162 se puede calcular en un tiempo predeterminado y comparar con el alcance calculado de la curva de la mejora aórtica prevista 160 para determinar la diferencia entre la salida aórtica prevista y real del paciente. Sin embargo, esta comparación de pendiente no ha sido fiable puesto que se ha observado que la medición precoz de la mejora aórtica es frecuentemente pulsátil y ruidosa. Los autores de la presente invención han descubierto que representando la mejora real en función del tiempo transcurrido después de la inyección (la curva de mejora 162) y midiendo el área de bajo la curva de mejora (AHC) después de un intervalo de tiempo predeterminado, este AHC calculado proporciona un indicador mucho más fiable de la salida aórtica del paciente.

El método de la realización preferida traza las mediciones reales de mejora aórtica para representar el nivel de mejora real en función del tiempo y calcula el área debajo de la curva (AHC) de la función de mejora aórtica real en un tiempo predeterminado. Este AHC se puede comparar con el área debajo de la curva de la función de mejora regional prevista para calibrar la exactitud del modelo y calcular un factor de corrección. La presente invención es muy útil para determinar niveles de mejora prevista en tejido específico de un paciente cuando no se conocen todos los parámetros específicos del paciente que afectan al transporte. Por ejemplo, como se ha explicado anteriormente, el gasto cardíaco es un parámetro específico del paciente que no es fácilmente mensurable. Sin embargo, se pueden analizar las diferencias entre una función de mejora aórtica prevista y una función de mejora real medida para determinar el gasto cardíaco de un paciente. Es sabido que el retardo entre mejora aórtica y hepática representa el tiempo requerido para distribuir medio de contraste desde la aorta al hígado y es proporcional al gasto cardíaco. Cuando más lento es el gasto cardíaco, más largo es el retardo entre el tiempo en que se suministra medio de contraste a la aorta y el tiempo en que se suministra al hígado. Así, con un gasto cardíaco inferior al estándar, el inicio de exploración hepática también se debe retardar para que la exploración coincida con la mejora máxima.

El método de la presente invención se utilizó para mostrar el efecto del gasto cardíaco en la mejora del contraste para un varón adulto hipotético con una altura fija (1,72 m; 5 pies y 8 pulgadas) y un peso corporal (68 kg; 150 lbs) sometido a protocolo de inyección unifásica-alta. El gasto cardíaco especificado para el modelo se varió multiplicando el gasto cardíaco estándar por 0,25, 0,50, y 2,0. Se generaron cuatro curvas de mejora para la mejora aórtica prevista como se representa en la figura 22(a) y cuatro curvas de mejora para la mejora hepática prevista como se representa en la figura 22(b). Como se puede ver por la figura 22(a), a medida que disminuye el gasto cardíaco, el retardo de tiempo a la mejora máxima aumenta en las curvas tanto de la mejora aórtica como hepática. El valor aórtico máximo aumenta cuando se reduce el gasto cardíaco, mientras que en la figura 22(b) la meseta de mejora hepática máxima se prolonga.

El método de la presente invención se lleva a la práctica de la siguiente manera. Se puede construir una tabla de consulta usando el programa informático de la presente invención para generar diferentes salidas de niveles de mejora regional prevista en una región de interés en base a diferentes gastos cardiacos. Un ejemplo de tal tabla se representa en la figura 24. Como se representa en la tabla, los niveles de la mejora aórtica real se calculan a intervalos de 5 segundos para gasto cardíaco alto (200%), gasto cardíaco estándar (100%), gasto cardíaco reducido (75%) y gasto cardíaco bajo (50%). El área debajo de la curva aórtica también se calcula a intervalos de 5 segundos para cada gasto cardíaco diferente. La última columna de la figura 24 muestra un ejemplo de una lista de niveles de la mejora aórtica real medida a partir de preexploración a dosis baja y las zonas debajo de la curva de mejora regional real para dichas mejoras.

Se elige un tiempo predeterminado después de la inyección, por ejemplo, 20 segundos, representado en la última columna de la tabla en la figura 24, se calcula el AHC real en un tiempo igual a 20 segundos. El operador (o el ordenador) puede comparar después el AHC real a 20 segundos con los AHCs previstos en las primeras cuatro columnas para determinar qué columna predice con más precisión un AHC de 776 UH*seg en el tiempo 20 segundos. Como se puede ver por la tabla, la columna que tiene un gasto cardíaco igual a 75% se aproxima mucho más al AHC a 20 segundos (AHC=768 UH*seg). Una vez determinado el gasto cardíaco de esta forma, el programa puede calcular una función de mejora hepática prevista usando un gasto cardíaco de 75%. Esto permitirá la predicción de mejora hepática con mucha más exactitud porque el modelo se calibra más estrechamente a los parámetros específicos del paciente que afectan a la mejora de contraste.

La tabla de la figura 20 se explicó previamente para determinar el inicio óptimo de la exploración hepática para un paciente con un hábito corporal específico y suponiendo un gasto cardíaco estándar. Usando los resultados de la comprobación aórtica, representada en la tabla de la figura 24, se generó una tabla revisada para el mismo paciente. Como se ha descrito anteriormente, los resultados de la tabla en la figura 24 revelan que un gasto cardíaco más exacto para el paciente es 75% del estándar. Por lo tanto, se generó una nueva tabla, representada en la figura 25, para predecir el inicio óptimo de la exploración hepática. Como se puede ver comparando la figura 20 con la figura 25, el inicio óptimo de la exploración hepática se cambia de 60 segundos, que se predijo usando un gasto cardíaco estándar, a un retardo de 80 segundos, que se predijo usando un gasto cardíaco de 75% del estándar. El intervalo óptimo de exploración se determina para los parámetros de exploración hepática actualizados usando la presente invención por el mayor AHC para el intervalo de duración de exploración como se ha explicado anteriormente. Así, los niveles de mejora hepática se puede predecir con precisión para que toda la duración de exploración tenga lugar durante un intervalo de mejora máxima aunque el gasto cardíaco no se pueda medir fácilmente.

Además, el operador, o el ordenador, tiene tiempo suficiente para modificar los parámetros de exploración, tal como el retardo de exploración, porque el cálculo del gasto cardíaco se realizó 20 segundos después del inicio de la inyección y el inicio de exploración hepática no se deberá producir hasta aproximadamente 80 segundos después del inicio de la inyección. Aunque un mayor retardo antes de calcular el área debajo de la curva de la mejora aórtica real podría proporcionar un resultado más exacto, los inventores han hallado que medir la salida aórtica 15-20 segundos después del inicio es aceptable y da tiempo suficiente para actualizar los parámetros de exploración.

Una realización alternativa del método de la presente invención se representa en el diagrama de flujo de la figura 26. Esta realización, realizada preferiblemente en un programa informático, exige la creación de una tabla de consulta de interpolación que muestre los tiempos (t1) en que los diferentes gastos cardiacos alcanzan un AHC predeterminado y que muestre los tiempos óptimos de exploración hepática (t1*) correlacionados con cada (t1). La entrada en esta realización es el nivel de mejora aórtica real que se está alcanzando en el paciente.

El programa utiliza la entrada para representar gráficamente la función de mejora real y calcular a intervalos regulares el área debajo de la curva de mejora real (AHC). Cuando el AHC real calculado es igual al AHC a partir del que se generó la tabla, se registra el tiempo transcurrido después del inicio de la inyección. El tiempo registrado se utiliza después con la tabla para hallar el t1 más próximo al tiempo registrado. Una vez que se halla el t1 correspondiente en la tabla, se da el tiempo óptimo correspondiente para el inicio de la exploración hepática (t1*). Usando la tabla, el operador puede obtener así el retardo previsto antes de que se inicie la mejora hepática antes del tiempo en que se inicie la exploración hepática.

Se puede hacer varios cambios y modificaciones en la invención, como será evidente a los expertos en la materia. Sin embargo, estos cambios o modificaciones se incluyen en la idea de la descripción, y se pretende que la invención se limite solamente por el alcance de las reivindicaciones anexas a la presente memoria.

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Documento A

TABLA 1

1

TABLA 2

2

TABLA 3

3

TABLA 4

4

TABLA 5

5

TABLA 6

6

Claims

1. Un ordenador (20, 130) que tiene un programa informático en su memoria para predecir un nivel de mejora CT específico de estructura en un paciente para un hábito de paciente dado y un protocolo de inyección de contraste específico, caracterizándose dicho programa informático por tener medios para predecir antes de implementar un protocolo de inyección el nivel de mejora de un órgano en función del tiempo transcurrido después de implementar el protocolo de inyección en base al protocolo de inyección y parámetros específicos del paciente, y medios para determinar un tiempo óptimo de inicio de exploración y duración de exploración en base al nivel de mejora prevista.

2. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho ordenador (20, 130) está conectado a una máquina de tomografía computerizada (10), y donde la máquina de tomografía computerizada (10) se caracteriza además porque su programa informático tiene medios para llevar a cabo la exploración según el tiempo de inicio de exploración y la duración de exploración predeterminados.

3. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1 y donde el ordenador (20, 130) se caracteriza además porque dicho programa tiene medios para recibir información específica del paciente e información específica de contraste que afectan a parámetros fisiológicos de mejora de contraste y medios para calcular y enviar la concentración de contraste específico del órgano seleccionado por el operador en función del tiempo, donde los medios para calcular la concentración de contraste específica del órgano incluye un modelo compartamental matemático del sistema cardiovascular humano incluyendo compartimientos de vasos que representan vasos sanguíneos y compartimientos de órganos que representan órganos con al menos una ecuación diferencial que describe el transporte de contraste a cada compartimiento de vaso, y con al menos una ecuación diferencial que describe el transporte de contraste a cada compartimiento de órgano.

4. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho programa se caracteriza además por tener un modelo matemático del sistema cardiovascular del paciente, describiendo matemáticamente dicho modelo el transporte de dicho agente de contraste a través de dicho sistema cardiovascular, medios para permitir la entrada (20) por parte del operador a dicho modelo de una pluralidad de parámetros específicos del paciente que impactan en el transporte de dicho agente de contraste, correspondiendo la entrada de un conjunto de parámetros a dicho modelo a dicho protocolo de inyección especificado, y donde dicho programa informático utiliza dicho modelo para calcular una concentración prevista de dicho agente de contraste en dicho tejido en función del tiempo en respuesta a dicho protocolo de inyección especificado, y donde dicho ordenador tiene una pantalla para visualizar dicha concentración prevista de agente de contraste en función del tiempo representativo de dicho nivel de mejora de tejido en función del tiempo, y para comparar además un valor umbral mínimo con dicho nivel de mejora de tejido para determinar por ello el tiempo de inicio y la duración de tiempo del nivel aceptable de mejora de tejido durante el que se puede tomar una exploración CT.

5. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho programa se caracteriza además porque permite la selección (20) por parte del operador de un protocolo de inyección para un agente de contraste a inyectar, medios para predecir antes de implementar dicho protocolo de inyección un nivel de mejora de tejido en función de un tiempo transcurrido después de la inyección en base al protocolo de inyección e incluyendo dichos parámetros específicos del paciente proporcionar un modelo matemático que describe el transporte del agente de contraste por todo el sistema cardiovascular del paciente, permitiendo la entrada (20) por parte del operador al modelo matemático, como dichos parámetros específicos del paciente, información específica del paciente e información específica del agente de contraste que afecta a los parámetros fisiológicos de mejora de contraste, medios para usar el modelo matemático para calcular una concentración de agente de contraste en función del tiempo, y medios para determinar un conjunto de parámetros para una exploración óptima en base al nivel previsto de mejora de tejido.

6. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 5, donde dicho ordenador (20, 130) está conectado a una máquina de tomografía computerizada (10), y donde la máquina de tomografía computerizada (10) se caracteriza además porque su programa informático tiene unos medios para llevar a cabo la exploración según el conjunto predeterminado de parámetros de exploración óptimos.

7. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho ordenador (20, 130) está conectado a un inyector de contraste (128) para controlar su operación, y donde el programa se caracteriza además por tener medios para generar una función de mejora de tejido incluyendo un nivel de mejora de tejido para el tejido a explorar en función de un tiempo transcurrido después de la inyección en base a los parámetros específicos del paciente y un protocolo de inyección especificado, y medios para determinar el conjunto de parámetros de protocolo de inyección para una exploración óptima en base a la función de mejora prevista del tejido, incluyendo utilizar la función de mejora prevista del tejido para determinar por ello un caudal de inyección y un volumen de contraste que se predice que hace que el nivel de mejora del tejido exceda de un valor umbral preseleccionado, y regular el conjunto de parámetros hasta que se prevea que el nivel de mejora de tejido excede del valor umbral.

8. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho ordenador (20, 130) está conectado a un inyector de contraste (128) y donde el programa se caracteriza además por tener medios para generar una pluralidad de funciones de mejora prevista del tejido en base a diferentes parámetros del paciente, seleccionar una de dichas funciones de mejora prevista del tejido por estar cerca de lo esperado en base a realimentación de una exploración de dosis baja de una región de interés, incluyendo generar a partir de dicha exploración de dosis baja una función de mejora real del tejido de dicha región de interés, integrar dicha función de mejora real del tejido en un período de tiempo predeterminado, comparar dicho valor integrado con valores integrados correspondientes para cada una de las funciones de mejora prevista del tejido y seleccionar según se desee la función de mejora prevista del tejido con el valor integrado más próximo.

9. El ordenador programado (20, 130) de la reivindicación 1, donde dicho ordenador (20, 130) está conectado a un inyector de contraste y donde el programa se caracteriza además por tener medios para generar una función de mejora prevista del tejido, seleccionar un nivel umbral, regular el protocolo de inyección hasta que la función de mejora de tejido siga siendo mayor que el nivel umbral durante un período de tiempo al menos igual a una duración de exploración deseada, determinar un tiempo óptimo de inicio de exploración y tiempo de fin integrando la función de mejora de tejido para sucesivos intervalos de duración de la exploración contenidos dentro de la porción donde se supera el umbral, y elegir como óptimo el intervalo integrado que tiene el valor mayor.