JP2008264568A - 造影注入装置を制御するための方法 - Google Patents

Abstract

【課題】新規な造影注入装置を制御するための方法を提供する。
【解決手段】ＣＴスキャンに関して患者に造影剤を注入する造影剤注入装置（２０）は、指数関数的な速度で減衰する初期注入速度を伴った理想的に定義された指数関数曲線（図５ａ及び５ｂ）の表現である注入プロトコルを提供するようにプログラムされている。これは、患者の血管をスキャンする為の均一な血管の強調を生成する為に発見された。最適であるように発見された個々の指数関数の減衰係数は、患者の体重によって分けられる心拍出量に直接比例し、典型的なヒトに対して０．０１で近似される。
【選択図】図１１

Description

本発明は、造影注入装置を制御するための方法に関係する。

［発明の背景］
発明者の一人は、ここではまた、予想される強調（enhancement）に従って造影剤の注入を制御することによってＣＴスキャンを受ける患者の器官の改善された強調に関するいくつかの先行特許の発明者でもある。これらの特許は、米国特許番号５，５８３，９０２号及び５，６８７，２０８号を含み、その開示は、ここでは参照によって組み込まれる。また他の特許が、明確な強調のレベルを得る為に、造影注入装置、及びそれらの使用に関連して発行されてきている。これらは、米国特許番号５，８２７，２１９、５，８４０，０２６、５，３８３，８５８、５，６６２，６１２、５，６８１，２８６、５，４５６，６７６、及び５，３００，０３１号を含み、その開示は、ここでは参照によって組み込まれる。さらに、発行されてきている、造影注入装置及びそれらの使用の分野に関する他の特許は、米国特許番号４，００６，７３６、５，８６８，７１０、４，８５４，３２４、４，２１０，１３８、４，８１２，７２４、５，８６５，７４４、５，２７９，５６９、５，８６５，８０５、４，２１３，４５４、４，６９５，２７１、５，３２２，５１１、５，２６９，７６２、及び５，８５１，１８４号を含み、その開示もまたここでは参照によって組み込まれる。

ＣＴスキャン用に組織又は器官を強調する為に患者に造影剤を注入する造影注入装置の使用が何年も行われてきたが、上述した最初の二つの特許、すなわち’９０２号及び’２０８号特許は、与えられた注入プロトコルを仮定し、患者の身体的なパラメーターに基づいて、予測される強調を計算する問題を科学的に解決する最初の試みでないとしても、その一つを表す。これらの先行特許における発明者の仕事は、複雑な微分方程式及びそれら方程式の解を使用して造影剤の処理においてどのようにヒトの体が機能するかの回答を援助し、及び次に、典型的な注入プロトコルを仮定して、好結果のスキャンに対して所望の強調の閾値を超える強調の窓（window of enhancement）を計算して、患者の器官に関してこの問題を解決することに向けられた。’２０８号特許の一部分として、ＣＴ血管造影法を記載し、及び血管の高品質のスキャンを獲得することにおけるその特別な問題を記載した。

ＣＴ血管造影法（ＣＴＡ）は、従来の血管造影法より好ましいいくつかの場合において、大動脈及び肺動脈のような主要な血管の解剖学的構造を評価する為に、広く受け入れられてきた。先行技術においては、高度の血管造影強調を達成する為に造影剤の塊が高速の注入速度（３−５ｍＬ／ｓ）で注入されると共に、希薄照準スパイラルＣＴ技術（thin-collimation spiral CT
technique）を使用して、血管をスキャンする。典型的には、造影剤を一定の注入速度で注入する、すなわち単相（uniphasic）プロトロルを使用する。この注入スキームは、図１ａに示されるような豚の実験から集められたデータによって示されるように、注入の完了のすぐ後に起こる強調の一つのピークを伴う着実に上昇する血管造影強調の分布（profile）に帰着する。結果として、血管の強調は、画像の獲得の間、不均一である傾向がある。

画像の獲得の全期間を通じた均一な血管強調が、画像の処理及び表示の目的に関して強く望まれており、３Ｄの後処理はしばしば、閾値のＣＴ減衰値（threshold CT attenuation value）に基づく。加えて、均一な強調は、造影剤の最適化された用法に寄与すると予測される。換言すれば、与えられた造影剤の容積に対して、単相注入によって生じるピーク強調の大きさよりも、大きさが小さい均一な造影強調は、現在先行技術で使用される単相注入よりも長い適切な血管強調の時間的な窓（temporal widow）を提供すると思われ、それによってより長い最適なスキャン間隔に帰着する。代わりに、より小さい容積の造影剤は、単相注入プロトコルを使用することによって達成されるのと同じスキャン期間に対して、均一な血管強調を提供することを必要とされることが、予測される。

単相注入プロトコルに加えて、その上、二相（diphasic）注入プロトコルも時々先行技術において使用される。典型的な二相注入プロトコルは、二つの相、短く早い注入相と引き続く長く遅い注入相と、から成る。二相注入プロトコルは、単相注入プロトコルよりも持続性の強調をもたらすが、間に強調の谷間を伴う二つの強調のピークを生じる。図１ｂに示すような別の豚の実験から集められたデータは、この結論を支持する。各々のピークは、各注入相の完了のすぐ後に起こり、予測されるかもしれないが、その結果は第一の豚の実験から得られる。二相は、あまり洗練さてない人によって、正しい方向における一段階として考えられるかもしれないが、それは実際に、確実に閾値を越えるあるレベルの強調を達成し、次に画像を集めるのに適切である時間周期の間にその閾値より上の強調レベルを維持する全てにおいて、第一の問題の複雑さを増加させる。先行技術は、この問題を解決することに関してほとんど示唆しないので、その発明者以外の人は、まだその問題の注入プロトコルの側面に焦点を合わせていなかった仕事を所有し、二相注入プロトコルの手引きの無い使用は、強調がより容易に予想される単純な単相注入プロトコルのスキャンより確実に好結果のスキャンを達成する為に、必要な注入する造影剤の量をおそらく増加させると思われる。
米国特許第５，５８３，９０２号明細書 米国特許第５，６８７，２０８号明細書 米国特許第５，８２７，２１９号明細書 米国特許第５，８４０，０２６号明細書 米国特許第５，３８３，８５８号明細書 米国特許第５，６６２，６１２号明細書 米国特許第５，６８１，２８６号明細書 米国特許第５，４５６，６７６号明細書 米国特許第５，３００，０３１号明細書 米国特許第４，００６，７３６号明細書 米国特許第５，８６８，７１０号明細書 米国特許第４，８５４，３２４号明細書 米国特許第４，２１０，１３８号明細書 米国特許第４，８１２，７２４号明細書 米国特許第５，８６５，７４４号明細書 米国特許第５，２７９，５６９号明細書 米国特許第５，８６５，８０５号明細書 米国特許第４，２１３，４５４号明細書 米国特許第４，６９５，２７１号明細書 米国特許第５，３２２，５１１号明細書 米国特許第５，２６９，７６２号明細書 米国特許第５，８５１，１８４号明細書

本発明は、患者の血管系のＣＴ血管造影法に関する注入プロトコルに焦点を合わせることによって、及び、強調の時間間隔と強調のレベルとの両方を最適化する為に、特に明確な造影注入プロトコルの最適な解を計算することによって、発明者の先行の仕事、及びこのような注入プロトコルを達成する注入装置を提供する。この発明の副産物は、前述のように、確実に好結果のスキャンを得る為に、患者に注入するのに必要とされる造影剤の量を最小にする能力である。このことは、造影剤が高価であり得るというようなコストの立場からだけでなく、患者の健康の立場からもまた重要である。患者の体に注入される造影剤の量が少ないほど、有害な副作用の危険が少ない。

特に発明者は、ここでは造影注入装置及び、予め選択された閾値を超過して確実に強調を達成し、ほぼ最適な与えられた量の造影剤を使用する時間間隔に対して強調の“超過”レベルを維持する為に造影剤の使用を最適化する造影注入装置における実施用の造影注入プロトコルの開発に成功した。造影注入プロトコルは、一定の比率で増加又は減少させられる（ramp）注入速度、多相（multiphasic）の注入速度、指数関数で減衰する注入速度、又は定常的に減少する注入速度を含む。理想の溶液は、上述した発明者の先行特許の一つに示唆されているより複雑な体全部のモデルの代わりに単純化された区画モデルを記述する微分方程式の解によって提供される。この溶液は、個々の減衰係数を有する注入の指数関数で減衰する速度を提供する。しかしながら、現実の世界においては、指数関数で減衰する注入速度は、線形の減衰、一定の比率で増加又は減少させられる減衰、又はさらに多段階の減衰によって近似されるが、さらに本発明の示唆に一致する許容可能な結果をもたらすと考えられる。実際に現実の世界において、本当の指数関数で減衰する注入速度より少ないものは、本発明の一部としてここで示唆されるコンピュータープログラム可能なものでさえ、必然的に造影注入装置の物理的な限界であるに違いない。おそらく更にコンピュータープログラム可能な注入装置が、実際に注入速度を変化させることにおいて連続の相対的に小さなステップであるデジタル制御を使用するものでもそうである。その上考えられる、また必要と考えられ得る精度を最小化する別の因子は、注入される造影剤に対する異なる患者間で変化する生理学的応答である。このように、数学的な精度は本発明に対する制限として考えない。

計算される個々の指数関数の減衰係数は、患者の体重当たりの心拍出量に比例する。豚の実験のデータは、約０．０１の減衰係数がヒトに対して適切であることを提案する。典型的な付き添っている専門家に注入装置をより容易に実施させる為に、患者の心拍出量を予め平均値として仮定でき、このように許容可能なスキャンを達成する為に、患者の具体的な入力が無いことが必要とされる。実験のデータは、正常な心拍出量に対して均一な強調を生じる為に設計される減衰係数が、欠陥的な心拍出量を伴う被験者に対して、大きさの増加を伴うよりドーム型の強調に帰着し、造影強調における心拍出量の効果を説明することを提案した。理論において、現実の世界における困難にも関らず、心拍出量の減少の程度が知られる場合には、正確な同じ均一な血管強調を、心拍出量が減少した患者に対して再現することができる。これは、心拍出量における減少に比例するように、心拍出量が正常な患者に対して計算される初期注入速度及び減衰係数を低下させることで達成され得る。しかしながら、心拍出量が正常な患者におけるある一定のレベルの血管強調を達成する為に設計される多相注入プロトコルが、心拍出量が減少した患者における造影剤強調の過大評価に帰着しないことは明確である。多相という用語は、本発明の主題である注入プロトコルに言及する。その多相注入プロトコルは、先行技術の単純な単相又は二相プロトコルから区別され、一定の比率で増加又は減少させられる、線形、曲線形、又は、断続的のような連続又は不連続のどちらかの減少の様式における時間に亘って可変であるプロトコルを表す。

大動脈強調の間隔は、与えられた初期注入速度に対して造影剤の容積を増加させることによるか、又は与えられた造影剤の容積に対してより遅い初期の速度でゆっくりと注入するかどちらかによって、持続し得る。単相注入では、大動脈強調のピークの大きさは、三つの注入因子、すなわち、造影剤の濃度、注入速度、及び全容積に依存する。多相注入プロトコルでは、しかしながら、ピークの大きさは、容積が初期の滑昇強調を平坦域又は閾値レベルに至らせるのに小さすぎないという条件で、造影剤の全容積に独立にし得る。このように、造影剤の容積を増加させることによって立ち上がりから造影強調を維持すると共に、持続性の間隔が望まれるときには、多相注入は単相注入よりも好都合である。本発明の示唆を使用して、この多相注入プロトコルは、血管のスキャンに必要な所望の時間的な窓に対して閾値を超過して確かに均一な強調を達成する為の理想的なプロトコルを表す。

持続性の均一な血管の強調を生じる造影剤を注入する方法
（１）血管内に造影剤を注入することによって注入ルーチンの所望のインターバルを実質的に通じて患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持する方法であって、前記方法は、実質的に予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンの所望のインターバルを開始するステップと、前記注入ルーチンの間は前記注入速度を制御可能に減少させるステップと、を含む方法。

（２）前記減少させるステップは、前記注入ルーチンの所望のインターバルの少なくとも一部分の間は前記注入速度を一定の比率で増加又は減少させることを含む上記（１）に記載の方法。

（３）前記一定の比率で増加又は減少させることは、実質的に前記注入ルーチンの所望のインターバルの全体を通じて実行される上記（２）に記載の方法。

（４）前記減少させるステップは、前記患者を象徴する選択される体重当たりの心拍出量を近似する減衰係数を有する実質的に指数関数の速度にて前記注入速度を減少させることを含む上記（１）に記載の方法。

（５）さらに、前記注入ルーチンの間に使用される造影剤の容積を決定し、成し遂げられる強調の所望のレベルを決定し、及び強調の前記所望のレベルが実質的に達成される間に前記所望のインターバルを決定するステップを含む上記（１）に記載の方法。

（６）さらに、前記患者を象徴する選択される心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップを含む上記（５）に記載の方法。

（７）さらに、前記患者を象徴する選択される体重当たりの心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップを含む上記（１）に記載の方法。

（８）前記注入速度は、減衰係数として前記患者を象徴する体重当たりの心拍出量に直接比例する値を有する指数関数の実質的に線形近似に等しい速度にて減少する上記（１）に記載の方法。

（９）血管内に造影剤を注入することによって注入ルーチンの所望のインターバルを実質的に通じて患者における血管強調の所望のレベルを実質的に維持する方法であって、前記方法は、予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンの所望のインターバルを開始するステップと、前記ルーチンが継続するような前記注入速度を実質的に連続的に減少させるステップと、を含む方法。

（１０）前記注入速度を連続的に減少させるステップは、前記患者を象徴する選択される体重当たりの心拍出量を近似する減衰係数を有する実質的に指数関数の速度にて前記注入速度を減少させるステップを含む上記（９）に記載の方法。

（１１）さらに、前記注入ルーチンの間に使用される造影剤の容積を決定し、成し遂げられる強調の所望のレベルを決定し、及び強調の前記所望のレベルが実質的に達成される間に前記所望のインターバルを決定するステップを含む上記（１０）に記載の方法。

（１２）さらに、前記選択される心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップを含む上記（１１）に記載の方法。

（１３）前記注入速度は、減衰係数として前記患者を象徴する体重当たりの心拍出量に直接比例する値を有する指数関数の実質的に線形近似に等しい速度にて減少する上記（９）に記載の方法。

（１４）血管内に造影剤を注入することによって注入ルーチンの所望のインターバルを実質的に通じて患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持する方法であって、前記方法は、実質的に予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンを開始するステップと、前記患者を象徴する選択される体重当たりの心拍出量に実質的に依存する為に計算される減少速度にて前記注入速度を実質的に連続的に減少させるステップと、を含む方法。

（１５）前記減少速度は、減衰係数として前記患者を象徴する体重当たりの心拍出量に直接比例する値を有する指数関数である上記（１４）に記載の方法。

（１６）前記減少速度は、減衰係数として前記患者を象徴する体重当たりの心拍出量に直接比例する値を有する指数関数の実質的に線形近似である上記（１４）に記載の方法。

（１７）血管内に造影剤を注入することによって注入ルーチンの所望のインターバルを実質的に通じて患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持する方法であって、前記造影剤の注入に対して多相注入プロトコルを実施する方法。

（１８）さらに、実質的に予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンを開始するステップを含む上記（１７）に記載の方法。

（１９）前記多相注入プロトコルは、指数関数である上記（１８）に記載の方法。

（２０）前記指数関数は、０．０１に近い減衰係数を有する上記（１９）に記載の方法。

本発明の主要な利点及び特徴を簡単に説明してきたのと共に、本発明のより十分な理解を、以下に続く好ましい実施例の図面及び詳細な説明を参照することによって得ることができる。

［好ましい実施例の詳細な説明］
ここで、均一な血管強調を達成する為に多相の解を計算する方法論を説明する。

血管中の造影剤の分布は、血管の循環血流量及び血液量に依存する。体全部のモデルは、各血管及び各器官において強調の特性の完全な記述を提供するが、区画の制限された数を伴うモデリングは、様々な注入パラメーターの理論的解析に関してあまり複雑でなく、よりアプローチし易い。体の区画をモデル化する様々な方法がある。最適なモデルは、最小の数の区画を使用するものであるが、基礎となる薬動力学的過程を適切に記述する。薬物の分布の先行技術研究においてしばしば使用されるアプローチは、体全部を二つの区画でモデル化することであり、それによって造影剤が、中枢の形質区画に導入され、末梢の細胞外区画に分布し、そして腎排泄によって中枢の形質区画から除去される。このスキームは造影剤の遅い薬動力学（時間）を記述するには十分であるが、そのスキームは、初期の薬動力学（分）の記述に適用する為には、さらなる工夫を必要とする。

図２は、大動脈における早期の造影強調をシミュレーションする為に設計された区画モデルを示す。このモデルにおいては、造影剤は前肘静脈に注入され、右心、肺の区画、左心、及び大動脈に分布する。その造影剤は、次に体循環を通して右心に戻って再循環する。この輸送スキームは、大動脈造影強調の早期の薬動力学に焦点を合わせる為に、明確に単純化され、このようにして解析の複雑さを減少させる。例えば、腎排泄（尿への輸送）による中枢の血液区画からの造影剤の一定の除去は、遅い薬動力学において唯一実在し、このようにこの単純な区画モデルでは考えられない。

図２におけるモデルは、以下のように数学的に記述される。Ｃｖ、Ｃｒ、Ｃｐ、Ｃｌ、及びＣｓを、それぞれ末梢静脈（肘前から右心まで）、右心、肺、左心、及び体循環の造影濃度とする。Ｖｖ、Ｖｒ、Ｖｐ、Ｖｌ、及びＶｓは、それぞれ末梢静脈、右心、肺、左心、及び体循環の対応する区画（血液及び間質）の容積を表す。Ｑｖは、末梢静脈を去る血液の容積測定の流速である。Ｑｒ、Ｑｐ、Ｑｌ、及びＱｓは、等価であり、系の心拍出量を表す。Ｃｃ及びＱｃは、それぞれ注入される造影剤の濃度及び容積測定の流速である。造影注入の間、全ての容積測定の血流速度（Ｑｖ、Ｑｒ、Ｑｐ、Ｑｌ、及びＱｓ）は、Ｑｃによって増加する。モデルに関する支配方程式は、各区画に対する物質収支方程式から書かれる（付録Ａにおける方程式１−５）。

大動脈強調曲線（enhancement curve）は、付録Ａにおける方程式１−６を数値的に解くことによってコンピューターシミュレーションしたものである。ヒトのモデルにおいて使用した生理学的パラメーターは、Ｖｖ（末梢静脈）に対して４０ｍＬ、Ｖｒ（右心）及びＶｌ（左心）に対して各々２５０ｍＬ、Ｖｐ（肺循環）に対して６００ｍＬ、及びＶｓ（体循環）に対して１０Ｌを含む。関係する容積測定の血流速度は、Ｑｖに対して２５０ｍＬ／分又は４．２ｍＬ／秒、及び心拍出量に対して６．５Ｌ／分である。これらの値は、公表された標準的な成人に関するヒトの生理学データに基づいて評価された。血管の模擬チャネルに対して、末梢静脈区画及び肺区画は、さらに連続する多数のより小さな区画に分割される（末梢静脈区画に対しては５個のサブ区画（subcompartment）、及び肺区画に対しては３０個のサブ区画）。

豚のモデルに対する詳細な心臓血管の生理学的データは、ヒトのモデルと比較してかなり不足があるので、発明者は、豚のモデルに関する生理学的パラメーターを決定する為に、上述のヒトの生理学的パラメーターを再評価（rescale）した。豚のモデルの区画の容積を、標準的な７０ｋｇのヒトのモデルの区画の容積に体の重量比（例、２５ｋｇの豚に対してはその比は２５：７０である）を乗じて評価した。豚の体重当たりの平均の心拍出量は、ヒトの心拍出量の二倍多いことが知られている。従って、２５ｋｇの豚に対する心拍出量は、５０ｋｇのヒトの心拍出量に対応する。これらのパラメーターの選択においていくらか選択性があるが、それらのパラメーターは利用可能な生理学的データ以内で評価され、実験のデータと比較する為にシミュレーションに対する一組の参照値を単純に表す。

合計３８個の常微分方程式を、図２におけるモデルを記述する為に使用した。これらの方程式は、五次のルンゲクッタ（Runge-Kutta）法の数値積分のプログラムを使用して解かれた。このモデルは、パーソナルコンピューターで実行され、計算する為の二次の部分より小さい部分を取った。与えられた造影注入プロトコルに対してこれらの微分方程式を解くことによって、時間に対する造影濃度曲線を各領域に関して計算した。各区画における造影濃度を、方程式１−６を解くことによって計算した後、その造影濃度をＣＴの強調の値に変換した。

与えられた入力の注入プロトコルに対して、上述の数学的モデルを使用して出力の大動脈の造影強調曲線を予想することができる。逆に言えば、そのモデルを使用して逆の問題を解くこと、すなわち、与えられた出力の造影強調の分布に対する入力の関数を予想することができる。持続性の均一な血管造影強調を生じる入力の造影注入アルゴリズムを解くことは、本発明の焦点である。

逆の問題を、与えられた所望される一定の大動脈強調及び初期条件を伴うモデルにおける支配方程式のラプラス（Laplace）変換によって直接解くことができる。解に関する数学的な操作は、付録Ａに詳述する。この解、すなわち造影注入の分布を、今度はシミュレーションする為の数学的モデルに入力として適用し、所望される一定の大動脈の造影強調の再現性を確認する。シミュレーションを、生理学的な入力値を調節することによって、豚及びヒトの数学的モデルの両方に対して行った。異なる注入の分布を、どのようにそれら注入の分布が大動脈の造影強調に影響するかを研究する為に、試験した。加えて、強調における減少した心拍出量の効果を調査した。そのモデルを、心拍出量を２０％だけ及び４０％ｇだけ減少させることによって変更した。正常な心拍出量において使用されるとき、均一な造影強調を生成する入力の注入と共に、造影強調をこのモデルでシミュレーションした。これらの強調のパターンを正常な心拍出量からのパターンと比較した。

その数学的な解を試験する為に、豚の研究を行った。行った全ての動物の世話及び手続きは、協会動物研究委員会（Institutional Animal Study
Committee）によって認可された。体重が初期に２４−２６ｋｇである四匹の豚は、二つ又は三つの別々のセッションにおいてスキャニングを受けた。各々のセッションを、少なくとも二日だけ分離した。二匹の豚は、一週間にそれらの全てのセッションを受け、他の二匹の豚は、それらの最初の二つ及び最後のセッションを４−５週に遅延して受け、それらの最後の活動においてそれら（豚）の３５―４０ｋｇへの体重の増加に帰着する。

各セッションにおいて、豚は、麻酔をかけられ、保育され、及び、ランダムな順序で得られた三組み又は四組みの画像の為にスキャニングを受けた。スキャニングの間に各々の豚を、呼吸運動の人為要素（breathing motion artifact）を最小にする為に、酸素で、かつ低い換気容積で換気した。各々の画像の組みは、末梢静脈への造影剤のｉ．ｖ．注入に続き、固定された腹部中央の大動脈レベルで獲得した２７枚のダイナミックＣＴの断面（５ｍｍコリメーション）からなる。スキャンの各々の組みは、先行の造影投与の効果を最小にする為に４５−６０分離した。全てのＣＴスキャニングを、Ｓｏｍａｔｏｍ−Ｐｌｕｓ−Ｓスキャナー（Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｉｓｅｌｉｎ、Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ）で、１／２のスキャニング時間及び１／２のインタースキャン（interscan）遅延を使用して行った。

三種類の注入スキーム、単相、二相、及び多相を試験した。単相及び多相注入を、要求されるプロトコルを達成する為に発明されたパワー注入装置（power injector）で行ったと共に、二相注入を常用の臨床ＣＴスキャニングで使用された先行技術のパワー注入装置によって行った。このパワー注入装置は、以下でいっそう詳細に説明するように、様々な単相又は多相注入アルゴリズムにおいて造影剤を運搬することが可能であった。多相注入速度は、図３に示すように、初期注入速度及び指数関数の減衰係数によって決定される。造影剤の合計の注入された容積は、注入の間隔に亘る多相注入の積分の和に対応する。

大部分の注入を、２ｍＬ／ｓの初期注入速度で行った。使用した造影剤の容積は、イオタラミック酸メグルミン（Ｃｏｎａｒｙ ６０；Ｍａｌｌｉｎｃｋｒｏｄｔ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，Ｍｉｓｓｏｕｒｉ；２８２ｍｇＩ／ｍＬ）の５０、７０、及び９０ｍＬであった。三つの異なる指数関数の減衰係数（０．００７、０．０１７、０．０２６）を試験した。これらの係数はそれぞれ、初期に（０．０１、０．０２、０．０３）として、さらなる試験及び確認が設計と実際の値との間における不一致を見せるまで、設計された。これらは、独創的なパワー注入装置のプロトタイプにおいて許容される三つの最小の不連続な増加であった。０．０３より大きい減衰係数は、その係数におけるさらなる増加が、均一な血管強調から離れてさらに逸脱するであろうことは明らかなので、使用しなかった。単相注入は、ゼロの指数関数の減衰係数と等価であるとして決定し、注入速度は注入の間隔を通じて初期注入速度で一定のままである。

最も広く試験し比較した注入は、指数関数の減衰係数０．０１７である初期速度２ｍＬ／ｓの単相注入及び２ｍＬ／ｓの多相注入によって、注入された造影剤の合計が５０ｍＬであった。同じ注入方法を、７０ｍＬまで増加した合計の造影剤の容積で、両方とも３ｍＬまで増加した注入速度で、及び９０ｍＬまで増加した容積で、繰り返した。研究した他の注入は、造影剤のｍＬが５０ｍＬ（１２秒間２ｍＬ／ｓ及び次に１８秒間１．４ｍＬ／ｓ）及び７０ｍＬ（１７秒間２ｍＬ／ｓ及び次に３６秒間１．０ｍＬ／ｓ）の二相注入を含む。合計の造影容積の約半分を、二相注入の各相で注入した。二相注入の第一及び第二の注入速度はそれぞれ、対応する合計の造影剤の容積で指数関数の減衰係数０．０１７を伴う多相注入の初期及び最終速度によって決定した。

大動脈の減衰の値を、大動脈の中枢における環状の関心領域（ＲＯＩ）を使用する（造影前のスキャンと同じレベルにおける）造影後のスキャンから測定した。造影強調を、造影前と後のスキャンの間で減衰の値における絶対値の差として計算した。データ解析に関して、注入間隔（ＩＤ）、ピーク大動脈強調（ＰＡ）、及び強調の均一性（ピークの９０％で達成される強調の間隔：９０％ＤＣＥ）を評価した。平均及び標準偏差もまた計算した。その結果をここで説明する。

図４は、単相２ｍＬ／ｓで注入された５０ｍＬの２８２ｍｇＩ／ｍＬの造影剤で、２５ｋｇの豚のモデルから生じるシミュレーションした大動脈強調曲線を示す。この曲線は、時間に対するピーク大動脈強調の大きさ（シミュレーション上対実験上：２８対２６秒及び２３４対２５０ＨＵ）を含む、２５ｋｇの豚Ａにおいて観察された実験上の大動脈強調曲線（図１Ａの）と良好に一致していた。これらの曲線は、造影注入の断絶を伴って造影の再循環が十分となる場合、ピーク部分の後で著しく異なった。この部分を、主に注入プロトコルの初期部分、すなわち造影の塊の薬動力学における第一の通過（pass）、に焦点を合わせたモデルにおいて単純化した。

均一で持続性の血管強調を提供する造影注入アルゴリズムを付録Ａに示すように解いた。その解、すなわち造影注入プロトコルは、式１５に示されるように初期注入速度及び時間の指数関数の積として表現される。指数関数の減衰係数は、それ自体（比）が体重当たり心拍出量に比例する、造影剤の分布の全身の容積に対する心拍出量の比Ｑ／Ｖｓと等しい。

図５ａは、２ｍＬ／ｓの初期注入速度、及び１２０秒の注入間隔に対する減衰係数（０．０１、０．０２、及び０．０３）を伴う三つの指数関数的な注入の分布を示す。各注入における造影剤の合計量は、各曲線の下の面積によって表現される。より少ない指数間数的な減衰は、造影剤のより多い合計量及び１２０秒におけるより多い最終注入速度に帰着した。これらの指数関数的な注入分布に対応する大動脈造影強調曲線を、方程式１−６を解くことによって、（豚の生理学的パラメーターを伴う）数学的モデルからシミュレーションし、図５ｂに描いた。均一で平坦域の大動脈強調を、０．０２（Ｑ／Ｖｓ＝７７／３５７１＝０．０２１）の指数関数の減衰係数で観察した。減衰係数０．０１又は０．０３と共に、造影強調はどちらも着実にこの平坦域レベルより上に立ち上がるか、又はそれぞれピークの後に平坦域レベルより下に傾く。

図６は、造影剤の合計１６０ｍＬに対して３ｍＬ／ｓの初期注入速度で０．０１（Ｑ／Ｖｓ＝１０８／１００００）の指数関数的な減衰の注入を伴う単相又は多相注入プロトコルを使用するヒトのモデルに対する二つのシミュレーションした大動脈強調曲線を示す。持続性の均一な造影強調を、多相注入プロトコルで達成した。ヒトに関する体重当たりの平均の心拍出量は豚に対するものの半分であるというモデルに使用される生理学的な値を反映する、ヒトのモデルに対するこの指数関数の減衰係数が、豚のモデルにおける減衰係数の約半分であることに注意すること。

強調への減少した心拍出量の効果を、モデルにおいて心拍出量を２０及び４０％だけ減少させることによって、評価した。正常な心拍出量（Ｑ＝１０８ｍＬ／ｓ）に対して均一な強調を生じる減衰係数０．０１の指数関数的な注入を、減少した心拍出量を伴うこのモデルへの入力の造影注入として使用した。出力のシミュレーションした大動脈強調を図７に示す。それ（図７）に示すように、造影強調曲線は、心拍出量が減少するとき大きさの増加を伴った、よりドーム型になる。

図８は、三つの異なる指数関数の減衰係数（０．００７、０．０１７、０．０２６）を伴う多相の指数関数的な注入を使用する二匹の豚に対して得られる実験上の豚の大動脈強調曲線を説明する。その造影注入分布を図３に記載する。０．０１７の減衰の定数を伴う指数間数的な注入は、大動脈強調が他の注入プロトコルを伴うよりも均一であることを示した。この結果は、０．０２の減衰の定数を伴う指数間数的な注入が平坦になった大動脈強調を提供するという理論的なモデルによる予想と一致した。より小さい（０．００７）又はより大きい（０．０２６）の減衰の定数を伴う注入はそれぞれ、理論的なモデルによって予想されるように、ピークの後、着実に立ち上がるか又は傾く大動脈強調に帰着した。図８ａにおける大動脈強調の大きさは実質的に、二匹の豚の間での体重（２５ｋｇ対４０ｋｇ）における差を反映する図８ｂにおけるもの（大動脈強調の大きさ）よりも大きかった。しかしながら、三つの異なる指数間数的な減衰係数によって生成する大動脈強調のパターンは、矛盾が無かった。

単相及び多相の指数間数的な注入を経験する二匹の豚における大動脈強調曲線を、（ａ）５０ｍＬ又は（ｂ）７０ｍＬの造影剤に対して図９に示す。多相注入は２ｍＬ／ｓで開始したが、０．０１７の減衰係数で指数関数的に傾いたのと共に、単相注入は、２ｍＬ／ｓの造影注入速度を使用した。その図解された結果は、明らかに、多相注入は単相注入よりも持続性の及び均一な血管の強調もたらしたことを説明する。単相注入と比較した多相の性能は、四匹の豚に関して次のように要約することができる。５０ｍＬの造影剤の２ｍＬ／ｓの初期注入速度に対して、多相注入はＩＤを３０％だけ増加させ、ＰＡを平均で１９％だけ減少させ、及び９０％ＤＣＥを平均で８１％増加させた。２ｍＬ／ｓの初期注入速度を伴う７０ｍＬの注入に対して、ＩＤは５１％だけ増加し、ＰＡは１８％だけ減少し、及び９０％ＤＣＥは９４％だけ増加した。

図１０ａは、３ｍＬ／ｓの初期注入速度及び９０ｍＬの造影剤を伴う単相及び多相の指数関数的な（減衰係数０．０１７）注入で得られる４０ｋｇの豚における実験上の大動脈強調曲線を示す。この豚においては、多相注入の方法は、より持続性で均一であるがわずかに傾いた大動脈強調に帰着した。図１０ｂは、７０ｍＬの造影剤の単相、多相、及び二相注入によって生じる三つの実験上の大動脈強調曲線を説明する。多相注入は、５３秒間で０．０１７の減衰係数を伴った２ｍＬ／ｓの初期速度を有したのと共に、単相注入は３５秒間２ｍＬ／ｓから成っていた。二相注入は、１７秒間２ｍＬ／ｓの速度、及び次に３６秒間１．０ｍＬ／ｓの速度で行われた。多相注入は、また単相注入より持続性の均一な血管強調をもたらした。二相注入は、単相よりも持続性の強調に帰着したが、間に谷間を伴う二つの強調のピークを生じた。

持続性の均一な血管の強調は、ＣＴ血管造影法及びいくつかの胸部ＣＴの応用において望まれており、ここで、器官の実質ではなく血管が関心の標的である。この強調パターンは、３Ｄ後処理がしばしば閾値ＣＴ減衰値に基づく画像処理及び表示の目的に対して有用である。それ（強調パターン）はまた、与えられた造影剤の容積に対して、従来の単相注入によって生じる単一ピークの造影強調よりも長い最適なスキャニングインターバルを提供する。他に、それは与えられたスキャニング間隔に対して造影剤のより小さい容積の使用を可能にし得る。

持続性の均一な大動脈造影強調は、本発明の示唆と一致して適切に選択された減衰係数を伴う多相の指数関数的な注入によって達成できる。多相注入プロトコルは、生理学に基づいた薬動力学モデルから数学的に導出され、次に豚のモデルは、理論的な解析及びコンピューターシミュレーションにおいて観察される発見を確かめる為に使用された。更なる臨床研究は、その発見及び注入器の性能を確認する為に是認されたが、それは、ヒトのモデルが同様にふるまうと思われる比較研究及び薬動力学における以前の経験から予測される。

制限された数の区画を有する単純化された区画モデルを、より複雑な体全部のモデルの代わりに、使用した。現行の区画モデルは、持続性の均一な血管の強調を生じる造影注入分布に対して解く為に明確に設計された。この単純なモデルは、各器官における強調の特性の完全な記述を提供しないが、関心のある基礎となっている薬動力学的な過程、すなわち大動脈の第一通過強調特性、を適切に記述することができる。この点について、シミュレーションした結果は、豚のモデルからの実験結果と良好に創刊した。付録Ａにおけるモデルの方程式１−５は、体循環からの腎臓又は他の清掃率を含まないので、造影濃度は、造影注入の停止の後に続く安定した平坦域を維持する。これは、５−１０分の間隔以下もスキャンにおいて有意な因子ではない場合もある。

多相の指数関数的な注入が均一な血管の強調を生じるという事実を、以下のように概念的に説明することができる。系における造影強調は、存在する造影剤の正味の量、すなわち造影剤の流入量マイナス流出量に比例する。大動脈強調は、中枢の血液容量における造影剤の蓄積（すなわち、注入及び再循環した造影剤マイナス血管から離れて拡散した造影剤）を反映する。このように、中枢の血液容量の中への造影物質の注入の速度が、造影剤が拡散する速度を超えるとき、血管強調は立ち上がる。この生理学的な出来事は、大動脈強調は、中枢の血液容量区画内における造影剤の最大の蓄積を表す、単相注入での注入の完了後すぐ、ピークに達することを説明する。造影剤が間質区画へ向かって中枢の血液区画を出る速度は、造影の輸送現象が受動的拡散（passive diffusion）及び浸透性に支配されるので、二つの区画間の濃度勾配に比例する、すなわち時間の指数関数であるようである。このように造影剤の流出速度が、多相の指数関数的な注入プロトコルにより、造影剤の注入速度によって均衡がとれるとき、均一な血管強調が起こる。

実験結果は多相の指数関数的な注入における減衰係数の適切な選択は、均一な血管強調を生じる為に重要であった。減衰係数は、体重当たりの心拍出量に比例した。ヒトにおける体重当たり心拍出量は、豚のもの（体重当たり心拍出量）の半分であり、０．０１の減衰係数は、ヒトに対して適切であると思われる。この値は、体重によってすでに規格化されており、体重に独立である。例えば、０．０１７の減衰係数を伴う多相注入は、同様の均一な血管強調パターンに帰着するが、２５ｋｇのその（豚）の基準線の重量及び１５−２０ｋｇ獲得した後以後にスキャンした同じ豚においては、大きさにおける減少を伴う。

正常な心拍出量に対する均一な強調を生じる為に設計された減衰係数は、減少した心拍出量があるとき、増加した大きさを伴うよりドーム型の強調に帰着し、造影強調への心拍出量の効果を説明する。理論において、実際問題として困難にもかかわらず、心拍出量の減少の程度が知られている場合、正確な同じ均一な血管強調を、心拍出量が減少した患者に対して再現することができる。これは、心拍出量における減少に比例する量で、心拍出量が正常な患者に対して計算した初期注入速度及び減衰係数を低下させることによって達成することができる。しかしながら、心拍出量が正常な患者における血管強調のある一定レベルに達成する為に設計された多相注入は、心拍出量が減少した患者において造影剤の強調の過大評価に帰着しないことは明白である。

大動脈強調の間隔を、与えられた初期注入速度に対する造影剤の容積を増加させるか、又は与えられた造影剤の容積に対するより遅い初期速度でゆっくりと注入するか、どちらかによって持続させることができる。単相注入と共に、大動脈強調のピークの大きさは、三つの注入因子、すなわち造影剤の濃度、注入速度、及び合計の容積に依存する。しかしながら、多相注入では、ピークの大きさは、その容積が初期の滑昇強調を平坦域のレベルに至らせる為に小さ過ぎないという条件で、造影剤の全容積に独立であり得る。このように、造影剤の容積を増加させることによって、立ち上がりから造影強調を維持すると共に、多相注入プロトコルは、持続する間隔が望まれるときは、単相注入よりも好都合である。

理論的な解析は、多相注入が、持続性の均一な血管強調を生じる為に指数間数的な減衰に従うべきであることを示すが、指数関数的な減衰を近似する為に他の関数のパターンを使用してもよい。例えば、指数関数曲線の短い区間を、多くの相違がない線形な関数で近似することができる。これは実際に、注入の間隔が長すぎないとき、又は減少の係数が比較的小さいとき（例えば図３における減衰係数０．００７の指数関数曲線）、厳密に指数関数的な注入の代わりに、線形又は一定の比率で増加又は減少させられる注入プロトコルを使用してもよいことを暗示する。加えて、血管の拍動及び人工呼吸器の動作によって引き起こされる強調における固有の生理学的な変動の為に、指数関数のわずかに異なる近似からの強調における微妙な不一致は識別できない場合もある。しかしながら、これらは全て、ここでの示唆に一致して本発明の一部として含まれる。

データは、二相注入が均一な血管強調を生じる為には十分ではないことを説明する。その研究において、多相注入は、プロトタイプの注入装置によって１秒以下（subsecond）の時間的分解能を伴って生じた。しかしながら、この程度の高い時間分解能が必要でない場合もある。多相注入に必要な時間的な段階の数及びインターバルは、注入間隔及び指数関数の減衰係数に依存する。多相注入によって生成する強調における時間分解能の効果は、必ずしも十分に探求されて来なかったが、固有の生理学的な変動によって２−３秒の多相の時間分解能は、均一な強調を生じる為には十分に見える。この因子は、臨床的な満足及び均一な血管強調を達成する為に、全ての指数関数的な減衰の関数へ厳密な執着は必ずしも必要ないという別の理由を与える。

本発明の実施に関して特に有用であると発明者によって考えられる個々の造影注入装置、又は輸送システムは、オペレーターの入力及び注入プロトコルの制御を提供する為に、コンピューター、又は他のデジタル的にプログラム可能な制御を含む。特に、図１１に示すようなＬｉｅｂｅｌ−Ｆｌａｒｓｈｅｉｍ ｍｏｄｅｌ ＣＴ ９０００ ＡＤＶ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｓｙｓｔｅｍは、このような造影注入装置を表す。そこで示されるように、造影輸送システム２０は、造影剤を入れているシリンジを受け入れるパワーヘッド２２、オペレーターの入力及び注入装置の制御を提供する為のＬＣＤディスプレイであってもよい制御コンソール２４、及びコンピューター又は他のデジタルを含むベース２８を伴うスタンド２６を含む。

主題の注入装置において、注入パラメーターは複数の相において入力される。各相は、一定の流量、容積、及び任意の遅延を有する。これらのパラメーターは、注入装置の制御コンソール２４上に表示され、オペレーターはその値を変更できる。典型的には、オペレーターは四つの相まで入力できる。次に注入装置は、連続する順序でこれらの相を実行することによって注入を行う。本発明の注入装置に対して、第二の相のパラメーターを変化させて、コンソールのスクリーンは、オペレーターが指数関数適に減衰する流速と共に注入に関するパラメーターを入力することが可能であるように再設計される。オペレーターは、注入プロトコルを定義する為に指数関数の係数及び経過時間を入力する。第二の相に対する初期の流速は、第一の相の流速である。この配置は、オペレーターの柔軟性が、指数関数的な減衰をする流れの前及び／又は後に定常状態の流れを含んでも良い異なる注入分布で実験できるようにする。プロトタイプの注入装置において、第一の流れを、選択された流速が定常状態（近似的に２ｍＬの容積）に到達することを可能にする為に使用し、第三の相は使用しなかった。プロトタイプの注入装置に対するフローチャート及びその注入装置に使用する個々のソフトウェアプログラムは、付録Ｂとして含まれる。また、付録Ｂの一部として、注入の間に線形位置変換器を使用してシリンジ容積対時間を測定することによって得られるデータを含む確認データも含まれる。このデータのプロットは含まれ、得ることが望まれる指数関数曲線の計算されたグラフと比較される。示すように、実際の結果の曲線は、理論的な曲線の精密な近似である。

本発明が好ましい実施例の形態で開示及び記載されてきたが、発明者は、様々な変化及び変形を、本発明から逸脱することなしに当技術分野の通常の知識を有する者によって予見し得るとを考える。例えば、実際の装置のデジタル制御及び任意の変化（vagaries）が、必ずしも本当に指数関数曲線ではない注入プロトコルに良好に帰着する場合もある。さらに上述のように、他の因子は、注入速度がどれくらい精密に指数関数曲線を近似し得るかを制限することに役立つ。しかしながら、このような変形も、個々の注入装置に対する変化を含む他の修飾も、本発明の示唆の中に含まれる。例えば、実質的に任意の論理的に制御される注入装置は、多相注入プロトコルを実行することができ、本発明を、制御されるコンピューター、又はデジタルに制御される注入装置にさえ限定して考えるべきではない。オペレーターの入力は通常望ましいように考えられるが、多相注入プロトコルを実行するように設定されている、事前にプログラムされた、説明された、又は配線された注入装置もまた、本発明の一部であると考えられる。実際に、本発明は、ここに添付される請求項の範囲、及びそれら請求項の法律上の等価物によってのみ限定されるように考えるべきである。

図２におけるモデルに対する支配方程式を発展させる為に、物質収支方程式

を入力及び出力の造影流量で、時間ｔ＝０における初期条件

を仮定して、各区画に対して書く。ここで、Ｃｖ（ｔ）、Ｃｒ（ｔ）、Ｃｐ（ｔ）、Ｃｌ（ｔ）、及びＣｓ（ｔ）は、それぞれ末梢静脈、右心、肺、左心（大動脈）及び全身系内の、時間ｔに関する造影の濃度を表す。Ｖｖ、Ｖｒ、Ｖｐ、Ｖｌ、及びＶｓは、一定と仮定される様々な区画の容積である。これらの各区画の血液流量及び容積は、既知の生理学的データから決定される。Ｑｖ、Ｑｒ、Ｑｐ、Ｑｌ、及びＱｓは、流量を表す。Ｑｃ（ｔ）及びＣｃは時間に依存する流量、及び注入される造影材料の濃度である。各区画における流量は、心拍出量Ｑに等しい。

方程式１−６を、与えられた造影注入条件に対して大動脈強調曲線を予想及びシミュレーションする為に数学的に特ことができる。２ｍＬ／ｓの単相注入を伴う豚のモデルにおける例を図４に示す。

逆に、これらの異なる方程式を、均一で持続性の血管強調を生じる入力の造影注入アルゴリズムを評価する為に、すなわち以下に示すように逆の問題を解くことに、使用することができる。体の区画における初期の造影濃度はゼロに等しいので、方程式［１］−［５］のラプラス変換を取ることで、

を生じる。ここで、Ｃｖ（ｓ）、Ｃｒ（ｓ）、Ｃｐ（ｓ）、Ｃｌ（ｓ）、Ｃｓ（ｓ）、及びＱｃ（ｓ）は、それぞれＣｖ（ｔ）、Ｃｒ（ｔ）、Ｃｐ（ｔ）、Ｃｌ（ｔ）、Ｃｓ（ｔ）、及びＱｃ（ｔ）のラプラス変換である。均一な大動脈強調分布、すなわち定数Ｃｌ（ｔ）は、

と仮定することによって、効果的にモデル化することができる。ここで、ａはスケーリング定数（scaling constant）及びＨ（ｓ）は、ヘビサイド階段関数（Heaviside step-function）Ｈ（ｔ）、

のラプラス変換である。

［１２］及び［７］−［１１］を組み合わせて、

となる。

［１３］の逆ラプラス変換は所望の結果

を与える。

方程式［１４］を、ディラックのデルタ関数ｄ（ｔ）、及びその導関数を伴う項を除去することによって近似することができる。なぜならこれらの項は、ｔ＝０の後直ちに続く造影濃度における衝動的な立ち上がりにのみ寄与し、定常状態のふるまいには寄与しないからである。

これらの項なしで、［１４］は

に単純化される。

この方程式における指数関数の項以外の乗法項（multiplication term）を形成するパラメーターは、初期注入速度として設定する為に、時間に独立であり、規格化定数‘α’によって規格化される。

図１ａ及びｂは、（ａ）単相及び（ｂ）二相の注入を使用した２５ｋｇの豚からの実験上の時間−強調曲線のグラフである。 図２は、造影強調の早期の薬動力学に関する区画モデルを描くブロック図である。 図３は、２ｍＬ／ｓの初期注入速度及び異なる指数間数的な減衰定数を伴う三つの多相注入分布のグラフである。 図４は、シミュレーションした豚の大動脈強調曲線のグラフである。 図５ａ及びｂは、三つの指数関数的な注入及びそれらの対応するシミュレーションした豚の大動脈造影強調のグラフである。 図６は、単相及び多相の指数関数的な注入を伴うヒトのモデルにおけるシミュレーションした大動脈造影強調曲線のグラフである。 図７は、正常の及び減少した心拍出量を伴うヒトのモデルにおける一連のシミュレーションした大動脈造影強調曲線である。 図８ａ及びｂは、２５ｋｇの豚及び４０ｋｇの豚において多相の指数関数的な注入を使用した実験上の豚の大動脈強調曲線である。 図９ａ及びｂは、５０ｍＬ及び７０ｍＬの造影剤の単相及び多相注入を伴う実験上の豚の大動脈強調のグラフである。 図１０ａ及びｂは、９０ｍＬ及び７０ｍＬの造影剤を伴う様々な注入によって生じる実験上の豚の大動脈強調曲線のグラフである。 図１１は、多相注入を提供する為にプログラムされた造影注入装置の透視図である。

Claims (16)

1. 血管内に造影剤を注入するための注入ルーチンの所望のインターバルの実質的にいたるところで患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持するための造影注入装置を制御するための方法であって、
   前記方法は、
   実質的に予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンの所望のインターバルを開始するステップ、及び
   前記造影注入装置の手段によって、前記注入ルーチンの間に前記注入速度を制御可能に変化させるステップ、
   を含む、方法。
2. 前記変化させるステップは、注入ルーチンの所望のインターバルの少なくとも一部分の間に前記注入速度を一定の比率で増加又は減少させることを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記一定の比率で増加又は減少させることは、前記注入ルーチンの所望のインターバルの全体の実質的にいたるところで行なわれる、請求項２に記載の方法。
4. 前記変化させるステップは、前記患者の標本である選択された体重当たりの心拍出量を近似する係数を有する実質的に指数関数の速度にて前記注入速度を変化させることを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記注入ルーチンの間に使用されるものである造影剤の体積を決定し、成し遂げられるものである強調の所望のレベルを決定し、及び強調の前記所望のレベルが実質的に達成されるものである間に所望のインターバルを決定するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記患者の標本である前記選択された心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップをさらに含む、請求項５に記載の方法。
7. 前記患者の標本である選択された体重当たりの心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記注入速度は、前記患者の標本である体重当たりの心拍出量に実質的に正比例する値をそれの減衰係数として有する指数関数の実質的に線形近似に実質的に等しい速度にて減少させられる、請求項１に記載の方法。
9. 血管内に造影剤を注入するための注入ルーチンの所望のインターバルの実質的にいたるところで患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持するための造影注入装置を制御するための方法であって、
   前記方法は、
   予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンの所望のインターバルを開始するステップ、及び
   前記造影注入装置の手段によって、前記ルーチンが連続するような前記注入速度を実質的に連続的に変化させるステップ
   を含む、方法。
10. 前記注入速度を連続的に変化させるステップは、それを、前記患者の標本である選択された体重当たりの心拍出量を近似する係数を有する実質的に指数関数の速度にて変化させるステップを含む、請求項９に記載の方法。
11. 前記注入ルーチンの間に使用されるものである造影剤の体積を決定し、成し遂げられるものである強調の所望のレベルを決定し、及び強調の前記所望のレベルが実質的に達成されるものである間に所望のインターバルを決定するステップをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
12. 前記選択された心拍出量に比例して前記初期注入速度を調節するステップをさらに含む、請求項１１に記載の方法。
13. 前記注入速度は、前記患者の標本である体重当たりの心拍出量に正比例する値をそれの係数として有する指数関数の実質的に線形近似に等しい速度にて変化させられる、請求項９に記載の方法。
14. 血管内に造影剤を注入するための注入ルーチンの所望のインターバルの実質的にいたるところで患者における所望のレベルの血管強調を実質的に維持するための造影注入装置を制御するための方法であって、
    前記方法は、
    実質的に予め選択された初期注入速度で前記注入ルーチンを開始するステップ、及び
    前記患者の標本である選択された体重当たりの心拍出量に実質的に依存するものであるように算出される速度にて、前記造影注入装置の手段によって、前記注入速度を実質的に連続的に変化させるステップ
    を含む、方法。
15. 前記速度は、前記患者の標本である体重当たりの心拍出量に正比例する値をそれの係数として有する指数関数である、請求項１４に記載の方法。
16. 前記減少速度は、前記患者の標本である体重当たりの心拍出量に正比例する値をそれの係数として有する指数関数の実質的に線形近似である、請求項１４に記載の方法。
    

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