JP2010533553A - 心肺機能の評価、及び流体搬送の手順のパラメータを決定する装置、システム及び方法 - Google Patents

心肺機能の評価、及び流体搬送の手順のパラメータを決定する装置、システム及び方法 Download PDF

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Abstract

【課題】
【解決手段】造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む画像化手順の少なくとも１つのパラメータを決定する方法は、造影増強流体のボーラスの注入から生じる第１の対象領域について、画像化システムを用いて測定された少なくとも１つの造影時間強化カーブから決定される分散型ポイントデータをモデルに代入する工程を含む。幾つかの実施例に於いて、十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデルの生理学的な変数値を決定する。例えば、変数は心肺機能に関する。画像化システムを用いて測定される第２の対象領域についての少なくとも第２の造影時間増強からの少なくとも１つのデータポイントは、またモデルに代入される。
【選択図】図１２

Description

発明の分野
本願は、２００７年７月１７日に出願された米国仮特許出願60/950,148号の利益を主張し、その開示内容は引用を以て、本願への記載加入とする。
発明の背景
本発明は、心肺機能の評価及び流体搬送の手順のパラメータを決定する装置、システム及び方法に関し、特に患者の心血管機能(例えば、心拍出量)の評価に基づく患者への薬剤流体の搬送装置、システム及び方法に関する。特に医療注入手順中の患者への造影剤の搬送に関する。
以下の情報は、以下に開示された本発明及び発明が一般に用いられる環境を読み手が理解するのを手助けする為に提供される。ここで用いられる語句は、本明細書中で別段に明確に述べられていなければ、あらゆる特定の狭い解釈に限定することを意図するものではない。ここで述べられる参照文献は、本発明又は本発明の背景の理解を容易にするであろう。ここで述べられる全ての参考文献は、引用を以て、本願への記載加入とする。
放射線学的な試験用の造影剤(例えば、動力インジェクタを用いて)の投与は、臨床医が空の使い捨ての注射器を一定量の造影薬剤で充填することから始まる。他の手順では、造影剤が予め充填されたシリンジが用いられる。臨床医は、次に診断画像を可能にすべく、患者に投与されるべき造影剤の流速及び流量を決定する。
作業者によって流量と流速が決定される生理食塩水の注入が、しばしば静脈又は動脈内への造影剤の投与に続く。現在の多くの入手可能な注射器では、作業者は多くの個別の相の搬送すべき流速及び流量をプログラムすることができる。例えば、インディアノーラ州のメドラッド社から入手可能なＳＰＥＣＴＲＩＳ ＳＯＬＡＲＩＳ(商標)及びＳＴＥＬＬＡＮＴ(商標)インジェクタは、患者に搬送する流速及び流量(例えば、造影剤及び／又は生理食塩水)の個別のペア又は相の６つ以下の個別のペア又は相の入力を含む。
そのようなインジェクタ及びインジェクタについて用いるインジェクタ制御プロトコルは、例えば本発明の譲受人に譲渡された米国特許第6,643,537号及び米国公開公報第2004-0064041号に開示されており、その開示内容は引用を以て、本願への記載加入とする。そのような相領域内の値又はパラメータは、一般に各処置のタイプ及び注入／画像化手順を受ける各患者について、作業者によって手入力されている。或いは、以前に手入力された流量と流速はコンピュータメモリに格納されて、後で該コンピュータメモリから呼び出すことができる。しかし、特定の患者の特定の処置についてそのようなパラメータが決定されるべき方法は、十分には開発されていない。
この点に於いて、画像化及び他の手順時に、異なる患者については、要求される造影剤の投与量が異なることが認識されてきた。例えば、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第5,840,026号は、注入前或いは注入中に抽出された患者の特定のデータを用いて患者への注入を誂える装置及び方法を開示し、その開示内容は引用を以て、本願への記載加入とする。
患者の違いにより、医療的画像化手順について要求される投与量が異なることは認識されたが、従来の医療的画像化手順は、医療的画像化手順時に造影剤注入用の予め設定された投与量、又は標準的な搬送プロトコルを使用し続ける。ＭＤＣＴ(又はＭＤＳＴ)スキャナを含む最近入手可能なＣＴスキャナは走査速度が速いから、そのような速いスキャナが用いられる業界の領域に於いて、単相注入は２相又は他の多面的な注入よりも優位である。 搬送に標準的で一定の又は所定のプロトコルを用いることは(単相、２相又は多相の何れでも)手順を簡素化するが、同じプロトコルの下、異なる患者に同じ量の造影剤を供給することは、画像のコントラスト及び品質に異なる結果をもたらす。
更に、最新のＭＳＣＴスキャナを導入すれば、臨床実践及びＣＴ文献での未決問題は、単一スライス及び螺旋形のスキャナに使用される標準コントラストプロトコルが、ＭＳＣＴマシンを用いる手順に良好にコード変換(translate)するかどうかということである。
少数の研究は、ＣＴ血管造影法(ＣＴＡ)中に注入プロセスの定量分析を試み、動脈の増強を改善し予測した。例えば、Baeと共同研究者は、造影剤の挙動の薬物動態学的(ＰＫ)モデルを開発し、最も安定した動脈の増強を引き起こす駆動関数を見つけることを目的として、連立微分方程式システムを解いた。K. T.Bae、J.P.Heiken及びJ.A.Brink、“ＣＴに於ける大動脈・肝臓の造影剤の増強。パートＩ、コンピューターモデルを用いた予測。”放射線学 207巻.647-55頁、1998年;K. T.Bae“ＣＴ及びＭＲ血管コントラストに於けるピークのコントラスト増強：何時生じ、何故生じるか？豚モデルに於ける薬物動態学の研究”放射線学 227巻.809-16頁、2003年,K.T.Bae他、“ＣＴ血管コントラスト法にて一様に延びた血管増強用の多面的な注入法：薬物動態学の分析及び豚の実験方法”放射線学、216巻.872-880頁、2000年、米国特許第5,583,902号、第5,687,208号、第6,055,985号、第6,470,889号及び第6,635,030号を参照し、その開示内容は引用を以て、本願への記載加入とする。
Baeらによって述べられた、単純化され仕切られたモデルの１セットの微分方程式の逆解は、造影剤の指数関数的に減少する流速が、ＣＴ画像化手順での最適な/一定の増強に帰着するかもしれないことを示す。しかし、ＰＫモデルの逆解法によって計算された注入プロフィールは、殆どのＣＴ動力付きインジェクタには、大きな修正無しでは、容易に実行することができないプロフィールである。
他のアプローチに於いて、Fleischmann及び共同研究者は、心臓血管の生理学及びコントラスト動態性を「ブラックボックス」として取り扱い、システムに短時間の造影剤ボーラスを課することにより、インパルス反応を決定した(ユニットインパルスに近似して)。 この方法に於いて、該インパルス反応にフーリエ変換を行ない、この伝達関数評価を操作して、以前に実行されたよりも適する注入軌道の評価を決定する。D.Fleischmann及びK. Hittmair“ＣＴ血管コントラストについて、離散型フーリエ変形を用いた動脈増強の数学的分析及びボーラス幾何学の最適化”J Comput Assist Tomogr, 23巻,474-84頁,1999年を参照し、その開示は引用を以て、本願への記載加入とする。
造影剤の単相投与(一般に、或る流速で100-150mlの造影剤)は、不均一な増強曲線に帰する。例えば、上記のD.Fleischmann及びK. Hittmair及びK.T. Bae“ＣＴ及びＭＲ血管造影法に於けるコントラストピーク増強：何時生じ、何故生じる？豚のモデルに於ける薬物動態研究”放射線学 227巻.809-16頁、2003年を参照し、その開示は引用を以て、本願への記載加入とする。
FleischmannとHittmairは、このように大動脈の画像化を最適にする意図を持って、個々の患者に誂えた単相注入に造影剤の投与を適するように試みる枠組みを提案した。ＣＴ造影剤の提供を制御することの基本的な難しさは、中央の血管コンパートメントから高浸透圧薬剤が素早く拡散することである。更に、造影剤は、造影剤を含まない血液と混合して希釈される。
Fleischmannは、造影剤の短いボーラス注入、テスト注入(４ml/秒で１６mlの造影剤)が、診断の走査に先立って注入されることを禁止した。動的な増強走査は対象である血管を横切って形成された。生じた処理済みの走査データ(テスト走査)は、患者/造影剤システムのインパルス応答として解釈された。Fleischmannは、テスト注入のフーリエ変換でテスト走査のフーリエ変換を除することにより、患者伝達関数のフーリエ変換を引き出した。 システムが線形の時間不変式(ＬＴＩ)システムであり、所望の出力時間領域信号が既知であると仮定して(所定の増強レベルの水平な診断走査)、Fleischmannは、患者伝達関数の周波数領域式で所望の出力の周波数領域式を割ることにより、入力時間信号を引き出した。Fleischmann他の方法は、注入システム制限(例えば、流速制限)の結果、実際には実現可能でない入力信号を計算するので、計算された連続時間信号を切り下げて近似しなければならない。
現行のインジェクタシステムを制御する問題に加え、そのような多くのシステムは、インジェクタシステムが動作すべき方法に於いて、利便さと柔軟性に欠けている。この点に於いて、医学的な注入手順の複雑さ、及び医療産業のあらゆる局面に於ける速いペースにより、作業者の時間及び技術が重要となる(place a premium)。
現行の多くの数量分析技術では、実際の臨床では、このように規則的な使用を採用する機会は減る。生理学のモデルは、多くの生理学的パラメータの評価(例えば心拍出量、器官及び大きな容器血液量、透過因子)を演繹的に要求することができる。
モデルは、ある数学的な制限のためにテストボーラス増強に基づいた患者毎に適応することに向いていない。更に、インパルス応答が造影剤の短いボーラスを使用して決定される方法論は、スキャナと注入システム間の時間ボーラス増強データを容易に移送する十分な手段が存在しないから、実際には実行するのが困難である。
流体搬送システムの制御は進化して、例えば所望の時間増強曲線を提供し、患者の安全を提供するが、患者に流体を搬送することを改善した装置、システム及び方法を開発することが尚、所望されている。
発明の要約
一態様に於いて、本発明は造影増強薬剤を含む造影剤増強流体の注入を含む画像化手順の少なくとも１つのパラメータを決定する方法を付与する。方法は、造影増強流体のボーラスの注入から生じる最初の対象領域について、画像化システムを用いて測定される少なくとも１つの造影時間増強カーブから決定される分散型ポイントデータをモデルに代入する工程を含む。幾つかの実施例に於いて、十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデル内の生理学的変数の価を決定する。例えば、変数は心肺の機能に関係する。
多くの実施例では、画像システムを使用して測定される第２の対象領域の少なくとも第２の造影時間増強カーブからの少なくとも１つのデータポイントは、モデルに代入される。
例えば、少なくとも１つのパラメータは、造影増強流体の注入手順の少なくとも１つの相のパラメータ又は画像システムのパラメータになりえる。
幾つかの実施例では、第１の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第１の対象領域を通る造影増強流体の第１の流路に相当する。また、第２の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第２の対象領域を通る造影増強流体の第１の流路に相当する。
第１の対象領域の時間増強カーブの分析された部分は、例えば、第２の対象領域の時間増強カーブの分析された部分と、時間軸上でオーバーラップすることができる。
所定時に１つの造影増強カーブ上の少なくとも１つの造影増強薬剤の濃度は、質量保存バランスを使用して、所定時又は所定時に近い時に於ける他の造影増強カーブ上の造影増強薬剤の濃度に関連付けられる。
幾つかの実施例では、第１の対象領域と第２の対象領域との間の造影増強流体の損失は、無視できると仮定されている。幾つかの実施例では、第１の対象領域の血液量は、第２の対象領域の血液量に等しいと仮定されている。
モデルは、心拍出量及び血液量が変数である生理学的モデルである。注入側と測定地点間の心拍出量及び血液量は、患者について演算される。その後、手順プロトコル(例えば、画像手順)のパラメータは、生理学的モデル又は他のモデル(例えば、パラメータ又は非パラメータモデルであり得る)を用いて決定される。例えば、最適化手順は１又は２以上のパラメータを決定するのに実行され得る。
幾つかの実施例に於いて、第１の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ1及び第２の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ2が入力される。第１の対象領域に対するピーク増強に於ける濃度Ｃ1(Ｔ1)及び第２の対象領域に対するピーク増強に於ける濃度Ｃ2(Ｔ2)もまた入力される。
周辺注入側から各対象領域内に注入された造影剤の分布は、例えば以下の生理学的モデルの解析解によって記載される。
Figure 2010533553
 ここで、原点ｔ＝０は造影剤が対象領域に達する時間に相当する。Ｑinj［ｍｌ/秒］は注入速度であり、Ｔinj［秒］は注入持続時間であり、ＱCO［ｍｌ/秒］は心拍出量であり、ＶBは注入側と測定点間の血液量であり[ｍｌ]、Ｃiはそこから造影剤が患者に注入される造影剤源内の造影剤の濃度であり、Ｃｏ(ｔ)は時間ｔに於ける薬剤の対象領域の血液濃度である。
例えば、濃度は以下の公式にて増強レベルに対応する：
Ｃｏ(ｔ)＝ｓ(ｔ)/Ｋ
ここでｓ(ｔ)[ハウンスフィールド又はＨｕ]は時間ｔに於ける増強レベルであり、Ｋ[ｍｇＩ/ｍｌ]は、変換係数である。
Ｔinjは例えば、造影増強薬剤の到達とピーク増強への時間間の時間量である。
Ｔinjに於ける血液濃度は、以下にて付与される：
Figure 2010533553
 ここで最大ｓ2(Ｔ2)[Ｈｕ]は、第２の対象領域に於ける最大増強レベルであり、Ｃ2(Ｔ2)は、第２の対象増強領域に対するピーク増強に於ける濃度である。
時間Ｔ２に於ける第１の造影増強カーブ上の造影増強薬剤濃度は、以下の式を用いて、時間Ｔ２に於ける第１の造影増強カーブ上の造影増強薬剤濃度に関連付けられる。
Figure 2010533553
血液量ＶBは、以下の式の１つを用いて、決定される：
Figure 2010533553
心拍出量ＱCOは、以下の式を用いて決定される：
Figure 2010533553
 ＱCOはモデル内で使用され、ＱCOは少なくとも１つのパラメータを決定する変数である。
画像化注入の第２の対象領域に於けるピーク増強時ＴPeakにてピーク増強Ｃ(Ｔpeak)(しばしば、ここでは単にＣPeak)と記載する)造影剤の濃度は、以下の式を用いて、画像化注入の注入流速Ｑinj及び画像化注入の注入持続時間Ｔinjに関連づけられる。
Figure 2010533553
走査開始時Ｃ(Ｔstart)に於ける第２の対象領域に於ける造影剤の濃度は、以下の式によって付与される。
Figure 2010533553
 ΔＴは走査持続時間であり、Ｃ(Ｔstart)はＣ(Ｔstart＋ΔＴ)に等しい。
Ｃ(Ｔpeak)及びＣ(Ｔstart)増強は例えば、Ｔinj及びＱinjについての容認される入力値について決定され、最大値Ｑinj及び最小値Ｑinj及び最大値Ｔinj及び最小値Ｔinjが定められる。最大値のＴinjは例えば走査持続時間プラス定数の関数として定められ、最小のＴinjは例えば、走査持続時間として定められる。
診断プロトコル流速Ｑ* inj及び注入持続時間Ｔ* injの値は例えば、何れがコスト関数を最小にする項かが決定される。
Figure 2010533553
他の実施例に於いて、第１の対象領域は、右心房の対象領域の表示又は濃度/増強(例えば、肺動脈)であり、第２の対象領域は、左心房の対象領域の表示又は濃度/増強(例えば、上行大動脈)であり、診断プロトコル流速の値は、何れがコスト関数を最小にする項かが決定される。
Figure 2010533553
 ここでＴstartは走査の開始時間であり、Ｒ1は造影剤のみが注入される相の注入速度であり、ΔＴinj1は、造影剤のみが注入される相の持続時間であり、Ｒ2は造影剤と希釈液が注入される相の注入速度であり、ΔＴinj2は、造影剤と希釈液が注入される相の持続時間である。
ＣLH-Peakは、左心房に於けるピーク増強での演算された濃度であり、ＣLH-Desiredは、左心房に於けるピーク増強での所望の濃度であり、ＣLH-Startは、走査開始時に於ける左心房の演算された濃度であり、ＣLH-Target-Desiredは、走査開始時に於ける左心房の所望の濃度であり、ＣLH-Endは、走査終了時、即ちＴEndに於ける左心房の演算された濃度であり、ＣRH-Startは、走査開始時に於ける右心房の演算された濃度であり、ＣRH-Target-Desiredは、走査開始時に於ける右心房の所望の濃度であり、ＣRH-Endは、走査終了時の右心房に於ける演算された濃度であり、αは重み付け因子であり、βは重み付け因子であり、γはペナルティである。γは例えば、
Figure 2010533553
 が真であれば(例えば、１０００)、所定の値であり、
Figure 2010533553
 が真でなければ、０であり、ＶLoadは、利用可能な造影剤の総量である。
ＣLH-Peakは例えば、以下の如く、演算された値より大きい。
Figure 2010533553
時間Ｔに於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、以下の式を用いて演算され、Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1)の時に、ＴはＴstart又はＴendの何れかであり、Ｔarrは規定の右心房又は左心房の何れかの造影剤の到着時間である。
Figure 2010533553
時間に於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、
(Ｔarr＋ΔＴinj1)＜Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1＋ΔＴinj2)のとき、以下の式によって演算される。
Figure 2010533553
時間に於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、
Ｔ＞(Ｔarr＋ΔＴinjA＋ΔＴinjAB)のとき、以下の式によって演算される。
Figure 2010533553
他の態様に於いて、本発明は、造影増強流体の注入を含む手順用の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムを付与し、造影増強流体は画像化システム内にて造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む。システムは、テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域からの少なくとも１つの第１の時間増強カーブからポイントデータを受信する入力システム、及び少なくとも一部はポイントデータのモデルへの代入に基づいて少なくとも１つのパラメータを決定すべく、入力システムに通信可能に繋がった少なくとも１つのプロセッサを含む。
上記の如く、十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデル内の生理学的な変数の値を決定する。変数は例えば、心肺機能に関する。
少なくとも第２の対象領域にて、画像化システムを用いて測定された少なくとも第２の造影時間増強カーブからの少なくとも１つのデータポイントがまた、入力システムに入力されて、モデルに代入される。
例えば、少なくとも１つのパラメータは、造影増強流体の注入手順の少なくとも１つの相のパラメータ又は画像システムのパラメータになりえる。
第１の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第１の対象領域を通る造影増強流体造影増強流体の第１の流路に対応し、第２の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第２の対象領域を通る造影増強流体の第１の流路に相当する。
第１の対象領域の時間増強カーブの分析された部分は、例えば、第２の対象領域の時間増強カーブの分析された部分と、時間軸上でオーバーラップすることができる。
所定時に１つの造影増強カーブ上の少なくとも１つの造影増強薬剤の濃度は、質量保存バランスを使用して、所定時又は所定時に近い時に於ける他の造影増強カーブ上の造影増強薬剤の濃度に関連付けられる。
幾つかの実施例に於いて、第１の対象領域と第２の対象領域との間の造影増強流体の損失は、無視できると仮定されている。
他の態様に於いて、本発明は、造影増強流体の注入を含む手順用の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムを含むインジェクタシステムを付与し、造影増強流体は画像化システム内にて造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む。
パラメータ生成システムは、テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域からの少なくとも１つの第１の時間増強カーブからポイントデータを入力／受信する(手動又は自動化された、電子的な通信方法の何れかで)入力システム、及び少なくとも一部はポイントデータのモデルへの代入に基づいて少なくとも１つのパラメータを決定すべく、入力システムに通信可能に繋がった少なくとも１つのプロセッサを含む。
更なる態様に於いて、本発明はインジェクタシステム、画像化システム、及び画像化システムの造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む手順用の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムを含むシステムを付与する。
パラメータ生成システムは、テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域からの少なくとも１つの第１の時間増強カーブからポイントデータを入力／受信する入力システム、及び少なくとも一部はポイントデータのモデルへの代入に基づいて少なくとも１つのパラメータを決定すべく、入力システムに通信可能に繋がった少なくとも１つのプロセッサを含む。
更なる態様に於いて、本発明は、手順用の少なくとも１つのパラメータを決定する方法を付与し、薬剤のボーラスから生じる少なくとも第１の対象領域についてセンサを用いて測定された少なくとも１つの時間濃度カーブから決定される分散型ポイントデータをモデルに代入する工程を含む。十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデル内の生理学的な変数の値を決定する。変数は例えば、心肺機能に関する。
第２の対象領域について、少なくとも第２の造影時間増強カーブからの少なくとも１つのデータポイントが測定されて、モデルに代入される。
注入手順についてここで用いられるように、用語「プロトコル」は、手順(例えば造影増強流体又は造影剤の注入に関する画像化手順)用の一群のパラメータを一般に指す。注入パラメータは例えば、注入手順中に患者に搬送される流体のタイミング、量及び／又は性質を規定する流速、注入量、注入持続時間、造影薬剤濃度等を含む。そのようなパラメータは、注入手順の間に変わる場合がある。
ここに使用される用語「相」は例えば、注入手順の総持続時間よりも短い期間(即ち、相持続時間)中に患者に搬送される流体の性質のタイミング、量及び／又は性質を規定する一群のパラメータを一般に指す。
このように、相のパラメータは、相の持続時間に対応する時刻に亘って、注入を記述する。特殊な注入手順についての注入プロトコルは例えば、単相(１つの相)、二相(２つの相)又は多相(２又は３以上の相、しかし一般的には２つ以上の相)として記載される。多相注入はまた、注入手順の少なくとも一部に亘って、パラメータが連続的に変化する注入を含む。
決定され得るスキャナパラメータは、患者に送信される放射線量、パワー入力(例えば電圧又は電流)、タイミング(例えば走査開始時間、停止時間、遅延時間及び／又は持続時間)を含むが、これらに限定されない。
本発明とその特性及び付随する利点は、添付の図面に関する、以下の詳細な説明を参照すれば、最も良く認識され理解されるだろう。
図１は、本発明の流体搬送システム及び方法の幾つかの実施例で用いられるフィックの原理モデルの概念図である。 図２Ａは、造影剤注入の簡略化されたモデルを示す。 図２Ｂは、本発明の注入システム及び画像化システム、及び注入システムを示す領域に関して用いられるグラフィカルインターフェイスを示し、領域は注入流速、注入量及び例えば注入流体Ａ及びＢの３相の注入持続時間のパラメータ用である。 図２Ｃは、本発明のシステムの実施例のスクリーンディスプレイの別の実施例を示す。 図３は、タイミング又はテストボーラスのサンプル濃度カーブを示し、ピーク及びピーク増強への時間はラベル付けされ、肺動脈(ＰＡ)カーブ上の第２地点(ＣPA(Ｔ2))に於ける濃度は、ピークの差によって概算される。 図４は、走査窓内のピーク及び目標濃度を示す診断注入のサンプル濃度カーブであり、走査開始時間ＴSTART及び注入持続時間Ｔinjは、左心房内に造影剤が達する時間に比例する。 図５は、式(８)の溶液空間の等高線プロットを示し、Ｃi＝３７０ｍｇＩ/ｍｌ、Ｃpeak＝３５０ＨＵ、ＣTarget＝３００ＨＵ、ＱCO＝６.１Ｌ／分及びＶB＝０.７２Ｌである。 図６は、式(８)の溶液空間の表面プロットを示し、Ｃi＝３７０ｍｇＩ/ｍｌ、Ｃpeak＝３５０ＨＵ、ＣTarget＝３００ＨＵ、ＱCO＝６.１Ｌ／分及びＶB＝０.７２Ｌである。 図７Ａは、計算された注入が走査の終わりを越えて延びたときの注入切り捨てシナリオを示す。 図７Ｂは、図７Ａの注入切り捨てシナリオから生じる切り捨てプロトコルを示す。 図８Ａは、プロトコル切り捨てシナリオを示し、計算された注入持続時間は、走査終了前に最終的な造影剤量が対象領域に達する十分な時間無しに終了する。 図８Ｂは、図８Ａのプロトコル切り捨てシナリオから生じる「固定された」プロトコルを示す。 図９Ａは、方法の一実施例を示し、２重流れ(希釈)相が計算され、対象物は走査開始時に希釈された造影剤を対象領域に到達させることであり、希釈されていない造影剤は走査開始時に右心房に流入する。 図９Ｂは、図９Ａの２重流れ演算を用いて生成されたプロトコルを示す。 図１０Ａは、ＰＣＴ国際出願PCT/US2007/026194で述べられた方法(Ａ)及び本発明の第１実施例の方法(Ｂ)を用いて決定された１５人以上のサンプル被験者の流速の比較を示す。 図１０Ｂは、本発明の一実施例の下、医学的に示された２重源の研究が予定された７０人の患者の研究グループにて得られたデータを示す。 図１０Ｃは、図１０Ｂの研究グループについて研究された各解剖領域についての平均減衰(ＨＵ)を示す。 図１０Ｄは、各研究グループと制御グループの研究に用いられる造影剤の平均量を示す。 図１０Ｅは、心臓出力の関数としての、造影剤の節約量のグラフである。 図１０Ｆは、研究された各解剖領域について各研究グループと制御グループの平均減衰を示す。 図１１Ａは、肺動脈及び上行大動脈について用いられる本発明の方法の第１実施例の作業手順図の一部を示す。 図１１Ｂは、図１１Ａの作業手順図の残り部分を示す。 図１２は、相対的なタイミング、及び診断注入プロトコル相、走査及び増強カーブの例を示す。 図１３は、ＰＣＴ国際出願PCT/US2007/026194で述べられた方法(Ａ)及び希釈相での希釈速度は一定であり、右心房増強要素／議論はコスト最適化関数に含まれない本発明の第１実施例の方法(Ｂ)、及び希釈相での希釈速度は変化し、右心房増強要素／議論はコスト最適化関数に含まれる本発明の第２実施例の方法(Ｃ)を用いて決定された１５人以上のサンプル被験者のヨウ素投与速度の比較を示す。 図１４は、ＰＣＴ国際出願PCT/US2007/026194で述べられた方法(Ａ)及び希釈相での希釈速度は一定であり、右心房増強要素／議論はコスト最適化関数に含まれない本発明の第１実施例の方法(Ｂ)、及び希釈相での希釈速度は変化し、右心房増強要素／議論はコスト最適化関数に含まれる本発明の第２実施例の方法(Ｃ)を用いて決定された１５人以上のサンプル被験者の造影剤量(ＣＭ量)速度の比較を示す。 図１５は、本発明の第２実施例の下、ＤＳＣＴ心臓画像化(シーメンス(商標)社の定義)を経た１０人の被験者から収集された臨床データを示す。 図１６Ａは、肺動脈及び上行大動脈について用いられる本発明の方法の第２実施例の作業手順図の一部を示す。 図１６Ｂは、図１６Ａの作業手順図の残り部分を示す。
発明の詳細な記載
本発明に於いて、患者内の対象領域の濃度が一時的に変化することを予測するモデル内の変数は、少なくとも１つの対象領域内の薬剤の少なくとも１つの濃度プロフィール(即ち、時間の関数としての濃度)からで＾他を用いて決定され又は評価される。モデル内の現存する変数の数に基づいて、多数の分散型データポイントが、１又は２以上の造影濃度プロフィールから取られて(例えば、画像化システムを用いて生成される時間増強カーブによって付与される)、そのような変数の値を評価する。
多数のモデルに於いて、そのような変数は、心肺機能に関係する(即ち、心臓、肺及び血管機能/動特性)。例えば、本発明に用いられる代表的な実施例のモデルにて、２つの変数であり心拍出量(ＱCO)及び血液量(ＶB)は未知である。２つの分散したデータポイント(即ち、２つの時間に於ける２つの濃度)は、それら変数の評価を決定するのに用いられる。
現在用いられる画像化システム又はスキャナの場合に於いて、１又は２以上の時間増強カーブに基づいて多数のデータポイントを正確に決定することは難しい(例えば、画像化システムからデータポイントを読み/決定する際の信号内のノイズ又は他の困難性の結果として)。
しかし、多数のモデルに於いて、例えばピーク増強及びピーク増強に関連する時間を決定するのは比較的簡単である。実際、そのようなシステムに関するソフトウエアはしばしば、ピーク増強及びピーク増強への時間を決定するように最適化される。
本発明の幾つかの実施例に於いて、モデル変数(例えば、心肺機能に関する変数)は、時間の関数として薬剤の少なくとも２つの濃度プロフィールの分析、及び上記の如く、変数を決定するそのような濃度プロフィールからのポイントデータを用いて評価される。
そのような多くの実施例に於いて、１以上の対象領域に於ける濃度プロフィールは関連し、ピーク濃度に関連する濃度及び時間(times)は、上記の如く、モデル内の変数を決定するのに用いられる。例えば、２つの生理学的変数を含むモデルの場合に於いて、第１の対象領域(即ち、患者の体内の位置)及び少なくとも第２の対象領域についてのピーク増強/濃度及びピーク増強への時間が、変数を決定するのに用いられ得る。
当業者ならば、適切なセンサシステムに関する略あらゆるタイプの薬剤について、分析が実行され、体内の２又は３以上の箇所又は領域にて薬剤の濃度プロフィールを測定することが判るだろう。複数の対象領域にて増強/濃度を測定すべく、造影増強流体の注入を組み合わせ、画像化システムを使用することは、本発明にて例えば心血管機能を評価する有効且つ低侵襲な技術を付与し、その組み合わせ又は造影注入/ＣＴ画像走査は、ここでの代表的な実施例として記載される。一旦、心血管パラメータ(例えば、心拍出量、血液量他)が評価されると、それらのパラメータは例えば治療薬剤の搬送のパラメータ、画像化手順用のパラメータを含む多数の手順のパラメータを決定するのに使用され得る。
造影増強流体の注入の場合、全テストボーラス時間増強カーブ(ここにしばしば、単に増強カーブと言及する)の適切な分析によって、最適な造影剤注入を開発するのに必要な心肺及び血管パラメータの十分な評価が可能になる。しかし、例えばスキャナと注入システム間にてテストボーラス増強データを容易に移送する十分な手段が存在しないから、そのような方法は限定される。市販のスキャナ及びインジェクタにて、スキャナと注入システム間を分析する時間増強カーブを共有することは現在は実施されないが、中間のアルゴリズムのオプションは今までどおり、時間―ボーラス増強カーブからアクセス可能なデータを組込むことができる。そのようなデータは例えば、患者の心血管の動特性を最良に利用する表示を提供する。
PCT国際特許出願PCT/US2007/026194号のシステム及び方法に於いて、造影剤のヨウ素投入速度は、患者の体重及び走査持続時間に基づいて調節され、その開示は引用を以て本願への記載加入とする。公開されたPCT出願WO/2006/058280号及びWO/2006/055813号も参照されたく、その開示は引用を以て本願への記載加入とする。
決定された診断注入プロトコルは、患者の上行大動脈/大動脈弓のテストボーラス増強カーブのピーク増強値及びピークへの時間に基づいて、一層洗練される。
時間増強カーブからのデータは、プロトコル生成に使用されて、走査遅延を決定し、希釈比及びこのようにして第２の２重相のヨウ素投入速度を決定し、造影剤の過度の(患者への)注入を防ぐべく、どの地点で注入システムが停止すべきかを決定する。
その方法により、造影増強が患者体型に依存することが少なくなり、右心室の増強が一層一貫し、個別の注入プロトコルの実行中に技術者の仕事流れを容易にする見込みが示された。
残存する造影剤を除去する制約を緩和するならば、方法は更に最適化され、テストボーラスが投与された後に流速が棹宇佐されることを可能にする。
心拍出量及び血管の血液量は、造影剤のボーラスの伝搬に影響を与える重要なパラメータであることは周知である。テストボーラスからの全時間増強カーブが利用可能ならば、これらのパラメータの強健で信頼できる評価はパラメトリック又は非パラメトリックのパラダイムにて作ることができる。
時間増強カーブから全て又は４ポイント以上、手入力することを技術者に要求することは、過度に面倒であり得る。しかし、ピーク濃度及び１つだけのテストボーラスのピークへの時間から、心拍出量の定量的な評価をするには、不十分な情報がある(ピーク増強と心拍出量との間に、逆比例の関係があるとの記載以外に)。
重み付け、走査持続時間、濃度及びテストボーラス増強データを有する回帰式(regression formula)を用いて心拍出量及び血管の血液量を演算することはまた、決して最適ではない。
例えば、１つのデータセットから生成された回帰係数は、別のグループの治療反応を予測するのに必ずしも有効ではない。単純な計算図表も生成されて、その経験則は注入流速にテストボーラス増強データを写像する(map)。
他のアプローチは、参照テーブルの関係から全血量を推定し、注入ポイントと例えば心臓の解剖の間の量のみを考慮するために要因毎に分割することである。しかし、アルゴリズムのこれらの分類は決して最適ではない、何故なら、それらが物理的な法則に基づかず、パラメータ及び測定不確実性の変化には強固でなく、有効にするのが難しいからである。
更に、それらのアルゴリズムでは、造影剤／生理食塩水の希釈比、走査遅延及び造影剤の注入持続時間他の注入パラメータを容易に操作することができない。
上記の如く、幾つかの実施例に於いて、本発明のシステム及び方法は、例えばピークへの時間、及び少なくとも２つの時間濃度/増強カーブ(異なる対象領域又はＲＯＩの各々について)のピーク濃度/増強を使用するデータ駆動、パラメータ評価技術を付与し、該時間濃度/増強カーブは例えばテスト又はタイミングボーラスから生じて、例えば注入側と心臓解剖との間の被験者の心拍出量及び血液量を評価する。
当業者には明らかなように、２以上のＲＯＩが、本発明の評価技術にて用いられる。
生理学的な変数(例えば、心拍出量及び／又は血液量)の評価が薬物動態学のモデルのようなモデルの中で使用されて、例えば対象領域内の所望の増強に達するように適切な注入パラメータを決定する。
生理学のパラメータが決定されたのと同じモデルは例えば、プロトコルパラメータ(例えば注入パラメータ及び／又は画像／走査パラメータ)を決定するのに使用され得る。
或いは又は更に、変数はプロトコル・パラメータを決定するために少なくとも１つの他のモデル(例えば、パラメトリックモデル又は非パラメトリックモデルでありえる)について使用され得る。
様々なモデルは、例えば、PCT国際特許出願PCT/US2007/026194号、及び公開されたPCT出願WO/2006/058280号及びWO/2006/055813号で述べられている。
多くの実施例、例えば最適化されたプロトコル生成アルゴリズムでは、入力として所定の生理学上の変数(例えば評価された心拍出量及び血液量)を使用して、走査持続時間中、所定の増強レベルを達成するために流速、注入持続時間及び／又は他のパラメータを計算する。
幾つかの実施例にて、最初のＲＯＩ(タイミングボーラス手順中)は、注入された造影増強流体の循環にて最初に生じ(即ち、それは循環経路内で注入側へ最も接近している)、第２のＲＯＩは画像化手順に主たる対象のＲＯＩである。
しかし、注入パラメータは、第１及び第２のＲＯＩの何れか又は両方に於いて、所望の増強を達成するように決定される。一般に、パラメータ評価技術の中で使用されるＲＯＩは、血液循環路内で互いに比較的接近して、第１路の増強カーブは増強カーブの少なくとも一部上で、互いにオーバーラップする。本発明の技術は例えば、血管造影法の研究の場合のように血管内にあるＲＯＩに良く適している。しかし、本発明の技術はまた、組織(腫瘍摂取に関する研究のような)に関する使用にも適している。
本発明の幾つかの代表的な研究に於いて、第１の時間増強カーブは、例えば肺動脈幹中のＲＯＩで生成され、第２の時間増強カーブは上行大動脈のＲＯＩから生成された。
データは、例えば、造影剤注入の４−５秒後に開始する、肺動脈幹のレベルにて、一連のコンピュータ断層撮影又はＣＴ走査から生成された。
当業者ならば、本発明のシステムと方法が、これらに限定されないが、ＣＴ以外の核磁気共鳴映像法(MRI)走査、陽電子放射断層撮影(PET)走査、単光子放出断層撮影法(SPECT)走査を含む画像化技術にて適用可能であることが判る。
同様に、当業者ならば、第１と第２の対象領域のように、他の異なる対象領域も使用され得る。例えば、第１のＲＯＩと第２のＲＯＩは、周辺血管造影法を実行する脚の大腿動脈及び膝窩静脈である。ニューロＣＴ血管造影法の場合には、脳底動脈及び対応する流出静脈の何れかは、造影剤の第１路中は、ＲＯＩとして使用され得る。
ＲＯＩは、例えば、単一走査面にて画像化され得るＲＯＩに限定する必要はない。広いボリューム走査(例えば、広いボリュームＣＴ走査)の使用により、身体内の様々な面からのＲＯＩの使用が可能になる。
幾つかの実施例にて、本発明のシステム及び方法は、少なくとも一部は、１つのコンパートメント、オープン薬物動態学の(ＰＫ)モデルに基づく。そのようなモデルは例えば、血管構造のＣＴ血管造影法に於ける第１路の動特性をモデル化する際に用いるのに適している。
ＰＫモデルへの入力は、造影剤の濃度、注入流速及び持続時間であった。ピークへの時間及び２つの時間増強カーブのピーク増強を使用して、心拍出量及び注入側と例えば大動脈起始部間の血液量の評価を引き出す際には、ハウンスフィールドユニット[ＨＵ]に於いて測定された増強及び造影血液濃度間の線形関係、及び心肺回路の２つの部分間の質量保存の法則の線形の関係が仮定された。
一旦、心拍出量の評価が作られれば、それは例えばＰＫモデル(及び／又は１以上の他のモデルに関して使用された)の分析解に代入されて、画像化手順のパラメータを決定することができる。
幾つかの実施例に於いて、所望のピーク増強及び所望の目標増強(走査の開始及び終了時に達するべきＨＵレベルとして定義された)に達する最小流速及び注入持続時間が決定された。
所望の増強(例えば、定義されたピーク及び目標とする増強ゴール)に達する最短の注入持続時間が決定された後に、走査が開始すべき時間が、ＰＫモデルの解を使用して推定された。多くの実施例では、走査がなされる前に所定の時間量(例えば、５秒)の造影剤注入を終了させる制約が強いられていた。
例えば、走査終了から実際的なオフセットが、該時間からタイミングボーラス手順の肺動脈時間増強カーブのピークへ決定され、それは注入側から右心房まで伝搬時間の指標であると仮定された。
最後に、人毎に２重流れ(稀釈)相が、右心房への既知の輸送時間を考えて演算された。輸送時間は、希釈が「カットオーバー」であった時間を決定するのに組み入れられた。
単純化の為に、40/60(造影剤/生理食塩水)の固定比率が、幾つかの代表的な研究で用いられた。
本発明に関して使用され得る、患者の固有データに基づいて造影剤/生理食塩水の比率を決定する技術は例えば、PCT国際特許出願PCT/US2007/026194号に記載されている。更に、以下に議論されるように、希釈比は、本発明の幾つかの実施例にて最適化手順に於ける変数として扱われ得る。
以下の式は、周辺の注入側から中央血液コンパートメントに注入される造影剤の分布を記載している。原点ｔ＝０は造影剤が対象領域の達する時間に対応している(種の栓流れと仮定して)：
Figure 2010533553
ここで、Ｑinj［ｍｌ/秒］は注入速度であり、Ｔinj［秒］は注入持続時間であり、ＱCO［ｍｌ/秒］は心拍出量であり、ＶBは注入側と測定点間の血液量であり[ｍｌ]、Ｃiは患者に搬送されるべき造影流体の源内の造影増強薬剤(例えばヨウ素)の濃度であり、Ｃｏ(ｔ)は時間ｔに於ける造影増強薬剤の血液濃度である。図１はグラフ的にこのモデルを描く。
例えば、図３に示すように、最初のＲＯＩ、上行大動脈(ＡＯ)で測定された時間増強カーブＳAO(t)[ハウンズフィールドユニット、即ちＨＵ]は、タイミングボーラス注入に起因する。第２のＲＯＩ、肺動脈(ＰＡ)幹内で測定された時間増強カーブＳPA(t)[ハウンズフィールドユニット、即ちＨＵ]もまた、タイミングボーラス注入に起因する。以前の実証研究の結果に従って、Ｔinj(注入持続時間)は、タイミングボーラス注入の結果としてのピーク増強への時間である。ＫHU-mgIは、測定位置にて、ＨＵを生体内のヨウ素濃度に関連付ける変換係数である。上行大動脈で測定されたタイミングボーラス増強カーブを濃度単位[ｍｇＩ/ｍｌ]に変換する関係は、以下である。
Figure 2010533553
変換係数ＫHU-mgIについての初期値２５が用いられた。この値は、幾人かの調査者によって発表された２１−２６の範囲内である。この内容の変化はスキャナ間に発生する。
従って、個々のスキャナが生成した校正曲線は、ある状況では保証されてもよい。
タイミングボーラスポイントデータからの心拍出量の評価
上記の如く、患者に特定の診断プロトコル(例えば、流速及び注入持続時間)を演算すべく、管理モデルを使用する際に、心拍出量(ＱCO)の評価及び注入側と測定点(ＶB)間の血液量の評価が成された。流量及び注入持続時間が既知であるタイミングボーラス増強カーブから得られたデータは、これらの２つの未知数を解くのに用いられた。
理想的には、濃度カーブ全体はＱcoとＶBの最良値を決定するのに用いられる。しかし、この時に、例えば２つの構成(例えば肺動脈と上行大動脈)内のピーク増強及びピークへの時間のような分散型データポイント値のみがタイミングボーラスデータから合理的に得られる。従って、各濃度カーブ上に１つだけのデータポイントだけがあり、また、システムは決定されていない。１つのカーブ上に２つの点を得ることは、各構造から個々のカーブ上のデータポイントを組み合わせることにより、本発明にて近似される(approximate)。
幾つかの実施例に於いて、多くの単純化する仮定が作られた。最初に、血液量は両コンパートメントで同じであり、濃度はコンパートメント内に於いて、ヨウ素量と直接関係すると仮定される。コンパートメント内で血液量の関係がない状態で、システムは２つの方程式と３つの未知数がまだ決定されていない。
第２に、システムはピーク増強及びピークへの時間が測定される(図２Ａ参照)２つの単一のコンパートメントに単純化される。この単純化にて、造影剤が注入され、肺動脈に流れ込み、上行大動脈に流れ込み、次に、外に流れ出る。
中間のコンパートメント(肺のような)のヨウ素の損失は無視される。或いは、モデル内に更なる変数を導入せずに、そのような損失について、簡単な関係が述べられる。
患者毎に基づく中間コンパートメントに利用可能な増強データ又は量情報が欠如し、タイミングボーラスデータが得られる一時的な解が欠如していたことを考えると、より包括的なモデルはこの計算のために試みられなかった。単純化されたモデルは、図３に示すものに近似したＣO(ｔ)カーブを産出する。
利用可能な測定はＣPA(Ｔ1)、Ｔ1、ＣAO(Ｔ2)及びＴ2である。肺動脈には、ｔ＝Ｔ1、ＣPA(Ｔ1)/ＶBｍｌのヨウ素がある。このヨウ素量は、テストボーラス中の量未満であり、何故なら幾らかのヨウ素が上行大動脈に既に流れ込んだからである。
ｔ＝Ｔ2に於いて、ＣAO(Ｔ2)/ＶBｍｌのヨウ素が上行大動脈の中にあり、肺動脈にはまた、幾らかの量のヨウ素が残っている。Ｔ2での上行大動脈のより短いピークは、肺動脈のピークと比較すると、前のコンパートメントに残ったヨウ素の結果である。
従って、肺動脈のＣO(ｔ)カーブ上の第２の点ＣPA(Ｔ2)は、以下の式(３)に示すピークの差によって、概略化される。
Figure 2010533553
前記の如く、肺動脈カーブのピークは、以下に定義される:
Figure 2010533553
下り坂上のＣ2PAの式はそのとき、以下である:
Figure 2010533553
後の２つの方程式を再整理し、ＶBについて解き、以下を産出する。
Figure 2010533553
これらの２つの式を等しくすることで、ＱCOは、以下の如く隔離される。
Figure 2010533553
この方法は、もしＣPA(Ｔ1)＜ＣAO(Ｔ2)ならば(第２のピークは第１のピークよりも大きい)、走査が遅すぎて開始し、第１のピークが失われたときにのみ生じるとの欠点がある。モデルを簡単にする仮定がなされたにも拘わらず、心拍出量の評価は、両方のピークが走査ウインドゥで捕捉される場合、合理的な範囲内にあることが分かった。
診断注入プロトコルの生成−方法論１
本発明の幾つかの実施例に於いて、本発明に使用される注入システム(図２Ｂに示すような２重シリンジ注入システム(100)、及び例えば米国特許第6,643,537号、公開された米国特許出願第2004-0064041号、及びPCT国際特許出願番号PCT/US2007/026194号に開示されたような)は、２つの流体搬送源(ここではしばしば、源「Ａ」及び源「Ｂ」と言及し、それらはシリンジのようなものである)を含み、それは独立して(例えば、同時に、互いに比例する異なる容積流れにて同時に、又は互いに連続し又は繋がり(即ち、Ａの次にＢ、又はＢの次にＡ))患者に第１の流体及び第２の流体(例えば、造影増強流体、生理食塩水その他)を導入するように作動可能である。
図２Ａの実施例では、源Ａは駆動部材(110A)のような加圧機構に作動可能に接続し、源Ｂは駆動部材(110B)のように加圧部材に作動可能に接続している。注入システムは、注入システム(100)に作動可能に繋がり、駆動部材(110A)(110B)の動作を制御して、夫々源Ａからの流体Ａ(例えば、造影剤)及び源Ｂからの流体Ｂ(例えば、生理食塩水)の注入を制御する制御システム(200)を含む。
制御システム(200)は例えば、ディスプレイ(210)を具えるユーザインターフェイスを含み、又はユーザインターフェイスと繋がる。図２Ｂに示された実施例にて、スクリーンディスプレイの一実施例の一部は、注入流れ速度、注入量、及び例えば流体Ａ及び／又は流体Ｂの注入の３相のパラメータ用の領域を表すとして示される。１又は２以上のそのような相のパラメータは、本発明のパラメータ生成システム及び方法を使用して投入する(populate)ことができる。
図２Ｃは、以下に述べられるような(方法論１)本発明のシステムの実施例のスクリーンディスプレイの別の実施例を示す。
ユーザは、生成されるパラメータ(例えば、コンピュータ技術で既知のキーパッド、キーボード、マウス等を含む手入力システム(205)を介して)を調整し及び／又は無効にするオプションを具えている。制御システム(200)はメモリ又はメモリシステム(230)に作動可能に繋がったプロセッサ(220)(例えば、当該技術分野で公知のデジタルマイクロプロセッサ)を含み得る。
当業者には明らかなように、流体搬送システムは多数の患者への流体搬送システムを含み、例えば米国特許第7,326,186号、7,094,216号、第6,866,654号、第6,972,001号、第6,699,219号、第6,471,674号、第6,306,117号、第6,149,627号、第6,063,052号、第5,920,054号、第5,843,037号、第5,827,219号、第5,739,508号、及び第5,569,181号に開示された流体搬送システムがまた本発明の使用に適している。
例えば、画像化システム(300)は上記の如く、ＣＴシステム、磁気共鳴画像化(ＭＲＩ)システム、超音波画像化システム、又は陽電子放出断層撮影システム(ＰＥＴシステム)、又は単光子放出断層撮影システム(ＳＰＥＣＴシステム)であり得る。注入システムは、画像化システム(300)と通信可能に接続している。画像化システム(300)及びインジェクタシステム(100)は例えば、当該技術分野で公知の如く、入力／出力ポート(図２Ｂに矢印の終わりで表される)を介して通信可能に接続されている。
図２Ｂに於いて、画像化システム(300)及びインジェクタシステム(100)は例えば、共通の通信ハブ(400)を介して通信可能に接続されている。或いは、直接の通信リンクが設けられている。更に、画像化システム(300)及びインジェクタシステム(100)の１つからのデータは、コンピュータ技術分野で公知の如く、１又は２以上の手入力システム(例えば、キーパッド、キーボード、マウス等)を用いて手入力される。
画像化システム(300)及びインジェクタシステム(100)はまた、例えば公開されたPCT国際特許出願WO2008/011401号に記載されたように、部分的又は全体的に一体化され、WO2008/011401号の内容は、引用を以て本願への記載加入とする。インジェクションシステム及び画像化システム(300)の１、複数又は全ての記載された要素がまた、或いは代わりに他のシステム要素と通信可能に繋がって置かれた他の別の要素を一体化され、又は互いに組み込まれる。
本発明のシステム及び方法を具現化するソフトウエアは例えば、システム(500)で表される１又は２以上の別個又は独立型システム内にて具現化され、該システムは例えば少なくとも１つのプロセッサ(例えば、デジタルマイクロプロセッサ)、メモリシステム(520)、ディスプレイ(510)及び手入力システム(505)を含む。図２Ｂに示された実施例に於いて、システム(500)は通信ハブ(400)と通信可能に接続していると示される。上記の如く、直接の通信リンクもまた設けられる。更に、１又は２以上のシステムからのデータは、コンピュータ技術分野で公知の１又は２以上の手入力システム(例えば、キーパッド、キーボード、マウス等)を用いて１又は２以上の他のシステムに手入力され得る。
本発明のシステム及び方法を具現化するソフトウエアは例えば、メモリ(530)内に格納され、プロセッサ(520)によって実行される。当業者には明らかなように、本発明の方法及び／又はシステムの機能の全て又は一部は、或いは画像化システム(300)(例えば、少なくとも１つのプロセッサ(320)、メモリシステム(330)、ディスプレイ(310)及び手入力システム(305)を含む)及び／又はインジェクタシステム(100)にある。
幾つかの実施例に於いて、所定の患者に適切な流速、及び適切な注入持続時間を決定するには、造影増強薬剤の血液濃度は、心拍出量及び血液量の評価と同じ方法でモデル化される。例えば、２つの特性が診断注入プロトコルの生成には重要であると一般に考えられている。それは、左心房構造のピーク濃度と目標の濃度(走査ウインドゥの開始と終了に於ける濃度)である。図４に示す如く、左心房/上行大動脈(本発明の代表的な研究に於ける第２のＲＯＩ)のピーク増強ＣPeakに於ける濃度は、造影剤が左心房に達した後に、Ｔinj秒間生じる。
走査は、左心房濃度カーブ上の上り坂上の未知点上にて、Ｔstartにて開始する。走査はΔＴ秒後であるＴstart＋ΔＴに終了し、ΔＴはカーブの下り坂上の特定の走査持続時間である。増強が可能な限り高く且つ堅実であるようは方法で、走査ウインドゥを位置決めすべく、それらの２つの値(上り坂及び下り坂上で)は、等しいように設定され、ＣTargetと言及され得る。
或る対象領域(例えば、大動脈/左心房)の所望のピーク濃度/増強、及び所望の目標の濃度/増強の各々についての所望の値、及び該対象領域でのピーク増強に於ける誤差及び目標増強に於ける誤差への等しい重み付けを考えると、以下の最適化が用いられる(ここで「所望の」値は入力、例えば作業者によって付与される)。
Figure 2010533553
当業者には明らかなように、項は均等ではなく上記のコスト関数に重み付けられ、更なる項が含まれ得る。当業者には明らかなように、更なる又は代替の最適化が実施され得る。
Ｑ* inj及びＴ* injを見出すべく、誤差関数は、Ｑinj及びＴinj及び既知の定数に関してＰＫモデルへの分析解を用いて定義される。これは、Ｃ(ＴPeak)又はＣPeakについての定義により真である。
Figure 2010533553
上り坂上のＣ(Ｔstart)又はＣTargetの値はまた、Ｔstartの関数であり、走査が始まる未知の時間は、
Figure 2010533553
 で示される。
下り坂上で、ＣTargetは走査終了時の濃度であり、ＣPeak及びＴstartの関数である(走査持続時間ΔＴが一定であると仮定して)。
Figure 2010533553
ＣPeakに代入し簡素化して、以下を産出する。
Figure 2010533553
この点にて、２つの方程式(上り坂及び下り坂上のＣTarget)と２つの未知数(ＣTarget及びＴstart)がある。ＣTargetについて、代数的に解いた後に、Ｑinj及びＴinjのみに関する以下の式、及び既知の定数が導き出される。
Figure 2010533553
Ｔinj＞ΔＴならば、ＣTargetは分子ＣPeakに近づき、ΔＴ＞＞ＴinjならばＣTargetはゼロに近づくことに注意されたい。式(９)及び(13)は今度は式(８)に代入され、コスト関数を最小にするパラメータが決定される。Ｑ* inj及びＴ* injの数値解について幾つかのオプションがあり、Ｑinj及びＴinjの合理的な範囲/解に亘るサーチである「ブルートフォース」；Nelder-Meadのような比較的真直ぐな最小化;又は勾配降下(偏導関数は同様に分析的に計算することができる)を含むが、これらに限定されない。
幾つかの研究では、ブルートフォース探索計画が実行された、何故ならパラメータの範囲が良く規定され、解の多様性が良く機能し(behave)(図５に等高線で示し、図６に表面の区画で示すように)、最小解をサーチするのに必要な計算上の負担が些細であるからであり、特にパラメーター入力及びプロトコル生成の間の数秒の計算時間が手続きに影響を及ぼさないことが判ったからである。
注入打切り及び希釈相演算
一旦、最初の演算された診断プロトコルが生成されると(走査遅延を含む)、走査の終了前、所定時間(例えば、数秒)に造影剤の注入が終了することを確実にすべく、テストが用いられる。その造影剤が診断の画像化に寄与しないので、走査が終わってから造影剤を明らかに注入したくない。
注入側から右心房(又は他のＲＯＩ)への搬送遅れがある故に、走査終了と例えば右心房への搬送時間の間の時間内に注入された造影剤が診断画像に貢献しないとの点で、最適なプロトコル生成をより繊細に考察することが生じる。
造影剤が右心房の中に着くのに必要な最短時間は、肺動脈時間増強カーブのピーク時からテストボーラスの注入持続時間を引き、造影剤が肺動脈幹を通過する前に右心房に達することを認識するオフセット要因を加えたものとして決定される。
２秒のデフォルト値は幾つかの研究でオフセット要因に使用された。当業者には明らかなように、上記の考察/論理は、左心房/右心房以外のＲＯＩにも適用する。
走査遅延は例えば、以下の式を用いてボーラス到着時間を評価することにより、演算される。
ｓｃａｎＤｅｌａｙ＝Ｔ2−(ＴinjTB＋ａｒｒＯｆｆｓｅｔ)＋Ｔstart
ここで、ＴinjTBは、タイミングボーラスの注入持続時間であり、ａｒｒＯｆｆｓｅｔは、到着時間のオフセット値であり、走査終了時間は走査遅延時間を操作持続時間に加えることにより決定される。
右心房内に造影剤が到着する時間は例えば、以下の式を用いて演算され得る。
ＴarrRH＝Ｔ1−(ＴinjTB＋ａｒｒＯｆｆｓｅｔ)
ここでＴ1Peakは、第１の対象領域に於けるピーク増強への時間である。
図７Ａは、演算された診断注入が走査の終了を越えて延びるシナリオを示す。図７Ｂは、本発明の打切りアルゴリズム又は方法論が実行された後に生じる診断注入を示す。打切り後に、注入は走査の終了(右心房への造影剤の到着時間で定義される)の数秒前で終了し、不要な造影剤が患者内に注入されないことを確実にする。このアルゴリズム内のプロトコル生成がデータ駆動であるから、上記の打切り動作が頻繁に生じることは期待されない。 この点に於いて、注入持続時間はテストボーラスから生成されるタイミングデータを用いた最適化方法論によって適合される。
しかし、より一般的なシナリオが、図８Ａに記載される。このシナリオでは、計算された診断上の注入は、走査の完了前に終了する。しかし、注入の最後の数秒で注入された造影剤は、右心房(肺動脈幹時間増強カーブから測定された右心房への造影剤の到着時によって決定されるように)へ移動するには十分な時間がなく、診断の画像化に寄与しないだろう。従って、注入は、走査の終了と、右心房内への造影剤の到着の間で留められ/停止される。生じた注入プロトコルは、図８Ｂに示される。
この点に於いて、(Ｔinj＋ＴarrRH)＞ｓｃａｎＥｎｄであれば、注入を打ち切ることができる。例えば注入は、以下の如く、走査の終了前少なくともＴarrRH秒に終了するように、打ち切ることができる。
Ｔinj＝ｓｃａｎＥｎｄ−ＴarrRH
必要ならば造影剤注入プロトコルが、造影剤の終了を越えて延長することを防ぎ、造影剤が不必要に注入されないように、チェックされ修正された後、造影剤と希釈剤の両方が同時に注入される、２重流れ(又は希釈)の相が演算され得る。
本発明のアプローチは、全てのプロトコルが必ずしも２重流れのプロトコルを有するとは限らない点で、前の実施例と異なる。
例えば希釈相は、例えば、上大静脈(ＳＶＣ)及び右心構造のストリークとビームハードニングアーチファクトに帰着する明るさの不透明化を減じるように構成されている。
幾つかの実施例では、走査開始と注入の比較は、稀釈相を何時挿入すべきかを決定するためになされる。造影剤注入が進んでいる間に走査が開始すれば、希釈された造影剤は走査が開始すると、右心房構造を充填するから、希釈された造影剤は走査の開始Ｎ秒前に「カットイン」又は開始されるべきと判断される(reasoned)(ここで、Ｎは造影剤の右心房への到着である)。造影剤の希釈が、走査の開始から右心房へのボーラスの到着時間を引いた時間の間のタイムフレーム内に開始しなければ、希釈されない造影剤がＳＶＣ他を充填し、ストリーク及び過度の不透明化の機会を増加させる。希釈相演算の図での説明は、図９Ａに示される。２重流れ相を具えた生じる注入プロトコルは、図９Ｂで与えられる。
上記の如く、幾つかの研究にて、造影剤/生理食塩水の比は、４０／６０に固定され又は走査/被験者パラメータに基づき４０／６０(造影剤/生理食塩水)に設定されて、実験の自由度を減じた。当業者に明らかなように、可変な造影剤/生理食塩水の比率は、容易に生成することができる(例えば、PCT国際特許出願PCT/US2007/026194に記載され、又は更に以下に記載するように)。
例えば、混合体又は２重流れ相に於ける造影増強流体/非造影増強流体の比は、テストボーラス中に決定されるピーク増強への時間に基づいて決定される。ピーク増強へより長い時間が掛かると、例えば造影増強流体の非造影増強流体に対する比が高い比率に帰着する場合がある。
上記のプロトコル生成アルゴリズムは例えば、被験者の心臓動力、薬剤特性及び走査特性を考慮することにより、被験者が受け取る造影剤の量を最小にするのに用いられる。図１０Ａは、PCT国際特許出願PCT/US2007/026194に述べられた方法論(Ａ)を用いて演算された速度と比較して、本発明の方法論(Ｂ)を用いて演算された流速を示している。
本発明の方法論を用いて決定された流速は、他の方法論を用いて演算されたのと近似した大きさであり、大きな可変性を示しており、本発明の方法論が可変流速を用いて、より多くの患者特有の注入プロトコルを生成することを試みるから、可変性は予期されるだろう。比較はアルゴリズム臨床的妥当性のチェックとしてなされる。
例えば、生じた大多数の流量値が１０ml/秒以上、或いは３ml/秒未満であると演算されたならば、これはアルゴリズム論理の欠陥を示すかもしれない。
図１０Ｂは、７０人の患者の研究グループにて得られたデータを示し、該データは上記の如く、方法論１を用いて臨床的に示された２重源のＣＴ又はＤＳＣＴ研究について計画された。研究グループの研究では、300mgI/mlの濃度を有する造影剤が注入された。250HUを目標とした希薄レベルが使用された。ECGパルシングも放射線投与を最小にするために使用された。データでは、Asc.Aortaは上行大動脈を指し、Left Mainは冠動脈を指し、Lad Proximalは、左冠動脈前下行枝近位領域を指し、LAD Middleは左冠動脈前下行枝中間領域を指し、LAD Distalは、左冠動脈前下行枝先端領域を指し、LCX Proximalは、冠動脈左回旋枝近位領域を指し、LCX Middleは、冠動脈左回旋枝中間領域を指し、LCX Distalは、冠動脈左回旋枝先端領域を指し、RCA Proximalは、冠動脈右回旋枝近位領域を指し、RCA Middleは、冠動脈右回旋枝中間領域を指し、及びRCA Distalは、RCAの先端領域を指す。
臨床的に示された２重源のＣＴ又はＤＳＣＴ研究について計画された５０人の患者の制御グループもまた研究された。制御グループの研究にて、300mgI/mlの濃度を有する造影剤が注入された。制御グループについて、規則的な３相注入プロトコルが用いられた。３相注入プロトコルにて、60-90mlの造影剤が最初に注入され、30/70の造影剤/生理食塩水定量がある50mlの２重流れ注入が続き、生理食塩水の注入が続く。各相の流速は、6ml/秒であった。
図１０Ｃは、研究グループについて研究された各解剖領域の平均減衰を示す。図１０Ｄは、各研究グループ及び制御グループの研究にて用いられる平均造影増強又は造影剤量を示す。本発明の方法を用いて、患者毎に、平均約19.7±24.1 mLの造影剤が節約された。図１０Ｅは、心拍出量の関数として、造影剤の節約量(ml)のグラフを示す。示されるように、本発明のシステム及び方法は、広範囲の造影剤に亘って、造影剤を節約する。
高い心拍出量を有する被験者について、アルゴリズムがプロトコルを演算するケースがあり、該プロトコルは搬送されるよりも多くの造影剤を要求する。これらの場合に於いて、標準的な制御プロトコルが不十分な増強(<250HU)を提供することがあり得る。図１０Ｆは、研究された各領域について、制御グループと研究グループの平均減衰を示す。研究グループについては、制御グループと比較して、領域中に亘って変動しにくく(より一貫して250HUに近い)、矛盾した増強パターンがある(Asc Aortaが、増強が高く、先端領域が増強が低いことに注意されたい)。
肺動脈と上行大動脈に関して適用される本発明の方法論の上記の特定実施例のワークフローの概略は、図１１Ａと図１１Ｂに示される。
上記の研究に於いて、注入流速が演算された。例えば、診断注入中に流速に代えて、ヨウ素投与速度を変えることも可能である。生じる増強構成(geometry)は僅かに異なっても良い。
一実施例に於いて、体積流速は全ての患者に一定であるが、ヨウ素投与速度(gI/秒)は必要ならば、診断注入時に造影剤を希釈することにより調節される。残りの造影剤の濃度では十分な増強ができない場合のみ、体積流速が増加される。
上記の一実施例に於いて、走査は左心房の濃度カーブうの上り坂上の未知の点であるＴstartにて開始する。走査はカーブの下り坂上で、ΔＴ秒後に終了する(ΔＴは特定の走査持続時間である)。
比較的高く且つ安定した増強に達するような方法で操作ウインドウを計るべく、これらの２つの値(上り坂上のＣLH-Start及び下り坂上のＣLH-Endを指す)は可能な限り、ＣLH-Targetに近付けるべきである。右心房のカーブには、同様の関連するパラメーターがある。
しかし、ＣRH-Peakが走査ウインドウ中に生じないから(右心房の過度の増強はストリーク又はビームハードニングアーチファクトに繋がるとして)、式(８)に記載されたコスト関数の項として含まれていなかった。
可変の希釈比を具えた診断注入プロトコル及び更なる対象領域での濃度/増強の最適化−方法論２
本発明のプロトコル生成システム及び方法の他の実施例に於いて、パラメータは希釈相に関する最適化手順にて付加される。例えば、希釈比(Ｒ2)及び希釈相(ΔＴinj2)が最適化手順で付加される。希釈比はそれによって個別化される(一定又は例えば40/60の設定比を用いる代わりに)。更に、最適化の後に、演算されたプロトコルを調整する必要がない。増強の目標もまた、本実施例に於ける第２の対象領域(右心房又はここでの代表的な例のＲＨ)の最適化手順(例えば、コスト関数)に付加された。走査ウインドウの最善の設置が、ここに記載された代表的な例の左心房又はＬＨ増強のみには依存しないので、ＴStartについての分析的な式はない。ＴStartはまたこのように、最適化手順にパラメーターとして含まれている。
図１２は、相対的なタイミング及び診断注入プロトコル相、右心房/肺動脈及び左心房/大動脈の走査及び増強カーブの例を示す、
注入された造影剤の全量に関するペナルティ項として、他の項がコスト関数に追加された(式(14)のコスト関数の最後の項を参照)。式(14)のα、β及びγのような重み付け要因は、コスト関数の項の相対的な重要性を調整すべく含まれていた。例えば、αについて小さな値を使用することにより、右心房の増強内の誤りは、左心房の増強内の誤りほど重くペナルティ化されない。走査ウインドウが右心房のピークに集中しないので、Ｃ(ＴRH-Start)又はＣRH-Startは高過ぎ、Ｃ(ＴRH-End)又はＣRH-Endは低すぎることは一般的である。
従って、右心房増強に於いて、そのような誤りによって最適化が左右される(dominate)ことを避けるために、幾つかの実施例にて、セットαは０.５に等しく設定された。βは幾つかの実施例にて１に等しく設定され、それはテストボーラスについて一貫性を失うレベルと、目標の増強に達しないレベルとの間の合理的なトレードオフ値であると示された。
幾つかの実施例にて、γは１０００に等しく設定され、過度に装填された造影剤の量に非常に大きなペナルティ項を設定する。この点に関して、(Ｑinj(Ｒ1ΔＴinj1＋Ｒ2ΔＴinj2)＞ＶLoad)が真であれば、γは１０００に等しく設定された。真でなければ、γは０に等しく設定された。
Figure 2010533553
 希釈比に基づいて、ＬＨのピーク値は、上り坂(相１)中、又は希釈相(相２)中に生じ、従って、２つのうちの大きな方は、
Figure 2010533553
 又は
Figure 2010533553
 である。
残りの濃度値について、絶対時間Ｔ(走査の開始又は終了の何れか)が与えられると、ＲＨ及びＬＨカーブは、上り坂(相１)、希釈(相２)、又は減衰(相３)の３つの領域の何れかであり得る。Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1)であれば、式は、
Figure 2010533553
 ＴarrはＴRH-arr又はＴLH-arrの何れかであり、何れのカーブが用いられるかに依存する。希釈相(相２)について、(Ｔarr＋ΔＴinj1)＜Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1＋ΔＴinj2)であれば、式は、
Figure 2010533553
 最終的に、減衰相(相３)にて、Ｔ＞(Ｔarr＋ΔＴinjA＋ΔＴinjAB)であれば、式は、
Figure 2010533553
従って、所定時間に所定のカーブ上で、所定の濃度を見付ける為に、カーブ(ＲＨ又はＬＨ)に対応した到着時間を特定し、何れの相が時間Ｔに生じるかを決定し、上記の適切な式を用いる。
探索空間は、式(８)の２次元探索空間から式(14)の探索空間へ成長したが、ブルートフォース探索計画力はまだ実行された。パラメータ範囲は十分に定義され、解の多様体(solution manifold)は十分に機能し(behave)、最小値を探索するのに要する演算負荷は、比較的に粗くサンプリングされたグリッド(例えば、０.１ｍ/秒の流速、１０％の希釈比、１秒の時間)の場合はやはり重要ではない。
更に、パラメータ入力とプロトコル生成の間の数秒の演算時間は、画像化手順に影響を及ぼさない。
以前の実施例と同様に、上記のプロトコル生成手順は、被験者の心臓動特性、薬剤の特性、及び走査特性を考慮して、被験者が受け取る造影剤の投与量を最小にするのに用いられる。図１３及び図１４は夫々、PCT国際特許出願PCT/US2007/026194号(A)及び式(14)の最適化手順(B)で述べた方法論と比較して、式(14)の最適化手順(C)を用いた、ヨウ素投与速度及び総造影剤量を呈示する。比較は臨床的な妥当性をチェックする。
図１５は、上記の如く、方法論２の下で、ＤＳＣＴ心臓画像化(シーメンス(商標)社の定義)を被る１０人の被験者から収集された診療データを示す。図１５に示す平均値は、各解剖領域内に位置する３つの対象領域の平均値である。全ての解剖領域(肺動脈幹及び右心室)についての目標増強は、３００ＨＵであった。示されたエラーバーは、±１の標準偏差である。
研究された解剖領域は、Ｐａｒｔ(肺動脈幹)、ＬＡＤ Ｐｒｏｘ(左前方下行冠動脈の基端領域)、ＬＡＤ Ｄｉｓｔ(ＬＡＤ冠動脈の先端領域)、ＲＣＡ Ｐｒｏｘ(右冠動脈の基端領域)、ＲＣＡ Ｄｉｓｔ(ＲＣＡの基端領域)であった。
肺動脈及び上行大動脈について適用される、本発明の方法論(方法論２)の上記特定された実施例のワーク流れの概略は、図１６Ａ及び図１６Ｂに示される。
前記の記載及び添付の図面は、現時点の発明の好ましい実施例を示す。種々の修正、付加及び代替の構成は、発明の範囲から離れることなく、前記の開示に照らして当業者には勿論明白となるだろう。発明の範囲は、前記の記載よりも以下の請求の範囲によって示される。請求の範囲の均等物の意味及び範囲に含まれる全ての変更及び変化は、それらの範囲に包含される。

Claims (51)

  1. 造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む画像化手順の少なくとも１つのパラメータを決定する方法であって、造影増強流体のボーラスの注入から生じる第１の対象領域について、画像化システムを用いて測定された少なくとも１つの造影時間強化カーブから決定される分散型ポイントデータをモデルに代入する工程を含む方法。
  2. 十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデルの生理学的な変数を決定し、変数は心肺機能に関係する、請求項１に記載の方法。
  3. 画像化システムを用いて測定された第２の対象領域についての少なくとも第２の造影時間増強カーブからの少なくとも１つのデータポイントはモデルに代入される、請求項２に記載の方法。
  4. 少なくとも１つのパラメータは、造影増強流体の注入の注入手順の少なくとも１相のパラメータ、又は画像化システムのパラメータである、請求項３に記載の方法。
  5. 第１の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第１の対象領域を通った造影増強流体の第１の流路に対応し、第２の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第２の対象領域を通った造影増強流体の第１の流路に対応する、請求項３に記載の方法。
  6. 第１の対象領域の時間増強カーブの分析された部分は、時間軸にて、第２の対象領域の時間増強カーブの分析された部分とオーバーラップする、請求項５に記載の方法。
  7. 所定時間に於ける１つの造影増強カーブ上の造影増強薬剤の濃度は、質量保存バランスを使用して、所定時又は所定時に近い時に於ける他の造影増強カーブ上の造影増強薬剤の濃度に関連する、請求項５に記載の方法。
  8. 第１の対象領域と第２の対象領域との間の造影増強流体の損失は、無視できると仮定された、請求項７に記載の方法。
  9. 第１の対象領域の血液量は、第２の対象領域の血液量に等しいと仮定された、請求項８に記載の方法。
  10. モデルは、心拍出量及び血液量が変数である生理学的モデルであり、注入側と測定地点間の心拍出量及び血液量は、患者について演算され、パラメータは生理学的モデルを用いて決定される、請求項３に記載の方法。
  11. モデルは、心拍出量及び血液量が変数である生理学的モデルであり、注入側と測定地点間の心拍出量及び血液量は、患者について演算され、パラメータは生理学的モデルを用いて決定される、請求項９に記載の方法。
  12. 第１の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ1及び第２の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ2が入力される、請求項１１に記載の方法。
  13. 第１の対象増強領域のピーク増強に於ける濃度Ｃ1(Ｔ1)及び第２の対象増強領域のピーク増強に於ける濃度Ｃ2(Ｔ2)が入力される、請求項１２に記載の方法。
  14. 周辺注入側から各対象領域内に注入された造影剤の分布は、以下の生理学的モデルの解析解によって記載され、
    Figure 2010533553
     ここで、原点ｔ＝０は造影剤が対象領域に達する時間に相当し、Ｑinj［ｍｌ/秒］は注入速度であり、Ｔinj［秒］は注入持続時間であり、ＱCO［ｍｌ/秒］は心拍出量であり、ＶBは注入側と測定点間の血液量であり[ｍｌ]、Ｃiはそこから造影剤が患者に注入される造影剤源の造影濃度であり、Ｃｏ(ｔ)は時間ｔに於ける薬剤の対象領域の血液濃度である、請求項１３に記載の方法。
  15. 濃度は以下の式によって増強レベルと関連づけられる。
    Ｃｏ(ｔ)＝ｓ(ｔ)/Ｋ
    ここで、時間ｔ及びＫ[ｍｇＩ/ｍｌ]に於けるｓ(ｔ)[ハウンスフィールドユニット即ちＨＵ]は、変換係数である、請求項１４に記載の方法。
  16. 第１の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ1及び第２の対象増強領域に対するピーク増強への時間Ｔ2が入力される、請求項１５に記載の方法。
  17. 第１の対象増強領域のピーク増強に於ける濃度Ｃ1(Ｔ1)及び第２の対象増強領域のピーク増強に於ける濃度Ｃ2(Ｔ2)が入力される、請求項１６に記載の方法。
  18. Ｔinjは、注入持続時間であり、造影増強薬剤の到達とピーク増強への時間との間の時間量である、請求項１７に記載の方法。
  19. Figure 2010533553
     であり、ここで、最大ｓ2(Ｔ2)[ＨＵ]は、第２の対象領域に於ける最大増強レベルであり、Ｃ2(Ｔ2)は、第２の対象増強領域に対するピーク増強に於ける濃度である。
    、請求項１８に記載の方法。
  20. Figure 2010533553
     であり、請求項１５に記載の方法。
  21. 血液量ＶBは、以下の式の１つを用いて決定される
    Figure 2010533553
     、請求項２０に記載の方法。
  22. 心拍出量ＱCOは、以下の式を用いて決定される：
    Figure 2010533553
     請求項２１に記載の方法。
  23. 決定された値ＱCOは請求項１２のモデル内で使用され、少なくとも１つのパラメータを決定する、請求項２２に記載の方法。
  24. 画像化注入の第２の対象領域に於けるピーク増強時ＴPeakにてピーク増強Ｃ(Ｔpeak)に於ける造影剤の濃度は、以下の式を用いて、画像化注入の注入流速Ｑinj及び画像化注入の注入持続時間Ｔinjに関連づけられる
    Figure 2010533553
     、請求項２３に記載の方法。
  25. 走査開始時Ｃ(Ｔstart)に於ける第２の対象領域に於ける造影剤の濃度は、以下の式によって付与される。
    Figure 2010533553
     ΔＴは走査持続時間であり、Ｃ(Ｔstart)はＣ(Ｔstart＋ΔＴ)に等しい、請求項２４に記載の方法。
  26. Ｃ(Ｔpeak)及びＣ(Ｔstart)増強は、Ｔinj及びＱinjについての容認される入力値について決定され、最大値Ｑinj及び最小値Ｑinj及び最大値Ｔinj及び最小値Ｔinjが定められる、請求項２５に記載の方法。
  27. 最大値のＴinjは、走査持続時間プラス定数の関数として定められ、最小のＴinjは、走査持続時間として定められる、請求項２６に記載の方法。
  28. 診断プロトコル流速Ｑ* inj及び注入持続時間Ｔ* injの値は、何れがコスト関数を最小にする項かが決定される。
    Figure 2010533553
     、請求項２７に記載の方法。
  29. 第１の対象領域は、肺動脈であり、第２の対象領域は、上行大動脈である、請求項３に記載の方法。
  30. 第１の対象領域は、肺動脈であり、第２の対象領域は、上行大動脈であり、診断プロトコル流速の値は、何れがコスト関数を最小にする項かが決定される：
    Figure 2010533553
     ここでＴstartは走査の開始時間であり、Ｒ1は造影剤のみが注入される相の注入速度であり、ΔＴinj1は、造影剤のみが注入される相の持続時間であり、Ｒ2は造影剤と希釈液が注入される相の注入速度であり、ΔＴinj2は、造影剤と希釈液が注入される相の持続時間であり、ＣLH-Peakは、左心房に於けるピーク増強での演算された濃度であり、ＣLH-Desiredは、左心房に於けるピーク増強での所望の濃度であり、ＣLH-Startは、走査開始時に於ける左心房の演算された濃度であり、ＣLH-Target-Desiredは、走査開始時に於ける左心房の所望の濃度であり、ＣLH-Endは、走査終了時、即ちＴEndに於ける左心房の演算された濃度であり、ＣRH-Startは、走査開始時に於ける右心房の演算された濃度であり、ＣRH-Target-Desiredは、走査開始時に於ける右心房の所望の濃度であり、ＣRH-Endは、走査終了時の右心房に於ける演算された濃度であり、αは重み付け因子であり、βは重み付け因子であり、γはペナルティであり、γは、
    Figure 2010533553
     が真であれば、ゼロでなく、
    Figure 2010533553
     が真でなければ、０であり、ＶLoadは、利用可能な造影剤の総量である、請求項２３に記載の方法。
  31. ＣLH-Peakは、以下の如く、演算された値より大きい
    Figure 2010533553
     、請求項３０に記載の方法。
  32. 時間Ｔに於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、以下の式を用いて演算され、Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1)の時に、ＴはＴstart又はＴendの何れかであり、Ｔarrは規定の右心房又は左心房の何れかの造影剤の到着時間である。
    Figure 2010533553
     、請求項３１に記載の方法。
  33. 時間に於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、
    (Ｔarr＋ΔＴinj1)＜Ｔ＜(Ｔarr＋ΔＴinj1＋ΔＴinj2)のとき、以下の式によって演算される。
    Figure 2010533553
     、請求項３１に記載の方法。
  34. 時間に於いて規定の右心房又は左心房内の濃度ＣTは、
    Ｔ＞(Ｔarr＋ΔＴinjA＋ΔＴinjAB)のとき、以下の式によって演算される。
    Figure 2010533553
     、請求項３１に記載の方法。
  35. 生理学的な変数は、モデル又は少なくとも１つのパラメータを決定する少なくとも１つの他のモデルに関連して用いられる、請求項２に記載の方法。
  36. 少なくとも１つの他のモデルは、パラメトリックモデル又は非パラメトリックモデルである、請求項３５に記載の方法。
  37. 生理学的な変数は、モデル又は少なくとも１つのパラメータを決定する少なくとも１つの他のモデルに関連して用いられる、請求項３に記載の方法。
  38. 少なくとも１つの他のモデルは、パラメトリックモデル又は非パラメトリックモデルである、請求項３７に記載の方法。
  39. 画像化システムにて造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む手順の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムであって、
    テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域からの少なくとも１つの第１の時間増強カーブからポイントデータを入力／受信する(手動又は自動化された、電子的な通信方法の何れかで)入力システム、
    及び少なくとも一部はポイントデータのモデルへの代入に基づいて少なくとも１つのパラメータを決定すべく、入力システムに通信可能に繋がった少なくとも１つのプロセッサを含むパラメータ生成システム。
  40. 十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデル内の生理学的な変数の値を決定する。変数は心肺機能に関する、請求項３９に記載のシステム。
  41. 少なくとも第２の対象領域にて、画像化システムを用いて測定された少なくとも第２の造影時間増強カーブからの少なくとも１つのデータポイントがまた、入力システムに入力されて、モデルに代入される、請求項４０に記載のシステム。
  42. 少なくとも１つのパラメータは、造影増強流体の注入手順の少なくとも１つの相のパラメータ又は画像システムのパラメータである、請求項４１に記載のシステム。
  43. 第１の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第１の対象領域を通る造影増強流体造影増強流体の第１の流路に対応し、第２の対象領域の時間増強カーブからのデータは、第２の対象領域を通る造影増強流体の第１の流路に相当する、請求項４１に記載のシステム。
  44. 第１の対象領域の時間増強カーブの分析された部分は、第２の対象領域の時間増強カーブの分析された部分と、時間軸上でオーバーラップする、請求項４３に記載のシステム。
  45. 所定時に１つの造影増強カーブ上の少なくとも１つの造影増強薬剤の濃度は、質量保存バランスを使用して、所定時又は所定時に近い時に於ける他の造影増強カーブ上の造影増強薬剤の濃度に関連付けられる、請求項４３に記載のシステム。
  46. 第１の対象領域と第２の対象領域との間の造影増強流体の損失は、無視できると仮定された、請求項４５に記載のシステム。
  47. 画像化システムにて造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む手順用の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムを具え、該パラメータ生成システムは、テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域からの少なくとも１つの第１の時間増強カーブからポイントデータを受信する入力システム、及び少なくとも一部はポイントデータのモデルへの代入に基づいて少なくとも１つのパラメータを決定すべく、入力システムに通信可能に繋がった少なくとも１つのプロセッサを具える、インジェクタシステム。
  48. インジェクタシステム、画像化システム、及び画像化システムの造影を増強するのに適した造影増強薬剤を含む造影増強流体の注入を含む手順用の少なくとも１つのパラメータを決定するパラメータ生成システムを具え、
    該パラメータ生成システムは、テストボーラスの注入から生じる第１の対象領域から第１の時間増強カーブからポイントデータを受け取る入力システムと、該入力システムに繋がってモデルへのポイントデータ代入に少なくとも一部が基づいて少なくとも１つのパラメータを決定する少なくとも１つのプロセッサを具えるシステム。
  49. 手順の少なくとも１つのパラメータを決定する方法であって、
    薬剤のボーラスの注入から生じる第１の対象領域についてセンサを用いて測定される少なくとも１つの時間濃度カーブから決定される分散型ポイントデータをモデルに代入する工程を有する方法。
  50. 十分な数のデータポイントがモデルに代入されて、モデル内の生理学上の変数を決定し、変数は心肺関数に関連する、請求項４９に記載の方法。
  51. 第２の対象領域の、少なくとも１つの第２の造影時間増強カーブから少なくとも１つのデータポイントが測定され、モデルに代入される、請求項５０に記載の方法。
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