專利名稱：藥物傳播建模的制作方法
相關(guān)申請的交叉引用本申請要求2004年11月16日提交的序列號60/628,201的美國臨時專利申請的優(yōu)先權(quán)，該申請的公開內(nèi)容通過引用結(jié)合于此。
背景技術(shù)：
本發(fā)明一般涉及藥物在病人體內(nèi)的傳播的建模，尤其涉及用于成像過程的造影劑在病人體內(nèi)的傳播的建模。
本文列舉的參考文獻有助于理解本發(fā)明或本發(fā)明的背景。然而，本文中包括參考文獻并非旨在許可該參考文獻可相對于本發(fā)明用作現(xiàn)有技術(shù)，且并不構(gòu)成該許可。
各種造影劑可注射進入病人體內(nèi)，用于各種診斷和治療成像過程，諸如X-射線過程(包括例如血管造影術(shù)、靜脈造影術(shù)和尿路造影術(shù))、計算機斷層成像(CT)、磁共振成像(MRI)、超聲成像、基于光的成像和正電子發(fā)射斷層掃描(PET)。例如，CT掃描儀已經(jīng)成為不可或缺的現(xiàn)代診斷成像工具。它使對解剖結(jié)構(gòu)以及一些情形中的生理過程進行2、3和4維精確測量成為可能。對軟組織、脈管系統(tǒng)和其它結(jié)構(gòu)的成像不易用CT掃描儀實現(xiàn)，因為這些結(jié)構(gòu)不能將X-射線微分地衰減到適當(dāng)程度。為了克服這些限制，通常將吸收射線藥物或不透射線藥物、或造影劑注入到外周靜脈循環(huán)中。用于CT成像的造影劑通常是將三個或以上的碘原子鍵合在苯結(jié)構(gòu)內(nèi)的水溶性鹽。碘衰減醫(yī)學(xué)成像過程中使用的能量范圍內(nèi)的X-射線。在進行掃描之前，計算機控制的泵或注射器將精確量的造影劑以通常從0.5至6ml/s(產(chǎn)生的壓力最高達300psi)的流速注射到病人的靜脈系統(tǒng)中。通常用于CT過程中的前載抽吸注射器的示例在例如授讓給本發(fā)明受讓人的美國專利No.5,300,031、5,383,858和6,652,489中公開，這些專利通過引用結(jié)合于此。
現(xiàn)在，多探測器CT掃描儀(MDCT)允許臨床醫(yī)生對病人進行非并行的解剖學(xué)和生理學(xué)的診斷掃描。然而使用這種新技術(shù)，對日常應(yīng)用又產(chǎn)生了新的挑戰(zhàn)。雖然在容積覆蓋和圖像分辨率上有所突破，但是新一代CT掃描儀仍需要用含碘造影劑來實現(xiàn)最佳圖像和診斷。此外，將掃描定時成與最佳造影劑濃度時刻一致的重要性在MDCT情形中增加。
從注射系統(tǒng)不將藥物與生理的相互作用的了解或估計結(jié)合其控制方案中的意義上說，造影劑的輸送通常是開環(huán)的。注射系統(tǒng)精確地輸送編程為具體速率的量的造影劑。這種方法在掃描進行相當(dāng)一段時間使得早期藥物代謝不影響診斷掃描的質(zhì)量時工作良好。該方法在掃描的目標(biāo)是對灌注，即將藥物注入例如薄壁組織或可疑癌中的估計時也工作良好。掃描技術(shù)的進步使得圖像能在極短的時段內(nèi)(秒)獲得。這種趨勢與愈來愈期望產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)(類似心臟、其冠狀脈管和通向心臟或來自心臟的大脈管)的容積呈現(xiàn)一起需要考慮造影劑的早期藥物代謝動態(tài)特性和藥效動態(tài)特性。理想地，因大血管中出現(xiàn)造影劑產(chǎn)生的衰減曲線較佳地在病人多個部位上均衡(平坦)并充分相似，以便于容積呈現(xiàn)和準(zhǔn)確診斷，并且是在定時于感興趣部位中最佳造影劑濃度時刻進行的成像掃描。
成像和其它過程中對不同病人的劑量要求的差異已經(jīng)被認識到。例如，授讓給本發(fā)明受讓人的美國專利No.5,840,026公開了使用注射之前或注射期間獲得的病人具體數(shù)據(jù)來對病人定制注射的裝置和方法。雖然基于病人差異的醫(yī)學(xué)成像過程的劑量要求差異已經(jīng)被認識到，但是常規(guī)醫(yī)學(xué)成像過程仍在醫(yī)學(xué)成像過程中繼續(xù)使用預(yù)定劑量或用于注射造影劑的標(biāo)準(zhǔn)傳輸協(xié)議。考慮到包括MDCT掃描儀的近來可用CT掃描儀的掃描速度增加，單相注射在使用這種快速掃描的領(lǐng)域中比二相注射占優(yōu)。雖然使用固定的傳輸協(xié)議(無論是單相、二相還是多相)簡化了過程，但是在相同的協(xié)議下向不同病人提供相同劑量的造影劑可產(chǎn)生圖像對比度和質(zhì)量都極其不同的結(jié)果。此外，通過引入最新的MDCT掃描儀，臨床實踐中以及CT文獻中的一個未決問題是用于單片、螺旋掃描儀的標(biāo)準(zhǔn)造影劑協(xié)議是否能很好地移用于使用MDCT機器的過程。參見F.Cademartiri和G.Luccichenti等人2004年在Semin Ultrasound CT MR的25(1)卷2-16頁上發(fā)表的“Sixteen-row multislicecomputed tomographybasic concepts，protocols，and enhanced clinical applications(16行多片計算斷層造影術(shù)基本概念、協(xié)議和增強式醫(yī)療應(yīng)用)”。
一些研究已嘗試在CT血管造影(CTA)過程中對注入過程進行定量分析，以改進并預(yù)計動脈增強。例如，Bae及其同事開發(fā)了造影劑行為的藥物代謝動力(PK)和動態(tài)模型，并求解了耦合微分方程系統(tǒng)來尋找導(dǎo)致最均勻動脈增強的驅(qū)動函數(shù)。K.T.Bae，J.P.Heiken和J.A.Brink的“Aortic and hepatic contrast medium enhancementat CT.Part I.Prediction with a computer model(用計算機模型進行CT第I部分預(yù)計時主動脈和肝臟造影劑的增強)”，Radiology，207卷647-55頁，1998年；K.T.Bae的“Peak contrast enhancement in CT and MR angiographywhen does it occur and why？Pharmacokinetic study in a porcine model(CT和MR血管造影術(shù)中的造影劑峰值增強何時發(fā)生和為什么？以豬為模型的藥物代謝動態(tài)特性研究)”，Radiology，227卷809-16頁，2003年；K.T.Bae等的“Multiphasic Injection Method for UniformProlonged Vascular Enhancement at CT AngiographyPharmacokinetic Analysis andExperimental Porcine Method(CT血管造影術(shù)中用于均勻延長脈管增強的多相注射法藥物代謝動態(tài)特性分析和試驗用豬法)”，Radiology，216卷872-880頁，2000年，美國專利No.5,583,902，5,687,208，6,055,985，6,470,889和6,635,030，它們的公開內(nèi)容通過引用結(jié)合于此。由Bae等人闡述的簡化房室模型的微分方程組的逆解表示指數(shù)減小的造影劑流速可導(dǎo)致CT成像過程中的最佳/固定增強。
Bae的用于派生均勻圖像增強的PK方法依賴于對臨床醫(yī)生而言并非輕易可用的許多生理參數(shù)，諸如中樞血容量、擴散速率和心輸出量。不具有心輸出量的明確測量值是Bae方法的一個重大缺點，雖然嘗試基于病人年齡、體重和身高來近似該值。此外，未考慮PK模型在控制器框架中的實現(xiàn)。由PK模型的反解所計算的注射分布(profile)是在不進行主要更改的情況下CT電動注射器所不容易實現(xiàn)的分布。此外，Bae的PK模型未考慮搏動血流、脈管柔度和局域血液/造影劑參數(shù)(即粘度)。
Fleischmann及其同事將心臟血管生理學(xué)與造影劑動態(tài)特性視為“黑盒子”，并通過用一次快速推注的造影劑(近似單位脈沖)強制該系統(tǒng)來確定其脈沖響應(yīng)(impulse response)。在該方法中，對脈沖響應(yīng)進行傅立葉變換并控制該變換函數(shù)估算以找到最佳注射軌道。D.Fleischmann和K.Hittmair的“Mathematical analysisof arterial enhancement and optimization of bolus geometry for CT angiography usingthe discrete Fourier transform(使用離散傅里葉變換對CT血管造影術(shù)的動脈增強和推注團塊幾何形狀最優(yōu)化的數(shù)學(xué)分析)”，J.ComputAssist Tomogr，23卷474-84頁，1999年，其公開內(nèi)容通過引用結(jié)合于此。
造影劑的用法通常是單相的一在一流速下為100至150mL的造影劑，這導(dǎo)致不均勻增強曲線。例如，參照上述D.Fleischmann和K.Hittmair的文獻；以及K.T.Bae的“Peak contrast enhancement in CT and MR angiographywhen does it occur andwhy？Pharmacokinetic study in a porcine model(CT和MR血管造影術(shù)中的峰值造影增強何時出現(xiàn)以及為什么出現(xiàn)？豬模型中的藥物代謝動態(tài)特性研究)”，Radiology，227卷809-16頁，2003年，這些文獻通過引用結(jié)合于此。Fleischmann和Hitmmair提出了一種旨在優(yōu)化大動脈成像的、嘗試將造影劑的用法調(diào)節(jié)成適于單個病人的二相注射的方案?？刂艭T造影劑出現(xiàn)的一根本困難是高滲性藥物很快地從中央血室擴散。此外，造影劑與不含造影劑的血液混合并被稀釋。造影劑的混合和稀釋由如圖1例示的峰值增強和扭曲增強曲線反映。
Fleischmann禁止造影劑的一次少量注射(測試注射)(4ml/s下的16ml造影劑)在診斷掃描之前進行。動態(tài)增強掃描在感興趣的脈管上進行。所得的經(jīng)處理掃描數(shù)據(jù)(測試掃描)被解釋成病人/造影劑系統(tǒng)的脈沖響應(yīng)。Fleischmann通過將測試掃描的傅立葉變換除以測試注射的傅立葉變換而得到病人傳輸函數(shù)的傅立葉變換。假設(shè)該系統(tǒng)是線性時間不變(LTI)系統(tǒng)且期望輸出時域信號為已知(預(yù)定增強水平下的平坦診斷掃描)，F(xiàn)leischmann通過將期望輸出的頻域表示除以病人傳輸函數(shù)的頻域表示而得到所輸入的時間信號。
Fleischmann的方法希望在于它基于已知測試注射得到病人的表示的事實。因為Fleischmann等人的方法計算由于注射系統(tǒng)限制(例如，流速限制)而實際上不能實現(xiàn)的輸入信號，所以必須對所計算的連續(xù)時間信號進行截短并近似。因為由該步驟引入的不精確，所以所計算的理想化輸入軌道不是最佳的。此外，不清楚線性假設(shè)是否對所有病人和病理成立。最終，也不清楚由他的方法所產(chǎn)生的增強曲線是否比由簡單二相注射所產(chǎn)生的增強曲線更加均勻。
對于除了造影劑之外的藥物，也已經(jīng)開發(fā)了不同的模型。例如，F(xiàn)isher和Teo的“Optimal insulin infusion resulting from a mathematical model of blood glucosedynamics(因血糖動態(tài)特性的數(shù)學(xué)模型導(dǎo)致的最佳胰島素輸注)”，IEEE TransBiomed Eng，36(4)卷479-486頁，1989年，該文獻通過引用結(jié)合于此，它模擬葡萄糖和胰島素的動態(tài)特性、旨在產(chǎn)生最佳胰島素輸注參數(shù)。他們通過應(yīng)用二次型性能標(biāo)準(zhǔn)并求解代數(shù)黎卡提(Ricatti)方程而將該問題處理成經(jīng)典優(yōu)化問題。他們發(fā)現(xiàn)與胰島素注射的恒量輸注、次最優(yōu)控制和無調(diào)節(jié)相比脈沖控制是最佳方法。
Jacobs的“Algorithm for optimal linear model-based control with application topharmacokinetic model-driven drug delivery(基于最優(yōu)線性模型的控制算法及其在藥物代謝動態(tài)特性模型驅(qū)動的藥物輸送中的應(yīng)用)”，IEEE Trans Biomed Eng，37(1)卷107-109頁，1990年，提出了與實際藥物處理并行地設(shè)置了藥物模型、用于麻醉藥物調(diào)節(jié)的控制算法，該文獻通過引用結(jié)合于此。臨床醫(yī)生確定目標(biāo)血漿濃度。
Wada和Ward的“The hybrid modela new pharmacokinetic model forcomputer-controlled infusion pumps(混合模型用于計算機控制輸液泵的新藥物代謝動態(tài)特性模型)”，IEEE Trans.Biomed Eng，41(2)卷134-142頁，1994年，導(dǎo)出了與Bee采用的方法類似的3室藥物代謝動態(tài)特性模型，并將其用于混合控制方案中以嘗試調(diào)節(jié)麻醉藥物的血漿濃度(負載稀釋upload alienating)，該文獻通過引用結(jié)合于此。他們嘗試模擬造影劑通過血流的再循環(huán)效應(yīng)，其中他們通過將傳輸延遲插入到其模擬中而對血流進行模擬。他們能夠產(chǎn)生預(yù)測誤差小于5％的模擬。
Wada和Ward的“Open loop control of multiple drug effects in anesthesia(麻醉時多種藥物效應(yīng)的開環(huán)控制)”，IEEE Trans.Biomed Eng，42(7)卷666-677頁，1995年，也將其混合藥物代謝動態(tài)特性(PK)模型用于控制麻醉藥物的多種效應(yīng)，該文獻通過引用結(jié)合于此。他們的控制方案需要麻醉師設(shè)定允許的副作用水平(表示為血漿濃度)。
Neatpisarnvanit和Boston的“Estimation of plasma insulin from plasma glucose(根據(jù)血漿葡萄糖估算血漿胰島素)”，IEEE Trans Biomed Eng，49(11)卷1253-1259頁，2002年，應(yīng)用遞歸最小二乘數(shù)估算法來預(yù)測葡萄糖和胰島素的血漿濃度，該文獻通過引用結(jié)合于此。他們的方法產(chǎn)生7個病人中有6個體內(nèi)的葡萄糖和胰島素的血漿水平匹配(實驗數(shù)據(jù)通過靜脈內(nèi)葡萄糖容耐測試)的預(yù)測，且有利地是相符的。Gentilini等人的“A new paradigm for the closed-loop intraoperative administrationof analgesics in humans(止痛劑在手術(shù)中對人體的閉環(huán)用藥的新范例)”，IEEE TranBiomed Eng，49(4)卷289-299頁，2002年，提出了用于通過計算機控制的輸注泵控制麻醉藥阿芬太尼(alfentanil)的血漿濃度的模型預(yù)測控制(MPC)法，該文獻通過引用結(jié)合于此。該藥物代謝動態(tài)特性模型是描述人體內(nèi)麻醉藥物分布的3-室模型?？刂破饕蕾囉诟鶕?jù)平均動脈壓力的測量值和并行運行的PK模型估算藥物的血漿濃度的觀察員。Gentilini等人對最大濃度設(shè)定限制以防止過量。他們也濾除平均動脈壓力測量值中的擾動、并允許控制器取決于病人的狀態(tài)(即低血壓對高血壓)更快或更慢運行。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供便于確定/建立或調(diào)節(jié)病人傳輸函數(shù)、或病人對藥物注射的響應(yīng)的模型(或模型參數(shù))的一般改進裝置、系統(tǒng)和方法。病人傳輸函數(shù)或模型可例如基于在過程開始之前從測試注射和/或該過程中的反饋已知或測量的信息，以改進或優(yōu)化藥物傳輸(例如，一個或多個感興趣部位中的造影劑濃度)。
在一個方面中，本發(fā)明提供使用注射器系統(tǒng)將造影增強液輸送給病人的方法，包括基于病人具體數(shù)據(jù)確定該病人的至少一個病人傳輸函數(shù)，該至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出；確定期望時間增強輸出；使用該至少一個病人傳輸函數(shù)來確定注射過程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過程輸入控制注射器系統(tǒng)?？紤]注射器系統(tǒng)的至少一個運行限制或約束，可確定注射過程輸入。
至少一個病人傳輸函數(shù)可通過例如使用包括與病人生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型來確定。該系統(tǒng)識別模型較佳地可離散化。
該方法還可包括以下步驟使用病人的至少一個生理參數(shù)的估算值形成初始病人傳輸函數(shù)；進行注射；以及基于該注射的至少一個時間增強輸出修正病人傳輸函數(shù)。至少一個病人生理參數(shù)可根據(jù)至少一個時間增強輸出測量。該注射可以是在診斷成像過程之前進行的測試注射或在成像過程中進行的注射。
因測試注射產(chǎn)生的時間增強輸出可對至少兩個不同的感興趣部位進行測量。時間增強輸出之間的至少一個差異可例如提供至少一個病人生理參數(shù)的量度。至少一個病人生理參數(shù)可以是心肺系統(tǒng)的參數(shù)。該至少一個病人生理參數(shù)可以是例如心輸出量、一部位中的血量、速率傳輸項或通過延遲。在一實施方式中，第一時間增強輸出可在升主動脈或降主動脈中測量，而第二時間增強輸出可在肺動脈干中測量。
該至少一個病人傳輸函數(shù)也可通過以下步驟確定收集對應(yīng)于因液體注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線的數(shù)據(jù)；以及確定描述該數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型。
在一實施方式中，該數(shù)學(xué)模型不通過該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積來確定。該模型可以是一參數(shù)模型。該模型可以是例如移動平均或自動回歸移動平均。該數(shù)學(xué)模型可假設(shè)線性以及時間不變。
該模型也可以是通過光譜估算技術(shù)確定的非參數(shù)模型。該光譜估算技術(shù)可以是例如Welch法、Bartlett法、多信號分類(MUSIC)法、或周期圖(Periodogram)法。數(shù)據(jù)可在成像注射之前的至少一次測試注射期間收集。
本發(fā)明的至少一個病人傳輸函數(shù)可用在成像注射期間收集的數(shù)據(jù)更新。
如上所述，至少一個病人傳輸函數(shù)可至少部分地基于至少一次注射來確定。該至少一次注射可以是在診斷成像過程之前進行的測試注射。在一實施方式中，該測試注射包括造影劑注射以及之后的非造影劑注射。非造影劑可以用與在注射非造影劑之前的造影劑流速基本相同的體積流速注射。非造影劑可以是鹽水。
可進行一個以上的測試注射。例如，一次測試注射可只包括造影劑注射而另一次測試注射可包括造影劑注射以及之后的非造影劑注射。
本發(fā)明的注射過程輸入可通過使用解析解或使用數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)確定。在一實施方式中，數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)是加權(quán)最小二乘數(shù)值優(yōu)化。
注射過程輸入可例如相關(guān)于一個或多個考慮而得到優(yōu)化。例如，注射過程輸入可被優(yōu)化成使輸送到病人的造影劑增強液中造影增強劑的質(zhì)量最小化。
適于結(jié)合本發(fā)明一起使用的造影增強劑的示例包括但不限于碘、疝和釓。造影增強液可以是例如CT造影增強液、MRI造影增強液、超聲增強成像液或放射性造影增強液。
在本發(fā)明一實施方式中，至少兩個病人傳輸函數(shù)被確定且注射過程輸入基于病人傳輸函數(shù)之一被確定。例如，第一病人傳輸函數(shù)可使用包括與病人生理參數(shù)有關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型確定，而第二病人傳輸函數(shù)可使用通過收集與因注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)模型來確定，該數(shù)學(xué)模型描述該數(shù)據(jù)?？蓪缒膫€病人傳輸函數(shù)提供給定輸入與結(jié)果輸出之間的最佳相關(guān)作出確定。
在另一方面，本發(fā)明提供從成像過程確定至少一個病人生理參數(shù)的方法，包括對至少兩個不同的感興趣部位測量時間增強輸出，以及確定時間增強輸出之間的至少一個差異以提供至少一個病人生理參數(shù)的量度。該至少一個病人生理參數(shù)可以是例如心肺系統(tǒng)的參數(shù)。該至少一個病人生理參數(shù)可以是例如心輸出量、一部位中的血容量、速率傳輸項或通過延遲。在一實施方式中，第一時間增強輸出在升主動脈或降主動脈中測量，而第二時間增強輸出在肺動脈干中測量。
在再一方面中，本發(fā)明提供用于將液體輸送給病人的注射器系統(tǒng)，包括注射器和與注射器通信連接的控制器。該控制器包括(例如，存儲在與其有效連接的存儲器中)根據(jù)病人具體數(shù)據(jù)對該病人確定的至少一個病人傳輸函數(shù)。該至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出。該控制器包括處理器(例如，數(shù)字微處理器)以使用至少一個病人傳輸函數(shù)對期望時間增強輸出確定注射過程輸入。
注射過程輸入可通過考慮注射器的至少一個物理限制或約束來確定。注射過程輸入可例如使用解析解或數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來確定。數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)可以是例如加權(quán)最小二乘數(shù)值優(yōu)化?？蓛?yōu)化注射過程輸入，以例如最小化輸送給病人的造影增強液中造影增強劑的質(zhì)量。
造影增強劑可以是例如碘、氙或釓。造影增強液可以是例如CT造影增強液、MRI造影增強液、超聲增強成像液或放射性造影增強液。
在另一方面中，本發(fā)明提供一成像系統(tǒng)，包括成像器，創(chuàng)建病人感興趣部位的圖像；注射器，適于注射造影劑；以及控制器，與注射器通信連接以控制該注射器。控制器包括基于病人具體數(shù)據(jù)對該病人確定的至少一個病人傳輸函數(shù)。該至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出?？刂破饕舶ㄌ幚砥?，以使用如上所述的至少一個病人傳輸函數(shù)對期望時間增強輸出確定注射過程輸入。
在本發(fā)明的若干實施方式中，在造影劑少量注射期間獲得的病人響應(yīng)/掃描數(shù)據(jù)的光譜分析和參數(shù)估計用于開發(fā)能夠提供造影劑用法的閉合循環(huán)控制的控制范例。
在一個方面，本發(fā)明提供藥物液體在病人體內(nèi)傳播的建模方法，包括收集與因該液體注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述該數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型。該數(shù)學(xué)模型可以是例如不是由該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定的模型。
該模型可以是諸如移動平均模型或自回歸移動平均模型的參數(shù)模型。該模型也可以是包括測量數(shù)據(jù)的參數(shù)擬合的參數(shù)模型。一旦能夠例如在數(shù)學(xué)模型中假設(shè)線性以及時間不變，則該模型也可以是由光譜估算技術(shù)確定的非參數(shù)模型。適當(dāng)?shù)墓庾V估算技術(shù)包括但不限于Welch法、Bartlett法、多信號分類(MUSIC)法或周期圖法。
被注射的液體可以是例如成像過程中使用的造影劑，且所收集的數(shù)據(jù)可以對應(yīng)于因造影劑的注射產(chǎn)生的時間增強曲線。
所收集的時間響應(yīng)曲線或時間增強曲線的數(shù)據(jù)可在成像注射之前的至少一個測試注射期間收集。該模型也可用在成像(或其它過程)注射期間收集的數(shù)據(jù)來確定和/或更新。在一實施方式中，測試注射包括造影劑的注射以及隨后的非造影劑的注射。非造影劑可以例如與該非造影劑液體注射之前的造影劑流速基本上相同的體積流速注射。該非造影劑可以是例如鹽水。可進行一次以上的測試注射。在一個這樣的實施方式中，一次測試注射只包括造影劑注射而另一測試注射則包括造影劑注射以及隨后的非造影劑的注射。
在另一方面，本發(fā)明提供控制醫(yī)療過程中使用注射器向病人注射藥物液體的方法，包括收集與因該液體的注射產(chǎn)生的病人響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；確定描述該數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型；以及在醫(yī)療過程中控制注射器以控制對病人的液體注射，以至少部分地基于數(shù)學(xué)模型建立病人響應(yīng)。該數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定的模型。
醫(yī)療過程可以是例如使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過程，且所收集的數(shù)據(jù)可對應(yīng)于因造影劑的注射產(chǎn)生的時間增強曲線?？煽刂谱⑸淦饕钥刂茖Σ∪说脑煊皠┳⑸?，以至少部分地基于數(shù)學(xué)模型建立感興趣部位的圖像。
也可至少部分地基于有關(guān)成像過程中病人響應(yīng)的信息來控制注射器。此外，可至少部分地基于有關(guān)病人的至少一個測量生理變量的信息來控制注射器。該測量生理變量可用于改變數(shù)學(xué)模型的輸出。
在一實施方式中，控制注射器的步驟包括在一時刻開始注射造影劑、以及在至少部分地基于數(shù)學(xué)模型確定的第二時刻開始感興趣部位的圖像掃描。該第二時刻可基于對到達由數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強水平的時刻預(yù)測而確定。
在另一方面，本發(fā)明提供一注射系統(tǒng)，包括注射器；以及注射器控制器，與注射器有效通信以控制注射器。該注射器控制器基于如上所述的至少一個數(shù)學(xué)模型控制液體的注射。這樣，數(shù)學(xué)模型可通過收集與因造影劑注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定。該數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定的模型。控制器可包括例如具有至少一個處理單元和至少一個存儲器的計算機。存儲器將用以確定數(shù)學(xué)模型的計算機程序存儲其中。
在再一方面，本發(fā)明提供在使用成像掃描儀的醫(yī)學(xué)成像過程中控制使用注射器對病人的造影劑注射的方法，包括確定至少一個數(shù)學(xué)模型以預(yù)測因造影劑注射產(chǎn)生的時間增強響應(yīng)；確定注射協(xié)議以通過對數(shù)學(xué)模型確定約束輸入解來近似病人體內(nèi)的預(yù)定時間增強響應(yīng)；以及在醫(yī)學(xué)成像過程中使用注射協(xié)議控制注射器以控制對病人的造影劑注射，從而建立感興趣部位的圖像。
該方法還可包括由于有關(guān)成像過程中時間增強響應(yīng)的反饋而改變注射協(xié)議的步驟。該方法還可包括由于有關(guān)成像過程中至少一個病人生理參數(shù)的數(shù)據(jù)而改變注射協(xié)議的步驟。
在一實施方式中，確定注射協(xié)議以近似預(yù)定時間增強響應(yīng)的步驟通過使用數(shù)值解算器或數(shù)值優(yōu)化器來實現(xiàn)。對數(shù)學(xué)模型的約束輸入解可受到例如注射器的至少一個操作限制所約束。對數(shù)學(xué)模型的約束輸入解也可受到或可選擇地受到與病人安全或舒適相關(guān)的至少一個操作限制所約束。
造影劑的注射可例如在一個時刻開始，且感興趣部位的圖像掃描可在至少部分地基于數(shù)學(xué)模型確定的第二時刻開始。該第二時刻可例如基于對達到由數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強水平的時刻預(yù)測來確定。
至少一個數(shù)學(xué)模型可以是基于病人具體數(shù)據(jù)的該病人的病人傳輸函數(shù)。該病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出。第一病人傳輸函數(shù)可例如通過使用包括與病人生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型、或使用通過收集與因病人注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)識別模型來確定，其中該數(shù)學(xué)識別模型描述該數(shù)據(jù)。在另一方面，本發(fā)明提供用于實現(xiàn)醫(yī)療過程的系統(tǒng)，包括檢測病人響應(yīng)的感測系統(tǒng)；適于注射藥物液體的注射器；以及與該注射器有效通信以控制該注射器的控制器。該注射器控制器基于至少一個數(shù)學(xué)模型控制液體注射。數(shù)學(xué)模型通過從感測系統(tǒng)收集與因液體注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定。數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定的模型。
在另一方面，本發(fā)明提供一成像系統(tǒng)，包括建立病人感興趣部位的圖像的成像器；適于注射造影劑的注射器；以及與該注射器有效通信以控制該注射器的控制器。注射器控制器基于至少一個數(shù)學(xué)模型控制造影劑的注射。數(shù)學(xué)模型通過從成像器收集與因造影劑注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定。數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積來確定的模型。
在另一方面，本發(fā)明提供在醫(yī)學(xué)過程中控制使用具有與計算機存儲器通信連接的控制器的注射器對病人的藥物液體注射的方法，包括收集與因液體注射產(chǎn)生的病人響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；從存儲在計算機存儲器中的多個數(shù)學(xué)模型中選擇至少一個數(shù)學(xué)模型以描述該數(shù)據(jù)；調(diào)整該模型以適于所收集的數(shù)據(jù)；以及在醫(yī)療過程中通過控制器控制注射器，以控制對病人的液體注射以至少部分地基于該數(shù)學(xué)模型建立病人響應(yīng)。
在再一方面，本發(fā)明提供用于建立病人感興趣部位的圖像的系統(tǒng)，包括用于測量感興趣部位上病人特征的成像器件；用于對病人注射藥物的注射器；也由成像器件測量的至少一個標(biāo)準(zhǔn)(或參考)部位；以及基于標(biāo)準(zhǔn)部位的測量值調(diào)整或校正感興趣的病人部位上特征的測量值的計算算法。適當(dāng)?shù)臉?biāo)準(zhǔn)部位可以在病人體外。適當(dāng)?shù)臉?biāo)準(zhǔn)部位可以是病人的部位。
在又一方面中，本發(fā)明提供用于建立病人體內(nèi)感興趣部位的圖像的方法，包括使用成像器件測量感興趣部位上的病人特征；對病人注射藥物，用成像器件測量至少一個標(biāo)準(zhǔn)部位；以及基于標(biāo)準(zhǔn)部位的測量值校正或調(diào)整感興趣的病人部位上特征的測量值。
由本發(fā)明各個實施方式提供的益處包括但不限于用于隨后圖像處理的增強更一致、對于一些病人造影劑或液體負載減小、造影劑劑量增加以按需達到足夠的圖像對比度、滲出發(fā)生減少、圖像偽像減少、重攝次數(shù)減少、所有單片包含最佳圖像對比度、觀察疾病或治療隨時間的進展的掃描中的一致性增加、以及任選地成像時間更快。


本發(fā)明的其它方面以及其優(yōu)點在結(jié)合附圖閱讀時從以下詳細描述中認知，在附圖中圖1a示出對于血管的造影增強CT掃描使用單相注射分布獲得的典型時間增強曲線。
圖1b示出對于血管的造影增強CT掃描使用雙相或二相注射分布獲得的典型時間增強曲線。
圖2a表示對測試注射的一示例病人響應(yīng)。
圖2b示出時域中病人/造影劑系統(tǒng)的估計脈沖響應(yīng)，它通過掃描器輸出的離散時間傅立葉去卷積除以使用來自上述Fleischmann和Hittmar的數(shù)據(jù)的造影輸入函數(shù)導(dǎo)出。
圖2c示出病人脈沖響應(yīng)，其中h(n)來自經(jīng)驗，動態(tài)CT數(shù)據(jù)來自人的降主動脈中感興趣的部位(Fleischmann和Hittmair，1999年)。
圖3示出本發(fā)明MPC控制器架構(gòu)的使用造影劑注射器改進CT圖像的增強的一個實施方式。
圖4示出如Bae、Heiken等人在1998年發(fā)表的X-射線造影的減小PK模型。
圖5示出方程(2)的數(shù)值解，其中25秒的動態(tài)特性發(fā)布接近真實的再循環(huán)現(xiàn)象。
圖6示出描述藥物通過心臟血管系統(tǒng)以及肺部毛細血管床擴散傳輸?shù)纳怼盎旌稀蹦Ｐ偷膱D形表示。
圖7示出基于圖6模型的階數(shù)減少的模型，其中Qco表示心輸出量。
圖8示出肺動脈水平的軸向動態(tài)CT圖像，其中從中提取時間增強曲線的兩個感興趣部位(ROI)被圈出。
圖9示出將含鹽和不含鹽的20ml造影劑推注入239磅的64歲女性體內(nèi)之后的動態(tài)CT時間增強曲線，其中第一曲線示出肺動脈干中的增強值，而第二曲線示出升主動脈的增強值。
圖10示出用于產(chǎn)生Prony方法中的分子和分母系數(shù)的信號模型。
圖11示出對方程(1)中h(n)采取的64點快速傅立葉變換FFT(fs＝.5Hz)。
圖12示出用于光譜估算的Welch法-將h(n)用作輸入。
圖13示出對于增加階數(shù)的估計htest(n)與源自系統(tǒng)的Steiglitz-McBride估算(反復(fù)10次)的脈沖響應(yīng)之間的均方差的曲線。
圖14示出對于不同階數(shù)的傳輸函數(shù)htest(n)的Steiglitz-McBride估算曲線。
圖15A示出手臂靜脈以及通向心臟的靜脈的總圖。
圖15B示出手臂靜脈解剖結(jié)構(gòu)中的若干變化。
圖16A示出對于第一病人的肺動脈中的相對測試增強。
圖16B示出對于第一病人的升主動脈中的相對測試增強。
圖17A示出對于第二病人的肺動脈中的相對測試增強。
圖17B示出對于第二病人的升主動脈中的相對測試增強。
圖18A示出對于一病人不用鹽水沖洗的測試注射的有效注射分布。
圖18B示出對于一不同病人不用鹽水沖洗的測試注射的有效注射分布。
圖19A示出本發(fā)明一般方法的流程圖。
圖19B示出結(jié)合有例如圖7模型的本發(fā)明方法的一實施方式的流程圖。
具體實施例方式
圖1示出使用血管的單相造影增強CT掃描獲得的典型時間增強曲線。單位HU是霍斯菲爾德單位(Houndsfield Unit)，即轉(zhuǎn)化成圖像中信號強度的X-射線吸收強度的量度。圖1A示出在約45秒時刻的峰值增強。在許多成像過程中，時間增強曲線較佳地在指定水平附近均勻(如圖1A中的粗黑線所示)。當(dāng)該曲線不均勻或平坦時，非最佳圖像會在這種成像過程中導(dǎo)致誤差診斷。由于掃描技術(shù)的進步允許在更短的時間內(nèi)獲取圖像，增強在更長時段上的均勻性在重要性方面會或多或少地降低，但是相對于造影劑注射對掃描的適當(dāng)定時以及對過多造影劑或過少造影劑的避免依然重要。
圖1B示出通過血管的雙相或二相造影增強CT掃描獲得的典型時間增強曲線。該增強曲線或多或少地更平坦或更均勻。然而，平坦度的量可隨病人而變化，因此仍然產(chǎn)生非最佳圖像。
圖2A示出對測試注射的典型病人響應(yīng)。圖2B和2C示出典型病人脈沖響應(yīng)。圖2B是時域的響應(yīng)而圖2C是如上述D.Fleischmann和K.Hittmair公開的頻域中的h(n)。病人脈沖響應(yīng)是通過例如頻域或時域中的傅立葉去卷積從病人對測試注射的響應(yīng)導(dǎo)出的。在圖2C的注射曲線中，數(shù)據(jù)是用CT掃描儀每2秒捕捉一次。
在本發(fā)明的一實施方式中，闡述了用于造影增強的模型預(yù)測控制(MPC)控制器架構(gòu)。在圖3所示的實施方式中，控制過程使用因測試注射產(chǎn)生的增強曲線來例如在采取LTI系統(tǒng)時估計病人系統(tǒng)的多極/零模型的參數(shù)，或在如果放寬時間不變的假設(shè)則導(dǎo)出適當(dāng)?shù)暮撕瘮?shù)。也可以很容易地放寬線性假設(shè)。時間變化系統(tǒng)的一模擬示例是具有其值相對于時間和可能其它獨立變量變化的電阻器和電容器的電路。通常，電路分析認為電阻和電容無論在什么時間都固定為單個值。
然后，在測試注射步驟中識別的參數(shù)可被PK/PD(藥物-動態(tài)特性)模型使用，該模型用于在全注射步驟中更新控制器且目標(biāo)終點是例如預(yù)定義的均勻增強值。如圖3所示，控制器也可接收有助于減少控制器誤差的來自掃描儀的反饋信號(即增強值(EV))、或來自觀察者的估計參數(shù)(即心率(HR)、血壓(BP)、呼吸速率&深度、病人體重)。來自掃描儀的控制注射器的反饋在例如授讓給本發(fā)明受讓人的美國專利No.6,397,098中描述，該文獻通過引用結(jié)合于此。模型預(yù)測控制算法可例如實現(xiàn)成基于來自掃描儀的在一個時間步長中收集的瞬時增強數(shù)據(jù)來調(diào)節(jié)造影劑施用的輸入軌跡。如果實際增強值與由在識別步驟中產(chǎn)生的模型所預(yù)測的值不同(例如，就最小二乘而言)，則控制算法可調(diào)節(jié)輸入流速，以嘗試在隨后的時間步長中使瞬時增強值更接近由該模型預(yù)測的值。知道了根據(jù)心率監(jiān)控器(ECG)、脈沖血氧計或血壓監(jiān)控器獲得的病人心率，可得到造影劑傳播的更高保真度模型。
在圖3的一個實施方式中，本發(fā)明的模型通過零極點(pole-zero)建模(ARMA技術(shù))產(chǎn)生對病人傳輸函數(shù)H(z)的估計，并進行約束數(shù)值優(yōu)化以確定將產(chǎn)生期望輸出響應(yīng)(例如平坦增強掃描-參見圖1)的輸入信號(即注射協(xié)議)。或者，在給定H(z)的估計的情況下可使用極點配置算法(pole-placement algorithm)來更好地控制輸出響應(yīng)。
病人傳輸函數(shù)的結(jié)構(gòu)可通過分析在臨床檢查期間收集的病人脈沖響應(yīng)h(n)而得到確定。顯而易見，還沒有對病人傳輸函數(shù)的基礎(chǔ)光譜內(nèi)容的公開分析。ARMA建模技術(shù)可例如用于產(chǎn)生以下形式的有理傳輸函數(shù)的系數(shù)H(z)=Bq(z)Ap(z)=Σk=0qbq(k)z-k1+Σk=1pap(k)z-k]]>方程(1)在若干實施方式中，本發(fā)明提供用于將允許調(diào)整造影劑協(xié)議的含碘造影劑施用到個別病人或施用到待掃描的感興趣部位的范例。用于確定造影劑施加位置與感興趣的增強部位之間的病人傳輸函數(shù)的方法包括模型依賴法和模型獨立法。兩種方法或方案都是系統(tǒng)識別形式的，其中該系統(tǒng)包括藥物和病人(共同因素包括例如掃描設(shè)置、感興趣部位以及病理)。兩種方法的結(jié)果產(chǎn)生對造影劑動態(tài)特性的估計。系統(tǒng)動態(tài)特性的知識可例如用在優(yōu)化步驟中，在該優(yōu)化步驟中確定最大化信噪比(SNR)而最小化對病人的碘負載/劑量(給定注射系統(tǒng)的約束，包括例如正流速、給定造影劑粘性和所附加導(dǎo)管的規(guī)格時的最大流速、以及造影劑量)的注射協(xié)議。
A.現(xiàn)有模型依賴的識別Bae等人設(shè)計了造影劑傳播的階數(shù)減小(或混合)PK模型。K.T.Bae、J.P.Heiken等人的“Aortic and hepatic contrast medium enhancement at CT.Part I.Prediction witha computer model(用計算機模型進行CT第I部分預(yù)計時主動脈和肝臟造影劑的增強)”，Radiology，207(3)卷647-55頁，1998年，以及K.T.Bae、H.Q.Tran等人的“Multiphasic injection method for uniform prolonged vascular enhancement at CTangiographypharmacokinetic analysis and experimental porcine model(CT血管造影術(shù)中均勻延長脈管增強的多相注射方法藥物代謝動態(tài)特征分析和實驗豬模型)”，Radiology，216(3)卷872-80頁，2000年，這些文獻通過引用結(jié)合于此。該文獻中的建模方法發(fā)現(xiàn)在上述Bae、Heiken等人1998年的文獻中示教的全身生理代謝模型太大并包含過多未知，從而不能基于每個病人進行可行計算。因此Bae及其同事用單個腔室近似人體的較大部分，并且因為第一次通過增強動態(tài)特性是感興趣的，所以去除毛細血管轉(zhuǎn)移室。所得的階數(shù)減少模型在圖4中示出。在圖4中，V是相應(yīng)“腔室”的液體容積，C是各個“腔室”中的預(yù)測濃度，而Q是遍布身體的血液的體積流速。Q和V根據(jù)解剖數(shù)據(jù)估計。
假設(shè)時間過程連續(xù)，將描述該模型的一階耦合微分方程系統(tǒng)公式化。
VvdCv(t)dt=QcCc(t)-QvCv(t)]]>VrdCr(t)dt=QvCv(t)+QsCs(t)-QrCr(t)]]>VpdCp(t)dt=QrCr(t)-QrCr(t)]]>VLdCL(t)dt=QpCp(t)-QLCL(t)]]>VsdCs(t)dt=QLCL(t)-QLCs(t)]]>方程(2)當(dāng)將微分方程系統(tǒng)轉(zhuǎn)化成狀態(tài)空間形式，得到的狀態(tài)矩陣(A)(參見方程(3))的秩小于該系統(tǒng)的階數(shù)。該秩不足表明它自己在嘗試反轉(zhuǎn)矩陣時是奇點。如果期望產(chǎn)生該系統(tǒng)的傳輸函數(shù)(參見方程4)以(在離散化之后)用于參數(shù)估計、極點設(shè)置或控制，則該奇點會成為問題。該系統(tǒng)必須被離散化，因為CT測量是內(nèi)在采樣過程且所得信號增強曲線反映離散時間過程。
B→=CcVc0000C→=00010D→=
]]>方程(3)G^(s)=C→(sI→-A→)B→+D→]]>方程(4)階數(shù)減少Bae模型的另一個問題是它不能高保真度地捕捉再循環(huán)動態(tài)特性。即使對于我們在第一次通過動態(tài)特性中感興趣的CT血管造影術(shù)(CTA)應(yīng)用，捕捉因通過系統(tǒng)循環(huán)和心肌引起的造影劑再循環(huán)峰值也是有用的。如圖5與圖2C之間的差異所表明的，對Bae系統(tǒng)的輸出與經(jīng)驗數(shù)據(jù)的比較顯示出系統(tǒng)時間常數(shù)和再循環(huán)動態(tài)特性中的差異。
為了克服Bae建模方法固有的數(shù)學(xué)困難，由Wada和Ward公開的模型調(diào)整而來的模型在本發(fā)明中得到發(fā)展。參見D.R.Wada和D.S.Ward的“The hybrid modela new pharmacokinetic model for computer-controlled infusion pumps(混合模型用于計算機控制輸液泵的新藥物代謝動態(tài)特性模型)”，IEEE Trans Biomed Eng，41(2)卷134-42頁，1994年，該文獻通過引用結(jié)合于此。Wada和Ward的模型形成為描述并控制阿芬太尼(強止痛劑)在病人體內(nèi)的傳播(參照圖6)。Wada和Ward模型允許變換成離散時域。該方法通過結(jié)合外在傳輸延遲模擬藥物動態(tài)特性中的延遲(例如，造影劑在肺脈管中傳輸?shù)臅r間)；與其中通過添加附加腔室引入相位滯后的Bae等人的方法相反。在圖6的模型中的各個腔室通過在該腔室的輸入和輸出施加質(zhì)量平衡而公式化。外來藥劑通過灌輸輸入來引入到該系統(tǒng)。灌輸?shù)馁|(zhì)量流被添加到右心室。對于一個腔室的通用質(zhì)量平衡方程如下
cout=1VBxB]]>方程(5)其中下標(biāo)B指血室且T指2室器官模型的組織區(qū)室。對于諸如血管和心室的單室，方程(5)減少到一個方程，因為速率傳輸項kTB和kBT等于零。k項(或速率傳輸項或系數(shù))表示物質(zhì)穿過毛細管膜的擴散。Cl項表示來自腔室的物質(zhì)的間隙。在由腎中的腎小球過濾排泄的X-射線造影劑的情形中，Cl項與模擬腎的室相關(guān)聯(lián)。Qin和Qout表示血液進入或排出該室的體積流速，而Cx是感興趣的室中物質(zhì)濃度的變量。該變量是主要興趣所在，因為造影劑的濃度與脈管或器官中的造影增強線性相關(guān)。
在一實施方式中，本發(fā)明的算法結(jié)構(gòu)假設(shè)圖6中腔室的血容量和心輸出量可通過例如使BMI、性別和年齡與中心血容量和心輸出量相關(guān)的查尋表近似。很難預(yù)先估計表示造影劑擴散到血管內(nèi)室之外的k參數(shù)。當(dāng)嘗試表示CTA成像應(yīng)用的造影劑傳播時，主要考慮造影劑的“第一次通過”動態(tài)特性，其中肺系統(tǒng)速率轉(zhuǎn)變參數(shù)是最感興趣的。因此，在圖6中，僅有的2室單元是用于肺循環(huán)的。例如可從基于公開數(shù)據(jù)、計算機模擬和/或群體動態(tài)數(shù)據(jù)(population kinetic data)的參數(shù)估計開始。該算法的目的是通過將個人的經(jīng)驗增強曲線擬合到模型來估計肺擴散參數(shù)。k參數(shù)的擬合可使用諸如Nelder-Mead算法的Simplex技術(shù)或系統(tǒng)識別技術(shù)(諸如Steiglitz-McBride法)進行。一旦識別階段完成，迭代數(shù)值優(yōu)化過程可例如用來確定輸入?yún)f(xié)議，該輸入?yún)f(xié)議最大化圖像SNR同時最小化病人的碘負荷(給定注射系統(tǒng)的約束-例如，沒有負流速、最大流速為例如6ml/s等)。
圖6中模型的簡化將非心肺回路組件合并到全身血液系統(tǒng)(systemic bloodblock)中。該簡化在考慮到對于CTA應(yīng)用造影劑的第一次通過動態(tài)特性時是合理的，因為掃描獲取在之后的第二造影劑施用過程中進行。
圖7示出本發(fā)明的階數(shù)減小模型的一個實施方式的圖像表示。各個腔室的質(zhì)量傳輸關(guān)系由方程(5)表示。在圖7中，Qco表示心輸出量。圖7中的模型可用于描述造影劑在個別病人體內(nèi)傳播。假設(shè)知道了病人的身高、體重和性別，可通過下式估計總的中心血容量(CBV)
男 女 方程(6)A.C.Guytan的“Circulatory Physiologycardiac output and regulation(循環(huán)生理學(xué)心輸出和調(diào)節(jié))”，Saunders，Philadelphia，173頁，ISBN07216436004。在方程(6)中，高度以英寸為單位而體重則以磅為單位。也可使用類似的方程來估計心輸出量，但這無需通過假設(shè)可用少量推注的造影劑來“測試”系統(tǒng)而進行。全局循環(huán)參數(shù)的靜態(tài)估計本質(zhì)上不太可能以高階保真度描述正在檢查的病人的實際流量特性(例如由于病理)。
因為每個病人估計中固有的可變性，測試推注增強特性可用于更好地用圖7模型來估計病人的血容量和心輸出量。該方法通過參數(shù)估計減少未知變量的數(shù)目。Mahnken等人通過分析因少量測試推注造影劑的施用所產(chǎn)生的增強曲線計算來自進行MDCT檢查的個體的心輸出量估計。A.H.Mahnken、D.Henzler等人的“Determination of cardiac output with multislice spiral computed tomographyavalidation study(用多片螺旋計算斷層造影術(shù)確定心輸出量確認研究)”，InvestRadiol，39(8)卷451-4頁，2004年，以及A.H.Mahnken、E.Klotz等人的“Measurementof cardiac output from a test-bolus injection in multislice computed tomography(用多片計算斷層造影術(shù)測量來自測試推注注射的心輸出量)”，Eur Radiol，13(11)卷2498-504頁，2003年，兩者通過引用結(jié)合于此。由Mahnken等人采用的方法由Garret等人更早提出。J.S.Garrett、P.Lanzer等人的“Measurement of cardiac outputby cine computed tomography(通過電影計算斷層造影術(shù)測量心輸出量)”，Am JCardiol，56(10)卷657-61頁，1985年，該文獻通過引用結(jié)合于此。當(dāng)指示劑被引入到循環(huán)系統(tǒng)中時，Stewart-Hamilton關(guān)系表明流動回路的體積血流如下計算QCO=MI∫0∞c(t)dt]]>方程(7)其中MI是注射到回路中的指示劑(或示蹤劑)的總質(zhì)量而c(t)是指示劑濃度的量度。對于X-射線造影劑，這些值是對病人注射的碘的總質(zhì)量和以mgI/ml為單位的造影劑濃度。因為霍斯菲爾德單位(Hounsfield Units)(CT衰減數(shù))與造影劑血液濃度之間的已知線性關(guān)系(～25 HU/(1mgI/ml)(參照例如上述的Bae、Heiken等人(1998)以及Mahnken、Klotz等人(2003)的文獻))，可對來自CT掃描儀的時間衰減曲線進行積分以得到方程(7)中的分母項。
M.J.K.Blomley和P.1awson的“Bolus DynamicsTheoretical and ExperimentalAspects(推注動態(tài)特性理論和實驗方面)”，The Brit.J.of Radiology，70卷351-359頁，1997年，提出了允許使用以下關(guān)系估計從注射位置到測量位置的血液濃度的幾何觀點 方程(8)其中“質(zhì)量I”或MI是對病人注射的碘的質(zhì)量?！胺逯翟鰪姟笔菑姸鹊姆逯?任意單位，但對于CT研究單位為HU)而“血液量”是注射位置和記錄位置之間的血液量。為了使單位保持正確，必須通過將PeakEnh除以換算系數(shù)25[HU/(mgI/ml)]將HU單位轉(zhuǎn)換成mgI/ml單位。方程(8)的計算允許估計圖7中心肺回路中的血容量。方程(6)和方程(8)之間的差給出系統(tǒng)循環(huán)腔室中的血液值。心肺回路(心、肺和周邊注射室)中的血量可基于解剖數(shù)據(jù)依比例決定或如下估計。
不同于軸向動態(tài)CT掃描中使用由置于降主動脈的一個ROI記錄的時間增強曲線的Feischmann和Hittmair法，在本發(fā)明的若干實施方式中，時間增強曲線從降主動脈和肺動脈產(chǎn)生。這兩種曲線可用于產(chǎn)生對通過肺回路的循環(huán)時間和/或其它心肺參數(shù)的估計。此外，與造影劑外周注射相關(guān)聯(lián)的組織(諸如回流到側(cè)支靜脈和如下所述的其它組織)不會影響對隨后參數(shù)估計的計算。
圖8示出在隨后掃描以產(chǎn)生圖9中時間增強曲線的水平的典型軸向CT圖像。這樣，圖9示出將含鹽和不含鹽的20ml造影劑推注到239磅的64歲女性體內(nèi)之后的動態(tài)CT、時間增強曲線。圖9中第一曲線示出肺動脈干中的增強值，而第二曲線示出來自升主動脈的增強值。肺動脈干增強與右心室中的近似(這樣，造影劑從RV到PA未得到充分稀釋)。因為造影劑再循環(huán)，圖9中的信號不返回到基線，而是偏移與血流中的殘余造影劑成比例的量。再循環(huán)造影劑可造成方程(8)中心輸出量和血量估計的過度。為了考慮再循環(huán)造影劑，可將來自測試推注的造影增強曲線擬合成以下形式的伽嗎函數(shù)C(t)=k(t-t0)ae-(t-t0)b]]>方程(9)其中k、a和b是擬合參數(shù)。該擬合可通過最小二乘技術(shù)進行。所得函數(shù)然后可用于導(dǎo)出心肺系統(tǒng)的參數(shù)估計。待估計的參數(shù)是傳輸系數(shù)kBT和kTB、VRH、VLH、Vlung和通過延遲τ。這些參數(shù)可結(jié)合在矢量θ中(θ＝[kBT，kTB，VRH，VLH，Vlung，τ])。ROI處測得的增強分布是yPA(n)和yDA(n)。yDA(n)處的增強是肺動脈中增強(yPA(n))和參數(shù)矢量θ的函數(shù)-yDA(θ，yPA(n)，n)。參數(shù)估計的目的是對產(chǎn)生最佳地表示病人數(shù)據(jù)的θ的估計。因為在參數(shù)估計中有許多變化和噪聲的源，所以有理由假設(shè)估計誤差是高斯型(Gaussian)。因此最大可能性估計(MLE)可用于用成本函數(shù)(costfunction)導(dǎo)出參數(shù)估計V=12σ2Σi=1N(yDAmeas(n)-yDA(θ^,yPA(n),n))2]]>方程(10)其中 是估計參數(shù)矢量。參數(shù)矢量的最佳估計被定義為θ^=argminθ^Σi=1N(yDAmeas(n)-yDA(θ^,yPA(n),n))2]]>方程(11)參數(shù)估計矢量的方差為cov(θ^)=F-1]]>方程(12)其中F是費舍爾(Fisher)信息矩陣，它具有與V軸成比例且反映參數(shù)估計的潛在不確定性的本征值。
方程(11)的最小化可通過Levenberg-Marquardt算法或其它數(shù)值優(yōu)化技術(shù)進行。所得參數(shù)估計然后可用于產(chǎn)生圖7模型中的預(yù)測增強。為了確定最小化造影劑同時最大化信號增強(同時考慮注射系統(tǒng)的約束)的輸入函數(shù)，可進行數(shù)值約束優(yōu)化以確定圖5中的最佳造影劑注射。
B.模型獨立的識別通常，模型獨立算法主要是數(shù)據(jù)驅(qū)動的，且不需要如上所述的系統(tǒng)的預(yù)先參數(shù)模型。以下描述使用非參數(shù)光譜估算器和參數(shù)建模的模型獨立識別。
非參數(shù)光譜估算器圖10和11示出分別對病人脈沖響應(yīng)函數(shù)htest(n)應(yīng)用直接傅立葉分析(通過64階快速傅立葉變換(FFT))和Welch周期圖的結(jié)果。其中使用矩形窗口的圖10的周期圖揭示了有接近直流的極點。而且，在0.22、0.16、0.12和0.03Hz出現(xiàn)了主導(dǎo)極點。在圖10中，實際數(shù)據(jù)矢量只具有45個點。所顯示的兩種信號是填充有零的-一個是64點，另一個是128點。使用128零填充對分辨率沒有顯著改進。如上所述，在該曲線中存在4個“極點”。較大的DC分量可遮蔽靠近0Hz的另一個極點。還不清楚在0.075Hz附近的凸起是否是極點。信號主峰的時間延遲是一條重要的生理信息-模擬模型零點的原因。
因為Welch周期圖趨于具有更好的分辨率、具有更好的方差特性并通常具有通常比周期圖更好的光譜泄漏(leakage)特性，所以制作了各種Welch周期圖估算器，以用來確定在0.075Hz附近是否出現(xiàn)峰值并用來改進其它極點的分辨率(峰值性)。在圖11中示出的三個結(jié)果如下(i)數(shù)據(jù)矢量具有50％交疊的Bartlett窗口(長度＝64)；(ii)具有50％交疊的Hanning窗口(長度＝64)；以及(iii)具有50％交疊的矩形窗口(長度＝64)。顯而易見的是使用Bartlett和Hanning窗口的估算器會揭示更多細節(jié)。這并不令人驚訝，因為這些窗口減少了可使信號中隱藏的真實信息混淆的光譜泄漏。256階的FFT可用于圖11的光譜以產(chǎn)生更多數(shù)據(jù)點和更平滑的估計。發(fā)現(xiàn)大于256階的FFT并未有意義地改進分辨率。
使用如圖11所示的Bartlett窗口和50％交疊的Welch周期圖揭示了0.075Hz附近的極點(以及其左側(cè)的較小峰)。在該估計中有7個可辨別極點。Bartlett窗口提供足夠的分辨率且并不顯現(xiàn)為衰減較小的極點(與使用Hanning窗口的Welch估算器相比)。顯而易見的是，Welch法更多地揭示了潛在過程的光譜結(jié)構(gòu)。
參數(shù)建模估計適當(dāng)?shù)摹⒒跀?shù)據(jù)的有理模型的方法在理解考慮藥物代謝動態(tài)特性和藥物動態(tài)特性而作出的適當(dāng)假設(shè)中很有用。此外，ARMA模型可用于建立造影劑最佳輸運的控制圖表。圖10和11示出峰和谷，表明更準(zhǔn)確的信號模型可包括極點和零點。
Prony法是估算有限數(shù)據(jù)記錄的ARMA模型系數(shù)的方法。參照M.Hayes的“Statistical Digital Signal Processing and Modeling(統(tǒng)計數(shù)字信號處理和建模)”，New York，New YorkWiley and Sons，1996年，154-177頁，該文獻通過引用結(jié)合于此。Prony法假設(shè)期望模擬的信號是該系統(tǒng)的近似脈沖響應(yīng)-在圖12中圖形化地示出。參照J.H.McClellan的“Parametric Signal Modeling(參數(shù)信號建模)”，Advanced Topics in Signal Processing(Pentice-Hall，Englewood Cliffs，NJ，1998年)的第一章，該文獻通過引用結(jié)合于此。該算法迭代求解就最小二乘而言最小化方程(13)中相關(guān)于輸入信號(脈沖響應(yīng)估計)的最新產(chǎn)生模型的輸出的最佳分子和分母系數(shù)，即方程(14)中的ap和bq(使用Levinson-Durbin遞歸)。
ζLS=Σn=0∞|e′(n)|2]]>方程(13)∂ζLS∂ap(k)=0]]>∂ζLS∂bq(k)=0]]>方程(14)
未知系統(tǒng)的零極點建模的另一方法是是Steiglitz-McBride法，也稱為迭代預(yù)過濾。方程(1)中的分母系數(shù)的初始猜想通過使用Prony法進行。然后進行感興趣的信號與預(yù)先估計的信號模型之間的最小二乘最小化，并迭代地重復(fù)數(shù)次(誤差接近零)。雖然對于Steiglitz-McBride法未發(fā)現(xiàn)普通收斂特性，但可注意到該技術(shù)在10次迭代內(nèi)收斂。參照例如J.H.McClellan的“Parametric Signal Modeling(參數(shù)信號建模)”，Advanced Topics in Signal Processing(Pentice-Hall，Englewood Cliffs，NJ，1988年)的第一章。Steiglitz-McBride法的其它細節(jié)可在Hayes的“StatisticalDigital Signal Processing and Modeling(統(tǒng)計數(shù)字信號處理和建模)”，New York，NewYorkWiley and Sons，1996年154-177頁中找到，該文獻通過引用結(jié)合于此。
圖13示出對于與原始信號相比不同階數(shù)的Steiglitz-McBride法(運行10次迭代)光譜模型估計的曲線。兩種信號之間的均方差(MSE)對于10階或以上降到25以下，表明方程(6)中具有10項或以上的ARMA模型充分表示基礎(chǔ)動態(tài)特性。圖14示出與圖2c的脈沖響應(yīng)數(shù)據(jù)相比用于htest(n)的階數(shù)變化的Steiglitz-McBride估計的時間序列。根據(jù)以上結(jié)果顯而易見的是，含碘造影劑推注的動態(tài)特性可通過光譜分析技術(shù)描述并用ARMA信號建模方法模擬。
再一次地，如上所述的一個或多個生理模型(或者例如由Bae等人提出的任一個模型，或PHYSBE(可從MassachusettsNatick的MathWorks公司購買并例如結(jié)合可從MathWorks公司購買的SIMULIK產(chǎn)品在互聯(lián)網(wǎng)www.mathworks.com/products/demos/simulink/physbe上討論的人體循環(huán)系統(tǒng)經(jīng)典模型))可以是本發(fā)明中使用的數(shù)學(xué)模型。例如，一個或多個已知外部病人變量(例如身高、體重或血壓)可在開始研究前輸入到模型中，以提供對病人脈沖響應(yīng)的初始估計并因此提供對成像注射的響應(yīng)的初始估計。這種初始估計可例如用于在進行測試注射前識別或改進用于描述響應(yīng)曲線的參數(shù)模型或非參數(shù)模型的結(jié)構(gòu)。
在另一實施方式中，例如手臂靜脈的流動路徑或病人脈管系統(tǒng)的多個片段可使用可從MathWorks公司購買的MATLAB、從PennsylvaniaCanonsburg的ANSYS公司購買的ANSYS、從PennsylvaniaPittsburgh的ALGOR公司購買的ALGOR或其它應(yīng)用程序模擬。
病人可任選地進行測試注射，且測得的對測試注射的響應(yīng)可用于導(dǎo)出測得的病人脈沖響應(yīng)。生理模型然后可被調(diào)節(jié)成使預(yù)測的病人脈沖響應(yīng)更接近地匹配測得的病人脈沖響應(yīng)。該方法更為確信定制成像注射將隨時間的流逝產(chǎn)生期望的增強水平過程。提供已知外部變量有助于將模型的調(diào)節(jié)約束于病人，由此改進該模型的擬合。
從通過本發(fā)明的模型確定的病人脈沖估計中的測試注射信息的改進已經(jīng)足夠，使得在成像注射期間不需要進一步的模型更改，并且成像注射在從注射開始到結(jié)束計算時進行?；蛘撸藴y試注射更改之外，或代替測試注射，在成像注射期間，來自一個或多個感興趣部位的測量增強數(shù)據(jù)和/或比如心率的其它病人數(shù)據(jù)可用于在成像注射期間更改模型的預(yù)測。該更改因此可用于在給定注射的同時確定成像注射協(xié)議/參數(shù)中的變化，以在一個或多個感興趣部位中更好地實現(xiàn)隨時間流逝的期望增強過程。
諸如心率或呼吸率的病人參數(shù)可在掃描過程中例如因為病人緊張或不適的增加而變化。因此，從掃描儀或獨立監(jiān)視器取回心率或其它信息以及使用這種信息依比例決定注射將更為有利。
在一些醫(yī)療過程中，需要在兩個或以上的身體部位中具有不同增強水平。一個示例是冠狀動脈可視化，其中期望在冠狀動脈中具有高對比度而同時在右心室中具有中等對比度(并且在左心室中達到可能的對比度)，使得室壁運動和動脈內(nèi)腔直徑可因濃縮造影劑流進右心室而在一次掃描中可視化卻無偽像。此外，在對癌癥轉(zhuǎn)移的肝臟掃描中，可期望造影劑的血液水平穩(wěn)步增加而非固定在一定水平，從而可以看到血管增加(hyper vascular)或減少腫瘤與正常肝臟組織相比具有增強或減弱的造影劑水平。期望的斜率可根據(jù)預(yù)期的癌癥類型來選擇。此外，對于一些肝臟成像研究，期望造影劑的動脈血液水平在肝門后期(later portal hepatic phase)降低。該結(jié)果目前可通過進行短暫成像注射實現(xiàn)。然而，由于病人的差異，造影增強水平和造影劑到達時間兩者不能被很好控制，并產(chǎn)生非最佳圖像。
為了在多個感興趣部位實現(xiàn)期望的固定或隨時間而變化的增強水平，如果在時間上足夠分開則可使用各種分析方法。然而，如果期望增強水平過度約束該系統(tǒng)，則諸如傅立葉變換的分析方法或本文中其它部分提及的方法可能會碰上困難。在這些情形中，可期望使用在數(shù)學(xué)或計算機領(lǐng)域中公知的優(yōu)化器或解算器。一個示例是考察預(yù)測增強與期望增強在所選時段上的均方差。該方法具有增強水平只需要在成像時間內(nèi)定義的優(yōu)點，而一些分析方法需要增強水平在整個研究時段上定義，包括上升和下降時間。
可使用的一個解算器示例是由奧斯丁的德克薩斯大學(xué)的Leon Lasdon和克里夫蘭州立大學(xué)的Allan Waren開發(fā)的廣義簡約梯度(GRG2)非線性優(yōu)化編碼。它在微軟Excel和MATLAB中可用。也可編程或購買其它語言的解算器。
解算器也可設(shè)置有比如最小流速、最大流速、有限數(shù)目的流速拐點、有限數(shù)目的穩(wěn)定流速、或流速的最大變化速率的其它約束。這些約束可從注射器操作限制、病人安全限制或其它實際或便利限制導(dǎo)出。然后，確定在其它約束內(nèi)最佳地符合期望造影劑水平的注射分布。解算器尤其適用于時域中的去卷積和卷積法。它可用于例如根據(jù)測試注射找到病人脈沖響應(yīng)，然后使用該病人脈沖響應(yīng)和期望增強水平找到最佳注射分布。
本文中描述的裝置、方法和系統(tǒng)很容易用計算機實現(xiàn)。輸入到本發(fā)明的裝置、方法和系統(tǒng)的模型中的數(shù)據(jù)可來自例如操作人員、醫(yī)院信息系統(tǒng)、掃描儀或成像裝置、注射器、和/或一個或多個監(jiān)視裝置。數(shù)據(jù)可任選地在(i)測試注射之前、(ii)測試注射期間和/或之后、和/或(iii)在成像注射期間和/或之后提供。數(shù)據(jù)可自動提供給計算機或由操作人員輸入。輸出的示例包括用于成像裝置或掃描儀和用于造影劑注射器的定時或操作參數(shù)。這些輸出可任選地自動在相應(yīng)裝置之間通信、自動通信并由操作人員確認或更改，或者由操作人員讀取、確認或更改并傳輸以輸入到適當(dāng)裝置。自動通信路徑可涉及多個定制或工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)通信協(xié)議的任一個。手動路徑可包括為準(zhǔn)確和/或記錄保持起見打印注射或掃描儀參數(shù)或協(xié)議。注射器、掃描儀和/或其它設(shè)備之間的通信在例如授讓給本發(fā)明受讓人的美國專利No.6,397,098中描述，該專利通過引用結(jié)合于此。適用于本發(fā)明的一個協(xié)議示例是例如在ISO11898中描述的控制器自動網(wǎng)絡(luò)(CAN)。成像裝置(掃描儀)的成像系統(tǒng)和注射器也可通過操作人員通信。這樣，成像裝置可例如建立模型并在顯示裝置上輸出注射分布。操作人員然后可將注射分布輸入到注射器中。
本發(fā)明的裝置、系統(tǒng)和方法的算法和模型可例如在用一個或多個計算機實現(xiàn)的一個或多個計算機程序中實施。適用于本發(fā)明的示例計算機語言或環(huán)境包括但不限于Excel、Visual Basic、Matlab、C++和由阿拉巴馬州Huntsville的AegisTechnologies Group制作的ACSL。實現(xiàn)本發(fā)明程序的計算機可以是例如成像裝置的一部分、注射器的一部分、或成像系統(tǒng)的一附加元件?；蛘撸鄠€操作可分布在與兩個或多個裝置關(guān)聯(lián)的計算機之間。
圖15A示出手臂靜脈和通向心臟的靜脈的總圖。圖15B示出手臂靜脈解剖結(jié)構(gòu)的若干變化。顯而易見的是，在分叉之下注射的液體可采用一條以上的路徑到達心臟。這些路徑可具有不同的長度和阻力，從而導(dǎo)致不同的傳輸時間。圖16A和17A示出在4.5ml/s下20ml的測試注射以及隨后的4.5ml/s下至少60ml的鹽水注射之后兩個不同病人的肺動脈(PA)增強。圖16A中病人1的增強曲線示出單個峰，表明造影劑采用單條路徑或具有相似傳輸時間的多個路徑。圖17A中病人2的增強曲線示出因造影劑采用具有不同傳輸時間的路徑而產(chǎn)生的兩個可分辨峰。為了說明這個，腔室模型的一個實施方式(例如如圖7所示)可包括具有不同容積和不同流速的兩個平行腔，以允許對圖17A的曲線更準(zhǔn)確地建模。圖16B和17B示出對于同樣的兩個病人的升主動脈(AA)增強曲線。病人2的雙峰已經(jīng)通過在肺中傳輸而平滑。因此如果只進行AA測量，正確模擬手臂流的能力將損失。
如上所述，本文中描述的許多裝置、系統(tǒng)和/或方法使用測試注射來確定關(guān)于病人對藥物注射的響應(yīng)的信息。對于許多模型，測試注射可具有任意分布，只要該分布為已知即可。對于一些藥物，流速和量足夠低以致于測試注射不會擾動或改變靜脈中血液的流速。這表示該藥物很快減速到血流速，并以血流速度運送到中央脈管系統(tǒng)。使用用于成像的X-射線造影劑，流速和量通常足夠高(每秒若干毫升)以致發(fā)生顯著的擾動。在這種情形中，一旦造影劑的注射變慢或停止，仍在外周脈管系統(tǒng)中流動的造影劑就會消耗其動量并減速，因為它此時只受血液和減速造影劑流(如果存在)的驅(qū)動。為了克服這些，造影劑的測試注射可在恒定流速下進行，并隨后以同樣的流速注射若干秒的例如鹽水的非造影增強液，以將造影劑驅(qū)出外周脈管系統(tǒng)。圖18A和18B示出對于兩個病人在不包含沖洗液的情況下發(fā)生的流量減小和總有效量減少的示例。注射編程流主要是用鹽水沖洗實現(xiàn)的，因為所有造影劑被鹽水沖洗從外周脈管系統(tǒng)排出。就病人A而言，對于不用鹽水沖洗的注射，到達中央脈管系統(tǒng)的有效量僅為所注射的17ml中的13.5毫升。而且注射在僅3秒后開始減小，并延長到13秒。就病人B而言，對于不用鹽水沖洗的注射，有效量是17ml中的15ml，但是從未達到實際流速。因此，最佳測試推注可被定義成具有恒定體積流速的推注，其中藥物或活性成分的濃度如所編程的一樣變化(例如矩形脈沖、高斯形、或任意波形)，包括活性成分的濃度為零之后若干秒的流量。
在一些情形中，進行兩次或多次的測試注射是有用的，一次不用沖洗液體而另一次用沖洗液體。使用一次以上的測試注射給出關(guān)于在確定最佳成像注射參數(shù)時提供信息的末端靜脈引流的指示。
一些病人具有能注射的中心靜脈導(dǎo)管或PICC線(外周插入的中心導(dǎo)管)，從而造影劑不必在分支終端脈管系統(tǒng)中流動。在一些情形中，這在一定程度上簡化了建模并加速了造影劑傳輸。在這些情形中，由于其行為已知，導(dǎo)管可明確地模擬。本發(fā)明的所有實施方式適于在各種注射位置操作，并且其中一些可允許在一個位置進行測試注射并在一不同位置進行成像注射。
在成像注射期間，造影劑分子的流速(毫克/秒)可通過三種方式影響。第一，恒定濃度造影劑的體積流速(ml/S)可改變。第二，在以毫升每秒為單位的體積流速保持恒定的同時可改變造影劑中活性成分的濃度(造影劑分子的量，mg/ml)。第三，體積流速和濃度兩者都可變化。第一種選擇可通過簡單的注射系統(tǒng)只使用一種液體實現(xiàn)。這具有上述的困難已經(jīng)在病人手臂中的造影劑流會隨著進入造影劑流的減小或增加而減小或增加。恒定流下造影劑的稀釋較佳地改變流速或速度，因為這保持了用模型或算法已經(jīng)或正在捕捉的“驅(qū)動流”。該性能對例如美國專利No.5,840,026、6,385,483和5,494,036中的藥物注射器是可能的，這些專利通過引用結(jié)合于此?？蓮馁e夕法尼亞州匹茲堡的Medrad公司購得的STELLANT注射器可以例如用于實現(xiàn)鹽水和造影劑兩者的高壓高流速。第三種選擇在實際中可較佳，因為它允許在需要時有高于通常的3-5ml/S的較高流速，例如6-10ml/S。該第三種選擇也允許流速減小到更適度以及稍微更安全的流速。然而，如果造影劑流需要在例如3ml/S的下限以下，則這個結(jié)果可通過稀釋實現(xiàn)以保持將造影劑排出外周靜脈循環(huán)的恒定驅(qū)動。
通過具有隨時間減小的初始較高流速，溢出被忽視的幾率得到減小。護士可例如在前幾秒內(nèi)觸診注射位置。如果對于較高初始流量未發(fā)生溢出，則它不可能在較低流速下發(fā)生?；蛘?，溢出探測器對因高流量下的溢出而產(chǎn)生的更快信號更加敏感，并因此更有可能在溢出發(fā)生時停止注射。
一附加實施方式可利用包括內(nèi)腔或中心腔和外腔的同心導(dǎo)管，諸如結(jié)合授讓給本發(fā)明受讓人的序列號No.10/821,210的美國專利申請(公開美國專利申請No.2004/025452)的圖11A-11C所公開的，該申請通過引用結(jié)合于此。該導(dǎo)管的兩個腔可排列成來自外腔的流基本上圍繞來自內(nèi)腔的流。在其中成像造影劑比血液或鹽水更加粘稠的情形中，成像造影劑可通過中心腔輸送而鹽水或非增強液可在外腔中輸送。這有助于減小推動造影劑通過外周靜脈并進入中央靜脈系統(tǒng)所需的壓力。如在本文中所述，造影劑和非造影劑可按需調(diào)節(jié)，以在造影劑分子輸送速率變化時保持外周脈管中的恒定體積流。該同心導(dǎo)管也可有益地通過魯爾適配器(luer adapter)連接到PICC線或中心導(dǎo)管線，以在鹽水流內(nèi)提供造影劑流，這減小了PICC或中心導(dǎo)管線中的壓降。
如果測試注射在其結(jié)束時包括非增強液的注射，則注射器必須“記得”并解決任何所用連接器管道和中心導(dǎo)管將填充有非造影增強液。類似地，當(dāng)首先為病人準(zhǔn)備注射器時，注射器和病人之間的連接器管道可填充有造影劑或鹽水，且該注射器需要解決這個。否則將出現(xiàn)造影劑的非期望早到達或晚到達，且得到的脈沖響應(yīng)或模型適用性將不準(zhǔn)確。不解決這些在成像注射期間作出適應(yīng)性響應(yīng)的算法中尤其成問題。
期望圖像強度數(shù)據(jù)合理地準(zhǔn)確且可重復(fù)。然而，許多因素可影響圖像重構(gòu)算法和產(chǎn)生霍斯菲爾德單位的2D圖像的過程的絕對準(zhǔn)確度。例如KV(電子管上的千伏電壓)、FOV(視場)、工作臺高度和重構(gòu)算法是影響CT中精度的已知變量。因此，期望使用相容重構(gòu)算法和其它變量集。然而，使用現(xiàn)代掃描儀，存在許多使成像變量在掃描過程中變化的自動劑量減少方法。此外，使用ECG選通(gating)，重構(gòu)算法可逐片地改變。曾經(jīng)克服該可變性的方法可根據(jù)定量CT(QCT)改編。骨無機質(zhì)標(biāo)準(zhǔn)或校準(zhǔn)模型(phantom)被置于具有病人的掃描儀中，如GE Lunar公司的宣傳冊SL172E 7/01(版權(quán)2001)中所述，其公開內(nèi)容通過引用結(jié)合于此。該方法允許將重構(gòu)的霍斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換成絕對霍斯菲爾德單位。第二種方法是使用病人的脂肪、骨胳和/或肌肉組織而非校準(zhǔn)標(biāo)準(zhǔn)中感興趣的外部部位。該方法僅在一些情形中有效，因為這些組織僅在造影劑到達該組織之前是恒定霍斯菲爾德單位。例如，它可能在感興趣的成像目標(biāo)或部位是肺、心或大脈管并使用諸如脊柱和食道的組織時有效。將病人組織用于校準(zhǔn)的的這種使用對測試注射或在成像注射開始時比對成像注射的中后期更實用。
QCT標(biāo)準(zhǔn)可例如建立在病人支承臺、臺上的襯墊和/或掃描儀臺架中、或成為它們的一部分。它不必是具體的模型結(jié)構(gòu)，例如通常用于構(gòu)建病人病床的鋁、碳環(huán)氧樹脂和泡沫材料就足夠，只要它們一致地衰減X-射線即可。在標(biāo)準(zhǔn)總在圖像特定位置的這些情形中，重構(gòu)算法可自動訪問標(biāo)準(zhǔn)值并校正病人圖像。QCT標(biāo)準(zhǔn)也可以在不出現(xiàn)在病人圖像上的區(qū)域中。
即使如上所述地改進精度，由于X-射線的統(tǒng)計吸收，在霍斯菲爾德單位校準(zhǔn)中仍然存在噪聲。使用盡可能大的感興趣部位來減小或最小化該效應(yīng)。高頻變化或噪聲趨于達到平均。也可應(yīng)用更復(fù)雜的面積計算方法。另一方法是將曲線擬合于相對時間的霍斯菲爾德單位的測量值。通常使用的曲線是伽嗎變量曲線。也可使用多項式曲線。這平滑了噪聲并在實際測量之間的時間提供對增強的估計。圖16A-17B的測量曲線表示脈管中ROI(感興趣部位)的平均值加一個標(biāo)準(zhǔn)偏差并減去一個標(biāo)準(zhǔn)偏差。
用于改進準(zhǔn)確度的另一方法是將該模型擬合于連續(xù)的感興趣部位。在一個CT片中，有可能對若干不同部位成像，例如左心室、肺組織、右心室和降主動脈。如果在造影劑流過不同部位時將該模型擬合于霍斯菲爾德單位增強，則可實現(xiàn)如上結(jié)合圖16A-17B所述的更準(zhǔn)確擬合。這可潛在地最有效地應(yīng)用于基于生理的模型，因為該模型通常是容易分離的、并提供對感興趣的生理可分辨部位的預(yù)測增強的方法。
本文所述的本發(fā)明若干實施方式主要涉及實現(xiàn)霍斯菲爾德單位的期望圖像造影劑病人響應(yīng)。期望圖像造影劑病人響應(yīng)的實例是如有時血管成像所期望的相對恒定或平坦的增強、如對肝臟轉(zhuǎn)移性癌癥檢測有用的連續(xù)上升的血液造影劑水平、以及允許門靜脈期(portal venous phase)肝臟成像的上升然后下降的造影劑水平。然而，本發(fā)明便于實現(xiàn)醫(yī)生作診斷所需的通常任意增強分布，諸如功能成像或灌注映射。
此外，增強在具體時間段發(fā)生。因為進行分析的方法，時間零點是任意的。在一實施方式中，期望增強被限定在離0足夠遠的時刻，其中注射在0時刻之后相當(dāng)長時間才需開始。例如，增強可選擇成在100秒達期望水平。然后，一旦對病人優(yōu)化或構(gòu)建模型，則該模型將預(yù)測成像注射的開始時間，例如70秒。在使用時，注射開始與期望增強開始之間的差值被用于確定掃描延遲，在本示例中為30秒。一旦一切就緒，注射器就啟動(從注射器、掃描儀或設(shè)備的第三部分)，且30秒后掃描儀開始執(zhí)行經(jīng)編程的掃描系列(再次地，由注射器、掃描儀或設(shè)備的第三部分觸發(fā))。
本發(fā)明的許多實施方式都與基于測試注射成像或圖像注射成像進行的對病人模型的調(diào)節(jié)、更改或更新相關(guān)地描述(參見例如圖19A和19B)。此外，普通病人模型或多病人模型可基于一個或多個病人的結(jié)果調(diào)節(jié)、更改或更新，以用于其它病人。如果所實現(xiàn)的實施方式不使用測試注射或注射參數(shù)的實時調(diào)節(jié)，則這將尤其適用。在該情形中，所使用的病人具體參數(shù)在開始成像之前全部已知，并可包括例如疾病狀態(tài)、身高、體重、近似心輸出量(正常、缺乏、不足)以及其它通常可知的參數(shù)。
本發(fā)明的典型實施方式主要與CT成像的各種實施方式相關(guān)地描述。然而，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)該理解本發(fā)明的裝置、系統(tǒng)和方法易于用來(經(jīng)更改或無需更改)在所有其它成像裝置和方法中允許改進最佳劑量，包括例如磁共振成像、超聲成像、X-射線透視、正電子發(fā)射斷層掃描和各種光成像裝置。為了在除了CT成像的其它成像過程中使用，對本發(fā)明的任何更改都在本領(lǐng)域技術(shù)人員的技術(shù)范圍內(nèi)。
各種藥物可從本發(fā)明的應(yīng)用中受益。這包括但不限于離子、非離子、二聚物和血池造影劑。也包括在內(nèi)的是生理活性藥物，尤其是具有短半衰期的那些。兩個或多個不同或類似的模型可在同一診斷過程中與兩個或多個不同藥物一起使用，例如CT、MR或超聲的成像造影劑與用于心臟壓力成像的多巴酚丁胺(dobutamine)相結(jié)合。
成像或圖像增強水平是來自“傳感器”輸出的示例。適用于本發(fā)明的其它傳感器在美國專利No.5,840,026和6,385,483中列出，這兩個專利通過引用結(jié)合于此。其它傳感器涉及其它生理參數(shù)，例如諸如化學(xué)治療的藥物血液水平或諸如血葡萄糖或溶解血塊分子的藥物產(chǎn)物的血中濃度。適用于本發(fā)明的其它傳感器示例包括但不限于EEG(腦電圖)、肌肉響應(yīng)傳感器或特定神經(jīng)束活性水平傳感器。
在一些成像裝置中，目的是為了將造影增強水平保持比幾秒更長的時間。一個示例是超聲成像。這些造影劑藥物是常規(guī)血池劑，表示它們滯留在血管中且不擴散到血管外或細胞內(nèi)的空間。因此，所導(dǎo)出的數(shù)學(xué)模型與導(dǎo)出用于CT中的數(shù)學(xué)模型在細節(jié)上不同，但是本文所公開的裝置、系統(tǒng)和方法依然有用并且適用。
當(dāng)對病人開發(fā)一個模型時它被記錄并保存，使得它成為隨后模型的基礎(chǔ)。有時這可以消除隨后的測試，例如消除對測試注射的需要。此外，它能增加模型的準(zhǔn)確度。此外，記錄并保存測試掃描測量值或圖像有助于以后掃描的模型建立。
假定模型/病人傳輸函數(shù)被識別(例如具有方程(1)的形式)，可嘗試求解將產(chǎn)生期望輸出(即感興趣解剖部位中的期望造影增強水平)的輸入信號。假設(shè)一線性時間恒定系統(tǒng)(也是因果或穩(wěn)定的)，離散時間(或采樣)系統(tǒng)的輸入-輸出關(guān)系是 方程(15)其中算子 是離散傅立葉逆變換。因為該系統(tǒng)被假設(shè)成線性、時間恒定且因果的，所以在右側(cè)求和內(nèi)的項可被互換，使得輸入-輸出關(guān)系也可寫成y(n)=Σm=0nh(m)^x(n-m)]]>方程(16)H(z)項通過如上所述的病人/藥物系統(tǒng)的預(yù)先建模來計算、通過對在少量藥物注射的系統(tǒng)的簡短問診過程中收集的數(shù)據(jù)運算的系統(tǒng)識別技術(shù)來計算、或使用兩種方法的組合來計算。假設(shè)無噪聲測量，方程(15)可重寫成線性代數(shù)方程y‾=H‾‾·x→]]>方程(17)其中 是長×1的列向量， 是描述對長度為N(假設(shè)M＝N)的識別模型的系統(tǒng)響應(yīng)的輸入的值的列向量。矩陣 是下三角托布里茲(Toeplitz)矩陣，具有以下結(jié)構(gòu)H==h^(1)000h^(2)h^(1)00..h^(2)h^(1)0.h^(M)h^(M-1)...h^(1)]]>方程(18)給定期望輸出( 向量)和表示成方程(18)形式的托布里茲矩陣 為向量 (輸入)求解方程(17)的一種方法是找到使成本函數(shù)最小化的向量x(稱為線性最小二乘問題)J(x‾)=12||y‾-H‾‾x‾||2=12(y‾-H‾‾x‾)T(y‾-H‾‾x‾)]]>方程(19)方程(19)中的成本函數(shù)在其梯度等于零時實現(xiàn)其全局最小化。一個公知的結(jié)果是向量x可求解成x‾=(H‾‾TH‾‾)-1H‾‾Ty‾=H‾‾+y‾]]>方程(20)其中 是摩爾-彭諾斯(Moore-Penrose)偽逆矩陣(pseudo-inverse)。方程(20)是當(dāng)H的行秩超過列秩時對超定情形的通解。當(dāng) 的行秩和列秩相等(并因此是方矩陣)時，方程(19)的解是x‾=H‾‾-1y‾]]>方程(21)其中H的逆陣可通過許多技術(shù)計算(具有選主元的高斯削元、單值分解等)。顯然，如果模型的脈沖響應(yīng) 矩陣不可逆(由于奇點或由于噪聲而條件變差)，則不能確定可實現(xiàn)期望輸出的可靠輸入信號。這是直觀上令人滿意的調(diào)節(jié)，因為如果方程1的系統(tǒng)不可逆則線性、時間恒定和因果性的條件不再受到強制(或者真實過程不能用這些假設(shè)近似)。值得注意的是，顯著的噪聲和/或模型不確定性可導(dǎo)致方程(21)的數(shù)值解中的較大偏差。
也可使用受約束去卷積解(公式化成受約束優(yōu)化問題的規(guī)則去卷積)，其中最小化的表達形式(DeNicolao G.1997)如下minw≥0(y-Hu)TB-1(y-Hu)+γuTFTFu]]>方程(21)方程(21)不具有閉式(closed-form)解，所以它必須通過迭代技術(shù)求解。H矩陣是脈沖系數(shù)的下三角托布里茲矩陣-它可通過系統(tǒng)識別法或通過簡單地插入從測試注射成像的時間增強曲線的值而確定。y項表示期望輸出而u是控制。方程21中第二項表示解決測量中噪聲破壞和不確定性的手段。矩陣F表示在其對角線上具有噪聲協(xié)方差估計的“遺忘”因子。方程(21)可以例如實用加權(quán)最小二乘數(shù)值優(yōu)化和/或多重目標(biāo)受約束優(yōu)化技術(shù)求解。
雖然本發(fā)明已結(jié)合上述實施方式和/或示例進行了詳細描述，但是應(yīng)該理解這種細節(jié)是說明性而非限制性的，而且本領(lǐng)域技術(shù)人員可進行變化而不背離本發(fā)明。本發(fā)明的范圍由所附權(quán)利要求書而非以上描述指示。落在各權(quán)利要求的等效方案的含義和范圍內(nèi)的所有變化和改變都被包括在其范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種使用注射器系統(tǒng)將造影增強液輸送給病人的方法，包括基于病人具體數(shù)據(jù)確定所述病人的至少一個病人傳輸函數(shù)，所述至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出；確定期望時間增強輸出；使用所述至少一個病人傳輸函數(shù)來確定注射過程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過程輸入來控制所述注射器系統(tǒng)。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述注射過程輸入是通過考慮所述注射器系統(tǒng)的至少一個操作限制或約束而確定的。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人傳輸函數(shù)是通過使用包括與所述病人生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型而確定的。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，所述系統(tǒng)識別模型是可離散化的。
5.如權(quán)利要求3所述的方法，還包括以下步驟使用對所述病人的至少一個生理參數(shù)的估計形成一初始病人傳輸函數(shù)；進行注射；以及基于所述注射的至少一個時間增強輸出修正所述病人傳輸函數(shù)。
6.如權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，至少一個病人生理參數(shù)根據(jù)所述至少一個時間增強輸出測量得到。
7.如權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，所述注射是診斷成像過程之前進行的測試注射。
8.如權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，因所述測試注射產(chǎn)生的時間增強輸出是對至少兩個感興趣部位測量得到的。
9.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，所述時間增強輸出之間的差提供至少一個病人生理參數(shù)的量度。
10.如權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心肺系統(tǒng)的參數(shù)。
11.如權(quán)利要求10所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項或通過延遲。
12.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，第一時間增強輸出是在升主動脈或降主動脈中測量得到的，而第二時間增強輸出是在肺動脈干中測量得到的。
13.如權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于，第一時間增強輸出是在升主動脈或降主動脈中測量得到的，而第二時間增強輸出是在肺動脈干中測量得到的。
14.如權(quán)利要求13所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項或通過延遲。
15.如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人傳輸函數(shù)通過以下步驟確定收集與因所述液體的注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型。
16.如權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉變換而確定的。
17.如權(quán)利要求15所述的模型，其特征在于，所述模型是參數(shù)模型。
18.如權(quán)利要求17所述的方法，其特征在于，所述模型是移動平均或自回歸移動平均的。
19.如權(quán)利要求17所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型假設(shè)線性和時間恒定。
20.如權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述模型是通過光譜估算技術(shù)確定的非參數(shù)模型。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其特征在于，所述光譜估算技術(shù)是Welch法、Bartlett法、多信號分類(MUSIC)法或周期圖法。
22.如權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述數(shù)據(jù)在成像注射之前的至少一次測試注射期間收集。
23.如權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人傳輸函數(shù)用在所述成像注射期間收集的數(shù)據(jù)更新。
24.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人傳輸函數(shù)用在所述成像注射期間收集的數(shù)據(jù)更新。
25.如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人傳輸函數(shù)至少部分地基于至少一次注射確定。
26.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于，所述至少一次注射是在診斷成像過程之前進行的測試注射。
27.如權(quán)利要求26所述的方法，其特征在于，所述測試注射包括造影劑注射以及之后的非造影劑注射。
28.如權(quán)利要求27所述的方法，其特征在于，所述非造影劑以與在所述非造影劑注射之前的造影劑流速基本上相同的體積流速注射。
29.如權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述非造影劑是鹽水。
30.如權(quán)利要求26所述的方法，其特征在于，進行一次以上的測試注射。
31.如權(quán)利要求30所述的方法，其特征在于，一次測試注射只包括造影劑注射，而另一次測試注射包括造影劑注射以及隨后的非造影劑注射。
32.如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述注射過程輸入通過使用解析解或使用數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來確定。
33.如權(quán)利要求32所述的方法，其特征在于，所述數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)是加權(quán)最小二乘數(shù)值優(yōu)化。
34.如權(quán)利要求32所述的方法，其特征在于，所述注射過程輸入被優(yōu)化成使輸送給所述病人的所述造影增強液中造影增強劑的質(zhì)量最小化。
35.如權(quán)利要求35所述的方法，其特征在于，所述造影增強劑是碘、氙或釓。
36.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述造影增強液是CT造影增強液、MRI造影增強液、超聲增強成像液體或放射性造影增強液。
37.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，至少兩個病人傳輸函數(shù)被確定，且所述注射過程輸入基于所述病人傳輸函數(shù)之一確定。
38.如權(quán)利要求37所述的方法，其特征在于，第一病人傳輸函數(shù)通過使用包括與所述病人生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型確定，而第二病人傳輸函數(shù)通過使用通過收集與因注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)而確定的數(shù)學(xué)模型來確定，所述數(shù)學(xué)模型描述所述數(shù)據(jù)。
39.如權(quán)利要求37所述的方法，其特征在于，對哪個病人傳輸函數(shù)提供給定輸入與結(jié)果輸出之間的最佳關(guān)聯(lián)作出確定。
40.一種從一成像過程確定至少一個病人生理參數(shù)的方法，包括以下步驟對至少兩個不同的感興趣部位測量時間增強輸出，以及確定所述時間增強輸出之間的至少一個差以提供所述至少一個病人生理參數(shù)的量度。
41.如權(quán)利要求40所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心肺系統(tǒng)的參數(shù)。
42.如權(quán)利要求41所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項或通過延遲。
43.如權(quán)利要求40所述的方法，其特征在于，第一時間增強輸出是在升主動脈或降主動脈中測量得到的，而第二時間增強輸出是在肺動脈干中測量得到的。
44.如權(quán)利要求43所述的方法，其特征在于，所述至少一個病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項或通過延遲。
45.一種向病人輸送液體的注射器系統(tǒng)，包括注射器和與所述注射器通信連接的控制器，所述控制器包括基于病人具體數(shù)據(jù)對所述病人確定的至少一個病人傳輸函數(shù)，所述至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出，所述控制器包括處理器，以使用所述至少一個病人傳輸函數(shù)對期望時間增強輸出確定注射過程輸入。
46.如權(quán)利要求45所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述注射器過程輸入通過考慮所述注射器約束的至少一個操作限制來確定。
47.如權(quán)利要求45所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述注射器過程輸入通過使用解析解或數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來確定。
48.如權(quán)利要求47所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)是加權(quán)最小二乘數(shù)值優(yōu)化。
49.如權(quán)利要求47所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述注射過程輸入被優(yōu)化以使輸送給病人的造影增強液中造影增強劑的質(zhì)量最小化。
50.如權(quán)利要求45所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述造影增強劑是碘、氙或釓。
51.如權(quán)利要求45所述的注射器系統(tǒng)，其特征在于，所述造影增強液是CT造影增強液、MRI造影增強液、超聲增強成像液體或放射性造影增強液。
52.一種對藥物液體在病人體內(nèi)的傳播建模的方法，包括收集與因所述液體的注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定即可。
53.如權(quán)利要求52所述的方法，其特征在于，所述液體是用于成像過程中的造影劑，且所收集的所述數(shù)據(jù)對應(yīng)于因所述造影劑的注射產(chǎn)生的時間增強輸出。
54.如權(quán)利要求53所述的模型，其特征在于，所述模型是參數(shù)模型。
55.如權(quán)利要求54所述的方法，其特征在于，所述模型是移動平均或自動回歸移動平均的。
56.如權(quán)利要求54所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型假設(shè)線性和時間恒定。
57.如權(quán)利要求53所述的方法，其特征在于，所述模型是通過光譜估算技術(shù)確定的非參數(shù)模型。
58.如權(quán)利要求57所述的方法，其特征在于，所述光譜估算技術(shù)是Welch法、Bartlett法、多信號分類(MUSIC)法或周期圖法。
59.如權(quán)利要求53所述的方法，其特征在于，數(shù)據(jù)是在成像注射之前的至少一次測試注射期間收集的。
60.如權(quán)利要求53所述的方法，其特征在于，所述模型用在所述成像注射期間收集的數(shù)據(jù)更新。
61.如權(quán)利要求59所述的方法，其特征在于，所述測試注射包括造影劑注射以及隨后的非造影劑注射。
62.如權(quán)利要求61所述的方法，其特征在于，所述非造影劑以與在注射所述非造影劑之前的造影劑流速基本上相同的體積流速注射。
63.如權(quán)利要求62所述的方法，其特征在于，所述非造影劑液體是鹽水。
64.如權(quán)利要求59所述的方法，其特征在于，進行一次以上的測試注射。
65.如權(quán)利要求64所述的方法，其特征在于，一次測試注射只包括造影劑注射，而另一次造影劑注射包括造影劑注射以及隨后的非造影劑液體注射。
66.一種在療學(xué)過程中使用注射器控制藥物液體注射到病人體內(nèi)的方法，包括收集與因所述液體的注射產(chǎn)生的病人響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個數(shù)學(xué)模型，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積確定的即可；以及在所述醫(yī)療過程中控制所述注射器以控制所述液體注射到所述病人體內(nèi)，以至少部分地基于所述數(shù)學(xué)模型建立病人響應(yīng)。
67.如權(quán)利要求66所述的控制方法，其特征在于，所述醫(yī)療過程是使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過程，且所收集的數(shù)據(jù)對應(yīng)于因所述造影劑的注射產(chǎn)生的時間增強曲線，且所述注射器被控制以控制所述造影劑注射到所述病人體內(nèi)，以至少部分地基于所述數(shù)學(xué)模型建立感興趣部位的圖像。
68.如權(quán)利要求67所述的模型，其特征在于，所述模型是參數(shù)模型。
69.如權(quán)利要求68所述的方法，其特征在于，所述模型是移動平均或自動回歸移動平均的。
70.如權(quán)利要求69所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型假設(shè)線性或時間恒定。
71.如權(quán)利要求67所述的方法，其特征在于，所述模型是通過光譜估算技術(shù)確定的非參數(shù)模型。
72.如權(quán)利要求71所述的方法，其特征在于，所述光譜估算技術(shù)是Welch法、Bartlett法、多信號分類(MUSIC)法或周期圖法。
73.如權(quán)利要求67所述的方法，其特征在于，數(shù)據(jù)在成像注射之前的至少一次測試注射期間收集。
74.如權(quán)利要求73所述的方法，其特征在于，所述模型使用在所述成像注射期間收集的數(shù)據(jù)更新。
75.如權(quán)利要求73所述的方法，其特征在于，所述成像注射包括造影劑注射以及隨后的非造影劑注射。
76.如權(quán)利要求75所述的方法，其特征在于，所述非造影劑以與所述非造影劑注射之前的造影劑流速基本上相同的體積流速注射。
77.如權(quán)利要求76所述的方法，其特征在于，所述非造影劑是鹽水。
78.如權(quán)利要求73所述的方法，其特征在于，進行一次以上的測試注射。
79.如權(quán)利要求78所述的方法，其特征在于，一次測試注射只包括造影劑注射，而另一次測試注射包括造影劑注射以及隨后的非造影劑注射。
80.如權(quán)利要求67所述的方法，其特征在于，在所述成像過程中所述注射器也至少部分地基于有關(guān)所述病人響應(yīng)的信息而受到控制。
81.如權(quán)利要求67所述的方法，其特征在于，所述注射器也至少部分地基于關(guān)于所述病人的至少一個測量生理變量而受到控制。
82.如權(quán)利要求81所述的方法，其特征在于，所述測量生理變量用于改變所述數(shù)學(xué)模型的輸出。
83.如權(quán)利要求67所述的方法，其特征在于，所述控制所述注射器的步驟包括在一時刻開始注射所述造影劑，且在至少部分地基于所述數(shù)學(xué)模型確定的第二時刻開始感興趣部位的圖像掃描。
84.如權(quán)利要求83所述的方法，其特征在于，所述第二時刻基于對達到由所述數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強水平的時刻預(yù)測而確定。
85.一種注射系統(tǒng)，包括注射器；以及與所述注射器有效通信以控制所述注射器的注射器控制器，所述注射器控制器基于至少一個數(shù)學(xué)模型控制液體的注射，所述數(shù)學(xué)模型通過收集與因所述造影劑注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散傅立葉去卷積而確定的即可。
86.如權(quán)利要求85所述的注射系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器包括含有至少一個處理單元和至少一個存儲器的計算機，所述存儲器將確定所述數(shù)學(xué)模型的計算機程序存儲其中。
87.一種在使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過程中使用注射器來控制造影劑注射到病人體內(nèi)的方法，包括確定至少一個數(shù)學(xué)模型以預(yù)測因所述造影劑注射產(chǎn)生的時間增強響應(yīng)；確定一注射協(xié)議以通過確定所述數(shù)學(xué)模型的約束輸入解而近似病人體內(nèi)的預(yù)定時間增強響應(yīng)；以及在所述醫(yī)療成像過程中使用所述注射協(xié)議來控制所述注射器，以控制所述造影劑注射到所述病人體內(nèi)來建立感興趣部位的圖像。
88.如權(quán)利要求87所述的方法，還包括在成像過程中因為有關(guān)所述時間增強響應(yīng)的反饋而改變所述注射協(xié)議的步驟。
89.如權(quán)利要求87所述的方法，還包括在所述成像過程中根據(jù)有關(guān)至少一個病人生理參數(shù)的數(shù)據(jù)而改變所述注射協(xié)議的步驟。
90.如權(quán)利要求87所述的方法，其特征在于，所述確定注射協(xié)議以近似所述預(yù)定時間增強響應(yīng)的步驟通過使用數(shù)值解算器或數(shù)值優(yōu)化器來完成。
91.如權(quán)利要求87所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型的約束輸入解受所述注射器的至少一個操作限制約束。
92.如權(quán)利要求87所述的方法，其特征在于，所述數(shù)學(xué)模型的約束輸入解受與病人安全或舒適相關(guān)的至少一個操作限制約束。
93.如權(quán)利要求87所述的方法，其特征在于，所述造影劑注射在一時刻開始，且所述感興趣部位的圖像掃描在至少部分地基于所述數(shù)學(xué)模型確定的第二時刻開始。
94.如權(quán)利要求93所述的方法，其特征在于，所述第二時刻基于對達到由所述數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強水平的時刻預(yù)測而確定。
95.如權(quán)利要求87所述的方法，其特征在于，所述至少一個數(shù)學(xué)模型是基于病人具體數(shù)據(jù)的所述病人的病人傳輸函數(shù)，所述至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出。
96.如權(quán)利要求95所述的方法，其特征在于，所述病人傳輸函數(shù)通過使用包括與所述病人的生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識別模型來確定，或者通過使用通過收集與因所述病人的注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)識別模型來確定，其中所述數(shù)學(xué)識別模型描述所述數(shù)據(jù)。
97.一種影響醫(yī)療過程的系統(tǒng)，包括檢測病人響應(yīng)的感測系統(tǒng)；適于注射藥物液體的注射器；以及與所述注射器有效通信以控制所述注射器的控制器，所述注射器控制器基于至少一個數(shù)學(xué)模型控制液體注射，所述數(shù)學(xué)模型通過從所述感測系統(tǒng)收集與因所述液體注射產(chǎn)生的時間響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積而確定的即可。
98.一種成像系統(tǒng)成像器，建立病人感興趣部位的圖像；注射器，適于注射造影劑；以及與所述注射器有效通信以控制所述注射器的控制器，所述注射器控制器基于至少一個數(shù)學(xué)模型控制所述造影劑的注射，所述數(shù)學(xué)模型通過從所述成像器收集與因所述造影劑注射產(chǎn)生的時間增強曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)來確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時間傅立葉去卷積而確定的即可。
99.一種在醫(yī)療過程中使用具有與計算機存儲器通信連接的控制器的注射器控制藥物液體注射到病人體內(nèi)的方法，包括收集與因所述液體的注射產(chǎn)生的病人響應(yīng)曲線相對應(yīng)的數(shù)據(jù)；從存儲在所述計算機存儲器中的多個數(shù)學(xué)模型中選擇至少一個數(shù)學(xué)模型以描述所述數(shù)據(jù)；使所述模型適于所收集的數(shù)據(jù)；以及在所述醫(yī)療過程中通過所述控制器控制所述注射器以控制所述液體注射到所述病人體內(nèi)，以至少部分地基于所述數(shù)學(xué)模型建立病人響應(yīng)。
100.一種用于建立病人感興趣部位的圖像的系統(tǒng)，包括；用于在感興趣部位上測量所述病人特征的成像裝置；用于將藥物注射到病人體內(nèi)的注射器；也由所述成像裝置測量的至少一個標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域；以及計算算法，基于所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域中的測量值校正所述病人的感興趣部位上的特征的測量值。
101.如權(quán)利要求100所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域在所述病人體外。
102.如權(quán)利要求100所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域是所述病人的一個部位。
103.一種建立病人體內(nèi)感興趣部位的圖像的方法，包括使用成像裝置在所述感興趣部位上測量所述病人的特征；用所述成像裝置測量至少一個標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域；以及基于標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域中的測量值校正所述病人的感興趣部位上的特征的測量值。
104.如權(quán)利要求103所述的方法，其特征在于，所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域在所述病人體外。
105.如權(quán)利要求103所述的方法，其特征在于，所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域是所述病人的一個部位。
106.一種成像系統(tǒng)建立病人感興趣部位的圖像的成像器；適于注射造影劑的注射器；以及與所述注射器有效通信的控制器，所述控制器包括基于所述病人具體數(shù)據(jù)對所述病人確定的至少一個病人傳輸函數(shù)，所述至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出，所述控制器包括處理器，以使用至少一個病人傳輸函數(shù)對期望時間增強輸出確定注射過程輸入。
全文摘要
一種使用注射器系統(tǒng)將造影增強液輸送給病人的方法，包括基于病人具體數(shù)據(jù)確定該病人的至少一個病人傳輸函數(shù)，該至少一個病人傳輸函數(shù)對給定輸入提供時間增強輸出；確定期望時間增強輸出；使用至少一個病人傳輸函數(shù)確定注射過程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過程輸入控制注射器系統(tǒng)。
文檔編號A61M31/00GK101084036SQ200580038906
公開日2007年12月5日 申請日期2005年11月16日 優(yōu)先權(quán)日2004年11月16日
發(fā)明者J·F·卡拉伏特, A·E·烏伯 申請人:梅德拉股份有限公司