專(zhuān)利名稱：藥物傳播建模的制作方法
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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(guò)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(xiàn)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(xiàn)并非旨在許可該參考文獻(xiàn)可相對(duì)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(jìn)入病人體內(nèi)，用于各種診斷和治療成像過(guò)程，諸如X-射線過(guò)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(jì)算機(jī)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(duì)解剖結(jié)構(gòu)以及一些情形中的生理過(guò)程進(jìn)行2、3和4維精確測(cè)量成為可能。對(duì)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(shí)現(xiàn)，因?yàn)檫@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(gè)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(guò)程中使用的能量范圍內(nèi)的X-射線。在進(jìn)行掃描之前，計(jì)算機(jī)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(dá)300psi)的流速注射到病人的靜脈系統(tǒng)中。通常用于CT過(guò)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(guó)專(zhuān)利No.5,300,031、5,383,858和6,652,489中公開(kāi)，這些專(zhuān)利通過(guò)引用結(jié)合于此。
現(xiàn)在，多探測(cè)器CT掃描儀(MDCT)允許臨床醫(yī)生對(duì)病人進(jìn)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(duì)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(lái)實(shí)現(xiàn)最佳圖像和診斷。此外，將掃描定時(shí)成與最佳造影劑濃度時(shí)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(jì)結(jié)合其控制方案中的意義上說(shuō)，造影劑的輸送通常是開(kāi)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(jìn)行相當(dāng)一段時(shí)間使得早期藥物代謝不影響診斷掃描的質(zhì)量時(shí)工作良好。該方法在掃描的目標(biāo)是對(duì)灌注，即將藥物注入例如薄壁組織或可疑癌中的估計(jì)時(shí)也工作良好。掃描技術(shù)的進(jìn)步使得圖像能在極短的時(shí)段內(nèi)(秒)獲得。這種趨勢(shì)與愈來(lái)愈期望產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)(類(lèi)似心臟、其冠狀脈管和通向心臟或來(lái)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(dòng)態(tài)特性和藥效動(dòng)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(gè)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(shí)于感興趣部位中最佳造影劑濃度時(shí)刻進(jìn)行的成像掃描。
成像和其它過(guò)程中對(duì)不同病人的劑量要求的差異已經(jīng)被認(rèn)識(shí)到。例如，授讓給本發(fā)明受讓人的美國(guó)專(zhuān)利No.5,840,026公開(kāi)了使用注射之前或注射期間獲得的病人具體數(shù)據(jù)來(lái)對(duì)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(guò)程的劑量要求差異已經(jīng)被認(rèn)識(shí)到，但是常規(guī)醫(yī)學(xué)成像過(guò)程仍在醫(yī)學(xué)成像過(guò)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?？紤]到包括MDCT掃描儀的近來(lái)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(wú)論是單相、二相還是多相)簡(jiǎn)化了過(guò)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(duì)比度和質(zhì)量都極其不同的結(jié)果。此外，通過(guò)引入最新的MDCT掃描儀，臨床實(shí)踐中以及CT文獻(xiàn)中的一個(gè)未決問(wèn)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(jī)器的過(guò)程。參見(jiàn)F.Cademartiri和G.Luccichenti等人2004年在Semin Ultrasound CT MR的25(1)卷2-16頁(yè)上發(fā)表的“Sixteen-row multislicecomputed tomographybasic concepts，protocols，and enhanced clinical applications(16行多片計(jì)算斷層造影術(shù)基本概念、協(xié)議和增強(qiáng)式醫(yī)療應(yīng)用)”。
一些研究已嘗試在CT血管造影(CTA)過(guò)程中對(duì)注入過(guò)程進(jìn)行定量分析，以改進(jìn)并預(yù)計(jì)動(dòng)脈增強(qiáng)。例如，Bae及其同事開(kāi)發(fā)了造影劑行為的藥物代謝動(dòng)力(PK)和動(dòng)態(tài)模型，并求解了耦合微分方程系統(tǒng)來(lái)尋找導(dǎo)致最均勻動(dòng)脈增強(qiáng)的驅(qū)動(dòng)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(jì)算機(jī)模型進(jìn)行CT第I部分預(yù)計(jì)時(shí)主動(dòng)脈和肝臟造影劑的增強(qiáng))”，Radiology，207卷647-55頁(yè)，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(qiáng)何時(shí)發(fā)生和為什么？以豬為模型的藥物代謝動(dòng)態(tài)特性研究)”，Radiology，227卷809-16頁(yè)，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(zhǎng)脈管增強(qiáng)的多相注射法藥物代謝動(dòng)態(tài)特性分析和試驗(yàn)用豬法)”，Radiology，216卷872-880頁(yè)，2000年，美國(guó)專(zhuān)利No.5,583,902，5,687,208，6,055,985，6,470,889和6,635,030，它們的公開(kāi)內(nèi)容通過(guò)引用結(jié)合于此。由Bae等人闡述的簡(jiǎn)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(guò)程中的最佳/固定增強(qiáng)。
Bae的用于派生均勻圖像增強(qiáng)的PK方法依賴于對(duì)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(kuò)散速率和心輸出量。不具有心輸出量的明確測(cè)量值是Bae方法的一個(gè)重大缺點(diǎn)，雖然嘗試基于病人年齡、體重和身高來(lái)近似該值。此外，未考慮PK模型在控制器框架中的實(shí)現(xiàn)。由PK模型的反解所計(jì)算的注射分布(profile)是在不進(jìn)行主要更改的情況下CT電動(dòng)注射器所不容易實(shí)現(xiàn)的分布。此外，Bae的PK模型未考慮搏動(dòng)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(dòng)態(tài)特性視為“黑盒子”，并通過(guò)用一次快速推注的造影劑(近似單位脈沖)強(qiáng)制該系統(tǒng)來(lái)確定其脈沖響應(yīng)(impulse response)。在該方法中，對(duì)脈沖響應(yīng)進(jìn)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(duì)CT血管造影術(shù)的動(dòng)脈增強(qiáng)和推注團(tuán)塊幾何形狀最優(yōu)化的數(shù)學(xué)分析)”，J.ComputAssist Tomogr，23卷474-84頁(yè)，1999年，其公開(kāi)內(nèi)容通過(guò)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(qiáng)曲線。例如，參照上述D.Fleischmann和K.Hittmair的文獻(xiàn)；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(qiáng)何時(shí)出現(xiàn)以及為什么出現(xiàn)？豬模型中的藥物代謝動(dòng)態(tài)特性研究)”，Radiology，227卷809-16頁(yè)，2003年，這些文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。Fleischmann和Hitmmair提出了一種旨在優(yōu)化大動(dòng)脈成像的、嘗試將造影劑的用法調(diào)節(jié)成適于單個(gè)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(kuò)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(qiáng)和扭曲增強(qiáng)曲線反映。
Fleischmann禁止造影劑的一次少量注射(測(cè)試注射)(4ml/s下的16ml造影劑)在診斷掃描之前進(jìn)行。動(dòng)態(tài)增強(qiáng)掃描在感興趣的脈管上進(jìn)行。所得的經(jīng)處理掃描數(shù)據(jù)(測(cè)試掃描)被解釋成病人/造影劑系統(tǒng)的脈沖響應(yīng)。Fleischmann通過(guò)將測(cè)試掃描的傅立葉變換除以測(cè)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(shí)間不變(LTI)系統(tǒng)且期望輸出時(shí)域信號(hào)為已知(預(yù)定增強(qiáng)水平下的平坦診斷掃描)，F(xiàn)leischmann通過(guò)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(shí)間信號(hào)。
Fleischmann的方法希望在于它基于已知測(cè)試注射得到病人的表示的事實(shí)。因?yàn)镕leischmann等人的方法計(jì)算由于注射系統(tǒng)限制(例如，流速限制)而實(shí)際上不能實(shí)現(xiàn)的輸入信號(hào)，所以必須對(duì)所計(jì)算的連續(xù)時(shí)間信號(hào)進(jìn)行截短并近似。因?yàn)橛稍摬襟E引入的不精確，所以所計(jì)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(duì)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(qiáng)曲線是否比由簡(jiǎn)單二相注射所產(chǎn)生的增強(qiáng)曲線更加均勻。
對(duì)于除了造影劑之外的藥物，也已經(jīng)開(kāi)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(dòng)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(yè)，1989年，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此，它模擬葡萄糖和胰島素的動(dòng)態(tài)特性、旨在產(chǎn)生最佳胰島素輸注參數(shù)。他們通過(guò)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(wèn)題處理成經(jīng)典優(yōu)化問(wèn)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(wú)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(dòng)態(tài)特性模型驅(qū)動(dòng)的藥物輸送中的應(yīng)用)”，IEEE Trans Biomed Eng，37(1)卷107-109頁(yè)，1990年，提出了與實(shí)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(xiàn)通過(guò)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(jì)算機(jī)控制輸液泵的新藥物代謝動(dòng)態(tài)特性模型)”，IEEE Trans.Biomed Eng，41(2)卷134-142頁(yè)，1994年，導(dǎo)出了與Bee采用的方法類(lèi)似的3室藥物代謝動(dòng)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(fù)載稀釋upload alienating)，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。他們嘗試模擬造影劑通過(guò)血流的再循環(huán)效應(yīng)，其中他們通過(guò)將傳輸延遲插入到其模擬中而對(duì)血流進(jìn)行模擬。他們能夠產(chǎn)生預(yù)測(cè)誤差小于5％的模擬。
Wada和Ward的“Open loop control of multiple drug effects in anesthesia(麻醉時(shí)多種藥物效應(yīng)的開(kāi)環(huán)控制)”，IEEE Trans.Biomed Eng，42(7)卷666-677頁(yè)，1995年，也將其混合藥物代謝動(dòng)態(tài)特性(PK)模型用于控制麻醉藥物的多種效應(yīng)，該文獻(xiàn)通過(guò)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(yè)，2002年，應(yīng)用遞歸最小二乘數(shù)估算法來(lái)預(yù)測(cè)葡萄糖和胰島素的血漿濃度，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。他們的方法產(chǎn)生7個(gè)病人中有6個(gè)體內(nèi)的葡萄糖和胰島素的血漿水平匹配(實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)通過(guò)靜脈內(nèi)葡萄糖容耐測(cè)試)的預(yù)測(cè)，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(duì)人體的閉環(huán)用藥的新范例)”，IEEE TranBiomed Eng，49(4)卷289-299頁(yè)，2002年，提出了用于通過(guò)計(jì)算機(jī)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(cè)控制(MPC)法，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。該藥物代謝動(dòng)態(tài)特性模型是描述人體內(nèi)麻醉藥物分布的3-室模型。控制器依賴于根據(jù)平均動(dòng)脈壓力的測(cè)量值和并行運(yùn)行的PK模型估算藥物的血漿濃度的觀察員。Gentilini等人對(duì)最大濃度設(shè)定限制以防止過(guò)量。他們也濾除平均動(dòng)脈壓力測(cè)量值中的擾動(dòng)、并允許控制器取決于病人的狀態(tài)(即低血壓對(duì)高血壓)更快或更慢運(yùn)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(duì)藥物注射的響應(yīng)的模型(或模型參數(shù))的一般改進(jìn)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(guò)程開(kāi)始之前從測(cè)試注射和/或該過(guò)程中的反饋已知或測(cè)量的信息，以改進(jìn)或優(yōu)化藥物傳輸(例如，一個(gè)或多個(gè)感興趣部位中的造影劑濃度)。
在一個(gè)方面中，本發(fā)明提供使用注射器系統(tǒng)將造影增強(qiáng)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(gè)病人傳輸函數(shù)，該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出；確定期望時(shí)間增強(qiáng)輸出；使用該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)來(lái)確定注射過(guò)程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過(guò)程輸入控制注射器系統(tǒng)?？紤]注射器系統(tǒng)的至少一個(gè)運(yùn)行限制或約束，可確定注射過(guò)程輸入。
至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)可通過(guò)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(shí)別模型來(lái)確定。該系統(tǒng)識(shí)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(gè)生理參數(shù)的估算值形成初始病人傳輸函數(shù)；進(jìn)行注射；以及基于該注射的至少一個(gè)時(shí)間增強(qiáng)輸出修正病人傳輸函數(shù)。至少一個(gè)病人生理參數(shù)可根據(jù)至少一個(gè)時(shí)間增強(qiáng)輸出測(cè)量。該注射可以是在診斷成像過(guò)程之前進(jìn)行的測(cè)試注射或在成像過(guò)程中進(jìn)行的注射。
因測(cè)試注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)輸出可對(duì)至少兩個(gè)不同的感興趣部位進(jìn)行測(cè)量。時(shí)間增強(qiáng)輸出之間的至少一個(gè)差異可例如提供至少一個(gè)病人生理參數(shù)的量度。至少一個(gè)病人生理參數(shù)可以是心肺系統(tǒng)的參數(shù)。該至少一個(gè)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(xiàng)或通過(guò)延遲。在一實(shí)施方式中，第一時(shí)間增強(qiáng)輸出可在升主動(dòng)脈或降主動(dòng)脈中測(cè)量，而第二時(shí)間增強(qiáng)輸出可在肺動(dòng)脈干中測(cè)量。
該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)也可通過(guò)以下步驟確定收集對(duì)應(yīng)于因液體注射產(chǎn)生的時(shí)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(gè)數(shù)學(xué)模型。
在一實(shí)施方式中，該數(shù)學(xué)模型不通過(guò)該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)間傅立葉去卷積來(lái)確定。該模型可以是一參數(shù)模型。該模型可以是例如移動(dòng)平均或自動(dòng)回歸移動(dòng)平均。該數(shù)學(xué)模型可假設(shè)線性以及時(shí)間不變。
該模型也可以是通過(guò)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(hào)分類(lèi)(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(cè)試注射期間收集。
本發(fā)明的至少一個(gè)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(gè)病人傳輸函數(shù)可至少部分地基于至少一次注射來(lái)確定。該至少一次注射可以是在診斷成像過(guò)程之前進(jìn)行的測(cè)試注射。在一實(shí)施方式中，該測(cè)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(jìn)行一個(gè)以上的測(cè)試注射。例如，一次測(cè)試注射可只包括造影劑注射而另一次測(cè)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(guò)程輸入可通過(guò)使用解析解或使用數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)確定。在一實(shí)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(guò)程輸入可例如相關(guān)于一個(gè)或多個(gè)考慮而得到優(yōu)化。例如，注射過(guò)程輸入可被優(yōu)化成使輸送到病人的造影劑增強(qiáng)液中造影增強(qiáng)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(qiáng)劑的示例包括但不限于碘、疝和釓。造影增強(qiáng)液可以是例如CT造影增強(qiáng)液、MRI造影增強(qiáng)液、超聲增強(qiáng)成像液或放射性造影增強(qiáng)液。
在本發(fā)明一實(shí)施方式中，至少兩個(gè)病人傳輸函數(shù)被確定且注射過(guò)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(shí)別模型確定，而第二病人傳輸函數(shù)可使用通過(guò)收集與因注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)模型來(lái)確定，該數(shù)學(xué)模型描述該數(shù)據(jù)?？蓪?duì)例如哪個(gè)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(guò)程確定至少一個(gè)病人生理參數(shù)的方法，包括對(duì)至少兩個(gè)不同的感興趣部位測(cè)量時(shí)間增強(qiáng)輸出，以及確定時(shí)間增強(qiáng)輸出之間的至少一個(gè)差異以提供至少一個(gè)病人生理參數(shù)的量度。該至少一個(gè)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(gè)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(xiàng)或通過(guò)延遲。在一實(shí)施方式中，第一時(shí)間增強(qiáng)輸出在升主動(dòng)脈或降主動(dòng)脈中測(cè)量，而第二時(shí)間增強(qiáng)輸出在肺動(dòng)脈干中測(cè)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(chǔ)在與其有效連接的存儲(chǔ)器中)根據(jù)病人具體數(shù)據(jù)對(duì)該病人確定的至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)。該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)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(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)期望時(shí)間增強(qiáng)輸出確定注射過(guò)程輸入。
注射過(guò)程輸入可通過(guò)考慮注射器的至少一個(gè)物理限制或約束來(lái)確定。注射過(guò)程輸入可例如使用解析解或數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來(lái)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(guò)程輸入，以例如最小化輸送給病人的造影增強(qiáng)液中造影增強(qiáng)劑的質(zhì)量。
造影增強(qiáng)劑可以是例如碘、氙或釓。造影增強(qiáng)液可以是例如CT造影增強(qiáng)液、MRI造影增強(qiáng)液、超聲增強(qiáng)成像液或放射性造影增強(qiáng)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(duì)該病人確定的至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)。該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出?？刂破饕舶ㄌ幚砥鳎允褂萌缟纤龅闹辽僖粋€(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)期望時(shí)間增強(qiáng)輸出確定注射過(guò)程輸入。
在本發(fā)明的若干實(shí)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(jì)用于開(kāi)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(gè)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(shí)間響應(yīng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述該數(shù)據(jù)的至少一個(gè)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(shí)間傅立葉去卷積確定的模型。
該模型可以是諸如移動(dòng)平均模型或自回歸移動(dòng)平均模型的參數(shù)模型。該模型也可以是包括測(cè)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(shí)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(hào)分類(lèi)(MUSIC)法或周期圖法。
被注射的液體可以是例如成像過(guò)程中使用的造影劑，且所收集的數(shù)據(jù)可以對(duì)應(yīng)于因造影劑的注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線。
所收集的時(shí)間響應(yīng)曲線或時(shí)間增強(qiáng)曲線的數(shù)據(jù)可在成像注射之前的至少一個(gè)測(cè)試注射期間收集。該模型也可用在成像(或其它過(guò)程)注射期間收集的數(shù)據(jù)來(lái)確定和/或更新。在一實(shí)施方式中，測(cè)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?？蛇M(jìn)行一次以上的測(cè)試注射。在一個(gè)這樣的實(shí)施方式中，一次測(cè)試注射只包括造影劑注射而另一測(cè)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(guò)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(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；確定描述該數(shù)據(jù)的至少一個(gè)數(shù)學(xué)模型；以及在醫(yī)療過(guò)程中控制注射器以控制對(duì)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(guò)該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)間傅立葉去卷積確定的模型。
醫(yī)療過(guò)程可以是例如使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過(guò)程，且所收集的數(shù)據(jù)可對(duì)應(yīng)于因造影劑的注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線?？煽刂谱⑸淦饕钥刂茖?duì)病人的造影劑注射，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(guò)程中病人響應(yīng)的信息來(lái)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(gè)測(cè)量生理變量的信息來(lái)控制注射器。該測(cè)量生理變量可用于改變數(shù)學(xué)模型的輸出。
在一實(shí)施方式中，控制注射器的步驟包括在一時(shí)刻開(kāi)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(shí)刻開(kāi)始感興趣部位的圖像掃描。該第二時(shí)刻可基于對(duì)到達(dá)由數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強(qiáng)水平的時(shí)刻預(yù)測(cè)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(gè)數(shù)學(xué)模型控制液體的注射。這樣，數(shù)學(xué)模型可通過(guò)收集與因造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定。該數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過(guò)該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)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(gè)處理單元和至少一個(gè)存儲(chǔ)器的計(jì)算機(jī)。存儲(chǔ)器將用以確定數(shù)學(xué)模型的計(jì)算機(jī)程序存儲(chǔ)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(guò)程中控制使用注射器對(duì)病人的造影劑注射的方法，包括確定至少一個(gè)數(shù)學(xué)模型以預(yù)測(cè)因造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)；確定注射協(xié)議以通過(guò)對(duì)數(shù)學(xué)模型確定約束輸入解來(lái)近似病人體內(nèi)的預(yù)定時(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)；以及在醫(yī)學(xué)成像過(guò)程中使用注射協(xié)議控制注射器以控制對(duì)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(guò)程中時(shí)間增強(qiáng)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(guò)程中至少一個(gè)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(shí)施方式中，確定注射協(xié)議以近似預(yù)定時(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)的步驟通過(guò)使用數(shù)值解算器或數(shù)值優(yōu)化器來(lái)實(shí)現(xiàn)。對(duì)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(gè)操作限制所約束。對(duì)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(gè)操作限制所約束。
造影劑的注射可例如在一個(gè)時(shí)刻開(kāi)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(shí)刻開(kāi)始。該第二時(shí)刻可例如基于對(duì)達(dá)到由數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強(qiáng)水平的時(shí)刻預(yù)測(cè)來(lái)確定。
至少一個(gè)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(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出。第一病人傳輸函數(shù)可例如通過(guò)使用包括與病人生理參數(shù)相關(guān)的參數(shù)的系統(tǒng)識(shí)別模型、或使用通過(guò)收集與因病人注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)識(shí)別模型來(lái)確定，其中該數(shù)學(xué)識(shí)別模型描述該數(shù)據(jù)。在另一方面，本發(fā)明提供用于實(shí)現(xiàn)醫(yī)療過(guò)程的系統(tǒng)，包括檢測(cè)病人響應(yīng)的感測(cè)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(gè)數(shù)學(xué)模型控制液體注射。數(shù)學(xué)模型通過(guò)從感測(cè)系統(tǒng)收集與因液體注射產(chǎn)生的時(shí)間響應(yīng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定。數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過(guò)該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)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(gè)數(shù)學(xué)模型控制造影劑的注射。數(shù)學(xué)模型通過(guò)從成像器收集與因造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定。數(shù)學(xué)模型可以是例如不通過(guò)該數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)間傅立葉去卷積來(lái)確定的模型。
在另一方面，本發(fā)明提供在醫(yī)學(xué)過(guò)程中控制使用具有與計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器通信連接的控制器的注射器對(duì)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(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；從存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器中的多個(gè)數(shù)學(xué)模型中選擇至少一個(gè)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(guò)程中通過(guò)控制器控制注射器，以控制對(duì)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(cè)量感興趣部位上病人特征的成像器件；用于對(duì)病人注射藥物的注射器；也由成像器件測(cè)量的至少一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)(或參考)部位；以及基于標(biāo)準(zhǔn)部位的測(cè)量值調(diào)整或校正感興趣的病人部位上特征的測(cè)量值的計(jì)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(cè)量感興趣部位上的病人特征；對(duì)病人注射藥物，用成像器件測(cè)量至少一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)部位；以及基于標(biāo)準(zhǔn)部位的測(cè)量值校正或調(diào)整感興趣的病人部位上特征的測(cè)量值。
由本發(fā)明各個(gè)實(shí)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(qiáng)更一致、對(duì)于一些病人造影劑或液體負(fù)載減小、造影劑劑量增加以按需達(dá)到足夠的圖像對(duì)比度、滲出發(fā)生減少、圖像偽像減少、重?cái)z次數(shù)減少、所有單片包含最佳圖像對(duì)比度、觀察疾病或治療隨時(shí)間的進(jìn)展的掃描中的一致性增加、以及任選地成像時(shí)間更快。


本發(fā)明的其它方面以及其優(yōu)點(diǎn)在結(jié)合附圖閱讀時(shí)從以下詳細(xì)描述中認(rèn)知，在附圖中圖1a示出對(duì)于血管的造影增強(qiáng)CT掃描使用單相注射分布獲得的典型時(shí)間增強(qiáng)曲線。
圖1b示出對(duì)于血管的造影增強(qiáng)CT掃描使用雙相或二相注射分布獲得的典型時(shí)間增強(qiáng)曲線。
圖2a表示對(duì)測(cè)試注射的一示例病人響應(yīng)。
圖2b示出時(shí)域中病人/造影劑系統(tǒng)的估計(jì)脈沖響應(yīng)，它通過(guò)掃描器輸出的離散時(shí)間傅立葉去卷積除以使用來(lái)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(lái)自經(jīng)驗(yàn)，動(dòng)態(tài)CT數(shù)據(jù)來(lái)自人的降主動(dòng)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(jìn)CT圖像的增強(qiáng)的一個(gè)實(shí)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(dòng)態(tài)特性發(fā)布接近真實(shí)的再循環(huán)現(xiàn)象。
圖6示出描述藥物通過(guò)心臟血管系統(tǒng)以及肺部毛細(xì)血管床擴(kuò)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(dòng)脈水平的軸向動(dòng)態(tài)CT圖像，其中從中提取時(shí)間增強(qiáng)曲線的兩個(gè)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(dòng)態(tài)CT時(shí)間增強(qiáng)曲線，其中第一曲線示出肺動(dòng)脈干中的增強(qiáng)值，而第二曲線示出升主動(dòng)脈的增強(qiáng)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(hào)模型。
圖11示出對(duì)方程(1)中h(n)采取的64點(diǎn)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(duì)于增加階數(shù)的估計(jì)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(duì)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(duì)于第一病人的肺動(dòng)脈中的相對(duì)測(cè)試增強(qiáng)。
圖16B示出對(duì)于第一病人的升主動(dòng)脈中的相對(duì)測(cè)試增強(qiáng)。
圖17A示出對(duì)于第二病人的肺動(dòng)脈中的相對(duì)測(cè)試增強(qiáng)。
圖17B示出對(duì)于第二病人的升主動(dòng)脈中的相對(duì)測(cè)試增強(qiáng)。
圖18A示出對(duì)于一病人不用鹽水沖洗的測(cè)試注射的有效注射分布。
圖18B示出對(duì)于一不同病人不用鹽水沖洗的測(cè)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(shí)施方式的流程圖。
具體實(shí)施例方式
圖1示出使用血管的單相造影增強(qiáng)CT掃描獲得的典型時(shí)間增強(qiáng)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(hào)強(qiáng)度的X-射線吸收強(qiáng)度的量度。圖1A示出在約45秒時(shí)刻的峰值增強(qiáng)。在許多成像過(guò)程中，時(shí)間增強(qiáng)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(shí)，非最佳圖像會(huì)在這種成像過(guò)程中導(dǎo)致誤差診斷。由于掃描技術(shù)的進(jìn)步允許在更短的時(shí)間內(nèi)獲取圖像，增強(qiáng)在更長(zhǎng)時(shí)段上的均勻性在重要性方面會(huì)或多或少地降低，但是相對(duì)于造影劑注射對(duì)掃描的適當(dāng)定時(shí)以及對(duì)過(guò)多造影劑或過(guò)少造影劑的避免依然重要。
圖1B示出通過(guò)血管的雙相或二相造影增強(qiáng)CT掃描獲得的典型時(shí)間增強(qiáng)曲線。該增強(qiáng)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(duì)測(cè)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(shí)域的響應(yīng)而圖2C是如上述D.Fleischmann和K.Hittmair公開(kāi)的頻域中的h(n)。病人脈沖響應(yīng)是通過(guò)例如頻域或時(shí)域中的傅立葉去卷積從病人對(duì)測(cè)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(shí)施方式中，闡述了用于造影增強(qiáng)的模型預(yù)測(cè)控制(MPC)控制器架構(gòu)。在圖3所示的實(shí)施方式中，控制過(guò)程使用因測(cè)試注射產(chǎn)生的增強(qiáng)曲線來(lái)例如在采取LTI系統(tǒng)時(shí)估計(jì)病人系統(tǒng)的多極/零模型的參數(shù)，或在如果放寬時(shí)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(shí)間變化系統(tǒng)的一模擬示例是具有其值相對(duì)于時(shí)間和可能其它獨(dú)立變量變化的電阻器和電容器的電路。通常，電路分析認(rèn)為電阻和電容無(wú)論在什么時(shí)間都固定為單個(gè)值。
然后，在測(cè)試注射步驟中識(shí)別的參數(shù)可被PK/PD(藥物-動(dòng)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(diǎn)是例如預(yù)定義的均勻增強(qiáng)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(lái)自掃描儀的反饋信號(hào)(即增強(qiáng)值(EV))、或來(lái)自觀察者的估計(jì)參數(shù)(即心率(HR)、血壓(BP)、呼吸速率&深度、病人體重)。來(lái)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(guó)專(zhuān)利No.6,397,098中描述，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。模型預(yù)測(cè)控制算法可例如實(shí)現(xiàn)成基于來(lái)自掃描儀的在一個(gè)時(shí)間步長(zhǎng)中收集的瞬時(shí)增強(qiáng)數(shù)據(jù)來(lái)調(diào)節(jié)造影劑施用的輸入軌跡。如果實(shí)際增強(qiáng)值與由在識(shí)別步驟中產(chǎn)生的模型所預(yù)測(cè)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(shí)間步長(zhǎng)中使瞬時(shí)增強(qiáng)值更接近由該模型預(yù)測(cè)的值。知道了根據(jù)心率監(jiān)控器(ECG)、脈沖血氧計(jì)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(gè)實(shí)施方式中，本發(fā)明的模型通過(guò)零極點(diǎn)(pole-zero)建模(ARMA技術(shù))產(chǎn)生對(duì)病人傳輸函數(shù)H(z)的估計(jì)，并進(jìn)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(qiáng)掃描-參見(jiàn)圖1)的輸入信號(hào)(即注射協(xié)議)?；蛘撸诮o定H(z)的估計(jì)的情況下可使用極點(diǎn)配置算法(pole-placement algorithm)來(lái)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(guò)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(jiàn)，還沒(méi)有對(duì)病人傳輸函數(shù)的基礎(chǔ)光譜內(nèi)容的公開(kāi)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(shí)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(gè)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(qiáng)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(dú)立法。兩種方法或方案都是系統(tǒng)識(shí)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(duì)造影劑動(dòng)態(tài)特性的估計(jì)。系統(tǒng)動(dòng)態(tài)特性的知識(shí)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(duì)病人的碘負(fù)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(shí)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(shí)別Bae等人設(shè)計(jì)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(jì)算機(jī)模型進(jìn)行CT第I部分預(yù)計(jì)時(shí)主動(dòng)脈和肝臟造影劑的增強(qiáng))”，Radiology，207(3)卷647-55頁(yè)，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(zhǎng)脈管增強(qiáng)的多相注射方法藥物代謝動(dòng)態(tài)特征分析和實(shí)驗(yàn)豬模型)”，Radiology，216(3)卷872-80頁(yè)，2000年，這些文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。該文獻(xiàn)中的建模方法發(fā)現(xiàn)在上述Bae、Heiken等人1998年的文獻(xiàn)中示教的全身生理代謝模型太大并包含過(guò)多未知，從而不能基于每個(gè)病人進(jìn)行可行計(jì)算。因此Bae及其同事用單個(gè)腔室近似人體的較大部分，并且因?yàn)榈谝淮瓮ㄟ^(guò)增強(qiáng)動(dòng)態(tài)特性是感興趣的，所以去除毛細(xì)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(gè)“腔室”中的預(yù)測(cè)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(jì)。
假設(shè)時(shí)間過(guò)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(jiàn)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(shí)是奇點(diǎn)。如果期望產(chǎn)生該系統(tǒng)的傳輸函數(shù)(參見(jiàn)方程4)以(在離散化之后)用于參數(shù)估計(jì)、極點(diǎn)設(shè)置或控制，則該奇點(diǎn)會(huì)成為問(wèn)題。該系統(tǒng)必須被離散化，因?yàn)镃T測(cè)量是內(nèi)在采樣過(guò)程且所得信號(hào)增強(qiáng)曲線反映離散時(shí)間過(guò)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(gè)問(wèn)題是它不能高保真度地捕捉再循環(huán)動(dòng)態(tài)特性。即使對(duì)于我們?cè)诘谝淮瓮ㄟ^(guò)動(dòng)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(guò)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(duì)Bae系統(tǒng)的輸出與經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)的比較顯示出系統(tǒng)時(shí)間常數(shù)和再循環(huán)動(dòng)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(kāi)的模型調(diào)整而來(lái)的模型在本發(fā)明中得到發(fā)展。參見(jiàn)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(jì)算機(jī)控制輸液泵的新藥物代謝動(dòng)態(tài)特性模型)”，IEEE Trans Biomed Eng，41(2)卷134-42頁(yè)，1994年，該文獻(xiàn)通過(guò)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(qiáng)止痛劑)在病人體內(nèi)的傳播(參照?qǐng)D6)。Wada和Ward模型允許變換成離散時(shí)域。該方法通過(guò)結(jié)合外在傳輸延遲模擬藥物動(dòng)態(tài)特性中的延遲(例如，造影劑在肺脈管中傳輸?shù)臅r(shí)間)；與其中通過(guò)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(gè)腔室通過(guò)在該腔室的輸入和輸出施加質(zhì)量平衡而公式化。外來(lái)藥劑通過(guò)灌輸輸入來(lái)引入到該系統(tǒng)。灌輸?shù)馁|(zhì)量流被添加到右心室。對(duì)于一個(gè)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(duì)于諸如血管和心室的單室，方程(5)減少到一個(gè)方程，因?yàn)樗俾蕚鬏旐?xiàng)kTB和kBT等于零。k項(xiàng)(或速率傳輸項(xiàng)或系數(shù))表示物質(zhì)穿過(guò)毛細(xì)管膜的擴(kuò)散。Cl項(xiàng)表示來(lái)自腔室的物質(zhì)的間隙。在由腎中的腎小球過(guò)濾排泄的X-射線造影劑的情形中，Cl項(xiàng)與模擬腎的室相關(guān)聯(lián)。Qin和Qout表示血液進(jìn)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?yàn)樵煊皠┑臐舛扰c脈管或器官中的造影增強(qiáng)線性相關(guān)。
在一實(shí)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(guò)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(jì)表示造影劑擴(kuò)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(shí)，主要考慮造影劑的“第一次通過(guò)”動(dòng)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(kāi)數(shù)據(jù)、計(jì)算機(jī)模擬和/或群體動(dòng)態(tài)數(shù)據(jù)(population kinetic data)的參數(shù)估計(jì)開(kāi)始。該算法的目的是通過(guò)將個(gè)人的經(jīng)驗(yàn)增強(qiáng)曲線擬合到模型來(lái)估計(jì)肺擴(kuò)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(shí)別技術(shù)(諸如Steiglitz-McBride法)進(jìn)行。一旦識(shí)別階段完成，迭代數(shù)值優(yōu)化過(guò)程可例如用來(lái)確定輸入?yún)f(xié)議，該輸入?yún)f(xié)議最大化圖像SNR同時(shí)最小化病人的碘負(fù)荷(給定注射系統(tǒng)的約束-例如，沒(méi)有負(fù)流速、最大流速為例如6ml/s等)。
圖6中模型的簡(jiǎn)化將非心肺回路組件合并到全身血液系統(tǒng)(systemic bloodblock)中。該簡(jiǎn)化在考慮到對(duì)于CTA應(yīng)用造影劑的第一次通過(guò)動(dòng)態(tài)特性時(shí)是合理的，因?yàn)閽呙璜@取在之后的第二造影劑施用過(guò)程中進(jìn)行。
圖7示出本發(fā)明的階數(shù)減小模型的一個(gè)實(shí)施方式的圖像表示。各個(gè)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(gè)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(guò)下式估計(jì)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(yè)，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(lèi)似的方程來(lái)估計(jì)心輸出量，但這無(wú)需通過(guò)假設(shè)可用少量推注的造影劑來(lái)“測(cè)試”系統(tǒng)而進(jìn)行。全局循環(huán)參數(shù)的靜態(tài)估計(jì)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(shí)際流量特性(例如由于病理)。
因?yàn)槊總€(gè)病人估計(jì)中固有的可變性，測(cè)試推注增強(qiáng)特性可用于更好地用圖7模型來(lái)估計(jì)病人的血容量和心輸出量。該方法通過(guò)參數(shù)估計(jì)減少未知變量的數(shù)目。Mahnken等人通過(guò)分析因少量測(cè)試推注造影劑的施用所產(chǎn)生的增強(qiáng)曲線計(jì)算來(lái)自進(jìn)行MDCT檢查的個(gè)體的心輸出量估計(jì)。A.H.Mahnken、D.Henzler等人的“Determination of cardiac output with multislice spiral computed tomographyavalidation study(用多片螺旋計(jì)算斷層造影術(shù)確定心輸出量確認(rèn)研究)”，InvestRadiol，39(8)卷451-4頁(yè)，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(jì)算斷層造影術(shù)測(cè)量來(lái)自測(cè)試推注注射的心輸出量)”，Eur Radiol，13(11)卷2498-504頁(yè)，2003年，兩者通過(guò)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(guò)電影計(jì)算斷層造影術(shù)測(cè)量心輸出量)”，Am JCardiol，56(10)卷657-61頁(yè)，1985年，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。當(dāng)指示劑被引入到循環(huán)系統(tǒng)中時(shí)，Stewart-Hamilton關(guān)系表明流動(dòng)回路的體積血流如下計(jì)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(duì)于X-射線造影劑，這些值是對(duì)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?yàn)榛羲狗茽柕聠挝?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(xiàn)))，可對(duì)來(lái)自CT掃描儀的時(shí)間衰減曲線進(jìn)行積分以得到方程(7)中的分母項(xiàng)。
M.J.K.Blomley和P.1awson的“Bolus DynamicsTheoretical and ExperimentalAspects(推注動(dòng)態(tài)特性理論和實(shí)驗(yàn)方面)”，The Brit.J.of Radiology，70卷351-359頁(yè)，1997年，提出了允許使用以下關(guān)系估計(jì)從注射位置到測(cè)量位置的血液濃度的幾何觀點(diǎn) 方程(8)其中“質(zhì)量I”或MI是對(duì)病人注射的碘的質(zhì)量?！胺逯翟鰪?qiáng)”是強(qiáng)度的峰值(任意單位，但對(duì)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(guò)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(jì)算允許估計(jì)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(jì)。
不同于軸向動(dòng)態(tài)CT掃描中使用由置于降主動(dòng)脈的一個(gè)ROI記錄的時(shí)間增強(qiáng)曲線的Feischmann和Hittmair法，在本發(fā)明的若干實(shí)施方式中，時(shí)間增強(qiáng)曲線從降主動(dòng)脈和肺動(dòng)脈產(chǎn)生。這兩種曲線可用于產(chǎn)生對(duì)通過(guò)肺回路的循環(huán)時(shí)間和/或其它心肺參數(shù)的估計(jì)。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(huì)影響對(duì)隨后參數(shù)估計(jì)的計(jì)算。
圖8示出在隨后掃描以產(chǎn)生圖9中時(shí)間增強(qiáng)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(dòng)態(tài)CT、時(shí)間增強(qiáng)曲線。圖9中第一曲線示出肺動(dòng)脈干中的增強(qiáng)值，而第二曲線示出來(lái)自升主動(dòng)脈的增強(qiáng)值。肺動(dòng)脈干增強(qiáng)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?yàn)樵煊皠┰傺h(huán)，圖9中的信號(hào)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(jì)的過(guò)度。為了考慮再循環(huán)造影劑，可將來(lái)自測(cè)試推注的造影增強(qiáng)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(guò)最小二乘技術(shù)進(jìn)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(jì)。待估計(jì)的參數(shù)是傳輸系數(shù)kBT和kTB、VRH、VLH、Vlung和通過(guò)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(cè)得的增強(qiáng)分布是yPA(n)和yDA(n)。yDA(n)處的增強(qiáng)是肺動(dòng)脈中增強(qiáng)(yPA(n))和參數(shù)矢量θ的函數(shù)-yDA(θ，yPA(n)，n)。參數(shù)估計(jì)的目的是對(duì)產(chǎn)生最佳地表示病人數(shù)據(jù)的θ的估計(jì)。因?yàn)樵趨?shù)估計(jì)中有許多變化和噪聲的源，所以有理由假設(shè)估計(jì)誤差是高斯型(Gaussian)。因此最大可能性估計(jì)(MLE)可用于用成本函數(shù)(costfunction)導(dǎo)出參數(shù)估計(jì)V=12σ2Σi=1N(yDAmeas(n)-yDA(θ^,yPA(n),n))2]]>方程(10)其中 是估計(jì)參數(shù)矢量。參數(shù)矢量的最佳估計(jì)被定義為θ^=argminθ^Σi=1N(yDAmeas(n)-yDA(θ^,yPA(n),n))2]]>方程(11)參數(shù)估計(jì)矢量的方差為cov(θ^)=F-1]]>方程(12)其中F是費(fèi)舍爾(Fisher)信息矩陣，它具有與V軸成比例且反映參數(shù)估計(jì)的潛在不確定性的本征值。
方程(11)的最小化可通過(guò)Levenberg-Marquardt算法或其它數(shù)值優(yōu)化技術(shù)進(jìn)行。所得參數(shù)估計(jì)然后可用于產(chǎn)生圖7模型中的預(yù)測(cè)增強(qiáng)。為了確定最小化造影劑同時(shí)最大化信號(hào)增強(qiáng)(同時(shí)考慮注射系統(tǒng)的約束)的輸入函數(shù)，可進(jìn)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(dú)立的識(shí)別通常，模型獨(dú)立算法主要是數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)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(dú)立識(shí)別。
非參數(shù)光譜估算器圖10和11示出分別對(duì)病人脈沖響應(yīng)函數(shù)htest(n)應(yīng)用直接傅立葉分析(通過(guò)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(diǎn)。而且，在0.22、0.16、0.12和0.03Hz出現(xiàn)了主導(dǎo)極點(diǎn)。在圖10中，實(shí)際數(shù)據(jù)矢量只具有45個(gè)點(diǎn)。所顯示的兩種信號(hào)是填充有零的-一個(gè)是64點(diǎn)，另一個(gè)是128點(diǎn)。使用128零填充對(duì)分辨率沒(méi)有顯著改進(jìn)。如上所述，在該曲線中存在4個(gè)“極點(diǎn)”。較大的DC分量可遮蔽靠近0Hz的另一個(gè)極點(diǎn)。還不清楚在0.075Hz附近的凸起是否是極點(diǎn)。信號(hào)主峰的時(shí)間延遲是一條重要的生理信息-模擬模型零點(diǎn)的原因。
因?yàn)閃elch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(lái)確定在0.075Hz附近是否出現(xiàn)峰值并用來(lái)改進(jìn)其它極點(diǎn)的分辨率(峰值性)。在圖11中示出的三個(gè)結(jié)果如下(i)數(shù)據(jù)矢量具有50％交疊的Bartlett窗口(長(zhǎng)度＝64)；(ii)具有50％交疊的Hanning窗口(長(zhǎng)度＝64)；以及(iii)具有50％交疊的矩形窗口(長(zhǎng)度＝64)。顯而易見(jiàn)的是使用Bartlett和Hanning窗口的估算器會(huì)揭示更多細(xì)節(jié)。這并不令人驚訝，因?yàn)檫@些窗口減少了可使信號(hào)中隱藏的真實(shí)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(diǎn)和更平滑的估計(jì)。發(fā)現(xiàn)大于256階的FFT并未有意義地改進(jìn)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(diǎn)(以及其左側(cè)的較小峰)。在該估計(jì)中有7個(gè)可辨別極點(diǎn)。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(diǎn)(與使用Hanning窗口的Welch估算器相比)。顯而易見(jiàn)的是，Welch法更多地揭示了潛在過(guò)程的光譜結(jié)構(gòu)。
參數(shù)建模估計(jì)適當(dāng)?shù)?、基于?shù)據(jù)的有理模型的方法在理解考慮藥物代謝動(dòng)態(tài)特性和藥物動(dòng)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(yùn)的控制圖表。圖10和11示出峰和谷，表明更準(zhǔn)確的信號(hào)模型可包括極點(diǎn)和零點(diǎn)。
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(jì)數(shù)字信號(hào)處理和建模)”，New York，New YorkWiley and Sons，1996年，154-177頁(yè)，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。Prony法假設(shè)期望模擬的信號(hào)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(rèn).H.McClellan的“Parametric Signal Modeling(參數(shù)信號(hào)建模)”，Advanced Topics in Signal Processing(Pentice-Hall，Englewood Cliffs，NJ，1998年)的第一章，該文獻(xiàn)通過(guò)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(hào)(脈沖響應(yīng)估計(jì))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(diǎn)建模的另一方法是是Steiglitz-McBride法，也稱為迭代預(yù)過(guò)濾。方程(1)中的分母系數(shù)的初始猜想通過(guò)使用Prony法進(jìn)行。然后進(jìn)行感興趣的信號(hào)與預(yù)先估計(jì)的信號(hào)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(duì)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(hào)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(xì)節(jié)可在Hayes的“StatisticalDigital Signal Processing and Modeling(統(tǒng)計(jì)數(shù)字信號(hào)處理和建模)”，New York，NewYorkWiley and Sons，1996年154-177頁(yè)中找到，該文獻(xiàn)通過(guò)引用結(jié)合于此。
圖13示出對(duì)于與原始信號(hào)相比不同階數(shù)的Steiglitz-McBride法(運(yùn)行10次迭代)光譜模型估計(jì)的曲線。兩種信號(hào)之間的均方差(MSE)對(duì)于10階或以上降到25以下，表明方程(6)中具有10項(xiàng)或以上的ARMA模型充分表示基礎(chǔ)動(dòng)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(jì)的時(shí)間序列。根據(jù)以上結(jié)果顯而易見(jiàn)的是，含碘造影劑推注的動(dòng)態(tài)特性可通過(guò)光譜分析技術(shù)描述并用ARMA信號(hào)建模方法模擬。
再一次地，如上所述的一個(gè)或多個(gè)生理模型(或者例如由Bae等人提出的任一個(gè)模型，或PHYSBE(可從MassachusettsNatick的MathWorks公司購(gòu)買(mǎi)并例如結(jié)合可從MathWorks公司購(gòu)買(mǎi)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(gè)或多個(gè)已知外部病人變量(例如身高、體重或血壓)可在開(kāi)始研究前輸入到模型中，以提供對(duì)病人脈沖響應(yīng)的初始估計(jì)并因此提供對(duì)成像注射的響應(yīng)的初始估計(jì)。這種初始估計(jì)可例如用于在進(jìn)行測(cè)試注射前識(shí)別或改進(jìn)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(shí)施方式中，例如手臂靜脈的流動(dòng)路徑或病人脈管系統(tǒng)的多個(gè)片段可使用可從MathWorks公司購(gòu)買(mǎi)的MATLAB、從PennsylvaniaCanonsburg的ANSYS公司購(gòu)買(mǎi)的ANSYS、從PennsylvaniaPittsburgh的ALGOR公司購(gòu)買(mǎi)的ALGOR或其它應(yīng)用程序模擬。
病人可任選地進(jìn)行測(cè)試注射，且測(cè)得的對(duì)測(cè)試注射的響應(yīng)可用于導(dǎo)出測(cè)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(cè)的病人脈沖響應(yīng)更接近地匹配測(cè)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(shí)間的流逝產(chǎn)生期望的增強(qiáng)水平過(guò)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(jìn)該模型的擬合。
從通過(guò)本發(fā)明的模型確定的病人脈沖估計(jì)中的測(cè)試注射信息的改進(jìn)已經(jīng)足夠，使得在成像注射期間不需要進(jìn)一步的模型更改，并且成像注射在從注射開(kāi)始到結(jié)束計(jì)算時(shí)進(jìn)行。或者，除了測(cè)試注射更改之外，或代替測(cè)試注射，在成像注射期間，來(lái)自一個(gè)或多個(gè)感興趣部位的測(cè)量增強(qiáng)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(cè)。該更改因此可用于在給定注射的同時(shí)確定成像注射協(xié)議/參數(shù)中的變化，以在一個(gè)或多個(gè)感興趣部位中更好地實(shí)現(xiàn)隨時(shí)間流逝的期望增強(qiáng)過(guò)程。
諸如心率或呼吸率的病人參數(shù)可在掃描過(guò)程中例如因?yàn)椴∪司o張或不適的增加而變化。因此，從掃描儀或獨(dú)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(guò)程中，需要在兩個(gè)或以上的身體部位中具有不同增強(qiáng)水平。一個(gè)示例是冠狀動(dòng)脈可視化，其中期望在冠狀動(dòng)脈中具有高對(duì)比度而同時(shí)在右心室中具有中等對(duì)比度(并且在左心室中達(dá)到可能的對(duì)比度)，使得室壁運(yùn)動(dòng)和動(dòng)脈內(nèi)腔直徑可因濃縮造影劑流進(jìn)右心室而在一次掃描中可視化卻無(wú)偽像。此外，在對(duì)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(qiáng)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(lèi)型來(lái)選擇。此外，對(duì)于一些肝臟成像研究，期望造影劑的動(dòng)脈血液水平在肝門(mén)后期(later portal hepatic phase)降低。該結(jié)果目前可通過(guò)進(jìn)行短暫成像注射實(shí)現(xiàn)。然而，由于病人的差異，造影增強(qiáng)水平和造影劑到達(dá)時(shí)間兩者不能被很好控制，并產(chǎn)生非最佳圖像。
為了在多個(gè)感興趣部位實(shí)現(xiàn)期望的固定或隨時(shí)間而變化的增強(qiáng)水平，如果在時(shí)間上足夠分開(kāi)則可使用各種分析方法。然而，如果期望增強(qiáng)水平過(guò)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(huì)碰上困難。在這些情形中，可期望使用在數(shù)學(xué)或計(jì)算機(jī)領(lǐng)域中公知的優(yōu)化器或解算器。一個(gè)示例是考察預(yù)測(cè)增強(qiáng)與期望增強(qiáng)在所選時(shí)段上的均方差。該方法具有增強(qiáng)水平只需要在成像時(shí)間內(nèi)定義的優(yōu)點(diǎn)，而一些分析方法需要增強(qiáng)水平在整個(gè)研究時(shí)段上定義，包括上升和下降時(shí)間。
可使用的一個(gè)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(kāi)發(fā)的廣義簡(jiǎn)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(gòu)買(mǎi)其它語(yǔ)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(diǎn)、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(shí)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(shí)域中的去卷積和卷積法。它可用于例如根據(jù)測(cè)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(qiáng)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(jì)算機(jī)實(shí)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(lái)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(gè)或多個(gè)監(jiān)視裝置。數(shù)據(jù)可任選地在(i)測(cè)試注射之前、(ii)測(cè)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(dòng)提供給計(jì)算機(jī)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(shí)或操作參數(shù)。這些輸出可任選地自動(dòng)在相應(yīng)裝置之間通信、自動(dòng)通信并由操作人員確認(rèn)或更改，或者由操作人員讀取、確認(rèn)或更改并傳輸以輸入到適當(dāng)裝置。自動(dòng)通信路徑可涉及多個(gè)定制或工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)通信協(xié)議的任一個(gè)。手動(dòng)路徑可包括為準(zhǔn)確和/或記錄保持起見(jiàn)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(guó)專(zhuān)利No.6,397,098中描述，該專(zhuān)利通過(guò)引用結(jié)合于此。適用于本發(fā)明的一個(gè)協(xié)議示例是例如在ISO11898中描述的控制器自動(dòng)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(guò)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(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)的一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序中實(shí)施。適用于本發(fā)明的示例計(jì)算機(jī)語(yǔ)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(shí)現(xiàn)本發(fā)明程序的計(jì)算機(jī)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?，多個(gè)操作可分布在與兩個(gè)或多個(gè)裝置關(guān)聯(lián)的計(jì)算機(jī)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(jiàn)的是，在分叉之下注射的液體可采用一條以上的路徑到達(dá)心臟。這些路徑可具有不同的長(zhǎng)度和阻力，從而導(dǎo)致不同的傳輸時(shí)間。圖16A和17A示出在4.5ml/s下20ml的測(cè)試注射以及隨后的4.5ml/s下至少60ml的鹽水注射之后兩個(gè)不同病人的肺動(dòng)脈(PA)增強(qiáng)。圖16A中病人1的增強(qiáng)曲線示出單個(gè)峰，表明造影劑采用單條路徑或具有相似傳輸時(shí)間的多個(gè)路徑。圖17A中病人2的增強(qiáng)曲線示出因造影劑采用具有不同傳輸時(shí)間的路徑而產(chǎn)生的兩個(gè)可分辨峰。為了說(shuō)明這個(gè)，腔室模型的一個(gè)實(shí)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(gè)平行腔，以允許對(duì)圖17A的曲線更準(zhǔn)確地建模。圖16B和17B示出對(duì)于同樣的兩個(gè)病人的升主動(dòng)脈(AA)增強(qiáng)曲線。病人2的雙峰已經(jīng)通過(guò)在肺中傳輸而平滑。因此如果只進(jìn)行AA測(cè)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(cè)試注射來(lái)確定關(guān)于病人對(duì)藥物注射的響應(yīng)的信息。對(duì)于許多模型，測(cè)試注射可具有任意分布，只要該分布為已知即可。對(duì)于一些藥物，流速和量足夠低以致于測(cè)試注射不會(huì)擾動(dòng)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(yùn)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(dòng)。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(dòng)的造影劑就會(huì)消耗其動(dòng)量并減速，因?yàn)樗藭r(shí)只受血液和減速造影劑流(如果存在)的驅(qū)動(dòng)。為了克服這些，造影劑的測(cè)試注射可在恒定流速下進(jìn)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(qiáng)液，以將造影劑驅(qū)出外周脈管系統(tǒng)。圖18A和18B示出對(duì)于兩個(gè)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(shí)現(xiàn)的，因?yàn)樗性煊皠┍畸}水沖洗從外周脈管系統(tǒng)排出。就病人A而言，對(duì)于不用鹽水沖洗的注射，到達(dá)中央脈管系統(tǒng)的有效量?jī)H為所注射的17ml中的13.5毫升。而且注射在僅3秒后開(kāi)始減小，并延長(zhǎng)到13秒。就病人B而言，對(duì)于不用鹽水沖洗的注射，有效量是17ml中的15ml，但是從未達(dá)到實(shí)際流速。因此，最佳測(cè)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(jìn)行兩次或多次的測(cè)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(cè)試注射給出關(guān)于在確定最佳成像注射參數(shù)時(shí)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(dòng)。在一些情形中，這在一定程度上簡(jiǎn)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(shí)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(gè)位置進(jìn)行測(cè)試注射并在一不同位置進(jìn)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(guò)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(shí)可改變?cè)煊皠┲谢钚猿煞值臐舛?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(guò)簡(jiǎn)單的注射系統(tǒng)只使用一種液體實(shí)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(huì)隨著進(jìn)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?yàn)檫@保持了用模型或算法已經(jīng)或正在捕捉的“驅(qū)動(dòng)流”。該性能對(duì)例如美國(guó)專(zhuān)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(zhuān)利通過(guò)引用結(jié)合于此?？蓮馁e夕法尼亞州匹茲堡的Medrad公司購(gòu)得的STELLANT注射器可以例如用于實(shí)現(xiàn)鹽水和造影劑兩者的高壓高流速。第三種選擇在實(shí)際中可較佳，因?yàn)樗试S在需要時(shí)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(gè)結(jié)果可通過(guò)稀釋實(shí)現(xiàn)以保持將造影劑排出外周靜脈循環(huán)的恒定驅(qū)動(dòng)。
通過(guò)具有隨時(shí)間減小的初始較高流速，溢出被忽視的幾率得到減小。護(hù)士可例如在前幾秒內(nèi)觸診注射位置。如果對(duì)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(cè)器對(duì)因高流量下的溢出而產(chǎn)生的更快信號(hào)更加敏感，并因此更有可能在溢出發(fā)生時(shí)停止注射。
一附加實(shí)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(hào)No.10/821,210的美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)(公開(kāi)美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)No.2004/025452)的圖11A-11C所公開(kāi)的，該申請(qǐng)通過(guò)引用結(jié)合于此。該導(dǎo)管的兩個(gè)腔可排列成來(lái)自外腔的流基本上圍繞來(lái)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(guò)中心腔輸送而鹽水或非增強(qiáng)液可在外腔中輸送。這有助于減小推動(dòng)造影劑通過(guò)外周靜脈并進(jìn)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(shí)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(guò)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(cè)試注射在其結(jié)束時(shí)包括非增強(qiáng)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(qiáng)液。類(lèi)似地，當(dāng)首先為病人準(zhǔn)備注射器時(shí)，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(gè)。否則將出現(xiàn)造影劑的非期望早到達(dá)或晚到達(dá)，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(wèn)題。
期望圖像強(qiáng)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(guò)程的絕對(duì)準(zhǔn)確度。例如KV(電子管上的千伏電壓)、FOV(視場(chǎng))、工作臺(tái)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(guò)程中變化的自動(dòng)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(wú)機(jī)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(cè)SL172E 7/01(版權(quán)2001)中所述，其公開(kāi)內(nèi)容通過(guò)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(duì)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?yàn)檫@些組織僅在造影劑到達(dá)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(shí)有效。將病人組織用于校準(zhǔn)的的這種使用對(duì)測(cè)試注射或在成像注射開(kāi)始時(shí)比對(duì)成像注射的中后期更實(shí)用。
QCT標(biāo)準(zhǔn)可例如建立在病人支承臺(tái)、臺(tái)上的襯墊和/或掃描儀臺(tái)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(shù)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(dòng)訪問(wèn)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(jìn)精度，由于X-射線的統(tǒng)計(jì)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(lái)減小或最小化該效應(yīng)。高頻變化或噪聲趨于達(dá)到平均。也可應(yīng)用更復(fù)雜的面積計(jì)算方法。另一方法是將曲線擬合于相對(duì)時(shí)間的霍斯菲爾德單位的測(cè)量值。通常使用的曲線是伽嗎變量曲線。也可使用多項(xiàng)式曲線。這平滑了噪聲并在實(shí)際測(cè)量之間的時(shí)間提供對(duì)增強(qiáng)的估計(jì)。圖16A-17B的測(cè)量曲線表示脈管中ROI(感興趣部位)的平均值加一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)偏差并減去一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)偏差。
用于改進(jìn)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(gè)CT片中，有可能對(duì)若干不同部位成像，例如左心室、肺組織、右心室和降主動(dòng)脈。如果在造影劑流過(guò)不同部位時(shí)將該模型擬合于霍斯菲爾德單位增強(qiáng)，則可實(shí)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?yàn)樵撃Ｐ屯ǔＪ侨菀追蛛x的、并提供對(duì)感興趣的生理可分辨部位的預(yù)測(cè)增強(qiáng)的方法。
本文所述的本發(fā)明若干實(shí)施方式主要涉及實(shí)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(shí)例是如有時(shí)血管成像所期望的相對(duì)恒定或平坦的增強(qiáng)、如對(duì)肝臟轉(zhuǎn)移性癌癥檢測(cè)有用的連續(xù)上升的血液造影劑水平、以及允許門(mén)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(shí)現(xiàn)醫(yī)生作診斷所需的通常任意增強(qiáng)分布，諸如功能成像或灌注映射。
此外，增強(qiáng)在具體時(shí)間段發(fā)生。因?yàn)檫M(jìn)行分析的方法，時(shí)間零點(diǎn)是任意的。在一實(shí)施方式中，期望增強(qiáng)被限定在離0足夠遠(yuǎn)的時(shí)刻，其中注射在0時(shí)刻之后相當(dāng)長(zhǎng)時(shí)間才需開(kāi)始。例如，增強(qiáng)可選擇成在100秒達(dá)期望水平。然后，一旦對(duì)病人優(yōu)化或構(gòu)建模型，則該模型將預(yù)測(cè)成像注射的開(kāi)始時(shí)間，例如70秒。在使用時(shí)，注射開(kāi)始與期望增強(qiáng)開(kāi)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(dòng)(從注射器、掃描儀或設(shè)備的第三部分)，且30秒后掃描儀開(kāi)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(shí)施方式都與基于測(cè)試注射成像或圖像注射成像進(jìn)行的對(duì)病人模型的調(diào)節(jié)、更改或更新相關(guān)地描述(參見(jiàn)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(gè)或多個(gè)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(shí)現(xiàn)的實(shí)施方式不使用測(cè)試注射或注射參數(shù)的實(shí)時(shí)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(kāi)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?？芍膮?shù)。
本發(fā)明的典型實(shí)施方式主要與CT成像的各種實(shí)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(lái)(經(jīng)更改或無(wú)需更改)在所有其它成像裝置和方法中允許改進(jìn)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(guò)程中使用，對(duì)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(gè)或多個(gè)不同或類(lèi)似的模型可在同一診斷過(guò)程中與兩個(gè)或多個(gè)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(qiáng)水平是來(lái)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(guó)專(zhuān)利No.5,840,026和6,385,483中列出，這兩個(gè)專(zhuān)利通過(guò)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(qiáng)水平保持比幾秒更長(zhǎng)的時(shí)間。一個(gè)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(kuò)散到血管外或細(xì)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(xì)節(jié)上不同，但是本文所公開(kāi)的裝置、系統(tǒng)和方法依然有用并且適用。
當(dāng)對(duì)病人開(kāi)發(fā)一個(gè)模型時(shí)它被記錄并保存，使得它成為隨后模型的基礎(chǔ)。有時(shí)這可以消除隨后的測(cè)試，例如消除對(duì)測(cè)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(cè)試掃描測(cè)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(shí)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(qiáng)水平)的輸入信號(hào)。假設(shè)一線性時(shí)間恒定系統(tǒng)(也是因果或穩(wěn)定的)，離散時(shí)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?yàn)樵撓到y(tǒng)被假設(shè)成線性、時(shí)間恒定且因果的，所以在右側(cè)求和內(nèi)的項(xiàng)可被互換，使得輸入-輸出關(guān)系也可寫(xiě)成y(n)=Σm=0nh(m)^x(n-m)]]>方程(16)H(z)項(xiàng)通過(guò)如上所述的病人/藥物系統(tǒng)的預(yù)先建模來(lái)計(jì)算、通過(guò)對(duì)在少量藥物注射的系統(tǒng)的簡(jiǎn)短問(wèn)診過(guò)程中收集的數(shù)據(jù)運(yùn)算的系統(tǒng)識(shí)別技術(shù)來(lái)計(jì)算、或使用兩種方法的組合來(lái)計(jì)算。假設(shè)無(wú)噪聲測(cè)量，方程(15)可重寫(xiě)成線性代數(shù)方程y‾=H‾‾·x→]]>方程(17)其中 是長(zhǎng)×1的列向量， 是描述對(duì)長(zhǎng)度為N(假設(shè)M＝N)的識(shí)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(wèn)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(shí)實(shí)現(xiàn)其全局最小化。一個(gè)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(guò)列秩時(shí)對(duì)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(shí)，方程(19)的解是x‾=H‾‾-1y‾]]>方程(21)其中H的逆陣可通過(guò)許多技術(shù)計(jì)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(diǎn)或由于噪聲而條件變差)，則不能確定可實(shí)現(xiàn)期望輸出的可靠輸入信號(hào)。這是直觀上令人滿意的調(diào)節(jié)，因?yàn)槿绻匠?的系統(tǒng)不可逆則線性、時(shí)間恒定和因果性的條件不再受到強(qiáng)制(或者真實(shí)過(guò)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(wèn)題的規(guī)則去卷積)，其中最小化的表達(dá)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(guò)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(guò)系統(tǒng)識(shí)別法或通過(guò)簡(jiǎn)單地插入從測(cè)試注射成像的時(shí)間增強(qiáng)曲線的值而確定。y項(xiàng)表示期望輸出而u是控制。方程21中第二項(xiàng)表示解決測(cè)量中噪聲破壞和不確定性的手段。矩陣F表示在其對(duì)角線上具有噪聲協(xié)方差估計(jì)的“遺忘”因子。方程(21)可以例如實(shí)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(shí)施方式和/或示例進(jìn)行了詳細(xì)描述，但是應(yīng)該理解這種細(xì)節(jié)是說(shuō)明性而非限制性的，而且本領(lǐng)域技術(shù)人員可進(jìn)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(shū)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(qiáng)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(gè)病人傳輸函數(shù)，所述至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出；確定期望時(shí)間增強(qiáng)輸出；使用所述至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)來(lái)確定注射過(guò)程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過(guò)程輸入來(lái)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(guò)程輸入是通過(guò)考慮所述注射器系統(tǒng)的至少一個(gè)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(gè)病人傳輸函數(shù)是通過(guò)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(shí)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(shí)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(duì)所述病人的至少一個(gè)生理參數(shù)的估計(jì)形成一初始病人傳輸函數(shù)；進(jìn)行注射；以及基于所述注射的至少一個(gè)時(shí)間增強(qiáng)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(gè)病人生理參數(shù)根據(jù)所述至少一個(gè)時(shí)間增強(qiáng)輸出測(cè)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(guò)程之前進(jìn)行的測(cè)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(cè)試注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)輸出是對(duì)至少兩個(gè)感興趣部位測(cè)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(shí)間增強(qiáng)輸出之間的差提供至少一個(gè)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(gè)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(gè)病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項(xiàng)或通過(guò)延遲。
12.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，第一時(shí)間增強(qiáng)輸出是在升主動(dòng)脈或降主動(dòng)脈中測(cè)量得到的，而第二時(shí)間增強(qiáng)輸出是在肺動(dòng)脈干中測(cè)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(shí)間增強(qiáng)輸出是在升主動(dòng)脈或降主動(dòng)脈中測(cè)量得到的，而第二時(shí)間增強(qiáng)輸出是在肺動(dòng)脈干中測(cè)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(gè)病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項(xiàng)或通過(guò)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(gè)病人傳輸函數(shù)通過(guò)以下步驟確定收集與因所述液體的注射產(chǎn)生的時(shí)間響應(yīng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個(gè)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(guò)所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)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(dòng)平均或自回歸移動(dòng)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(shí)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(guò)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(hào)分類(lèi)(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(cè)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(gè)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(gè)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(gè)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(guò)程之前進(jìn)行的測(cè)試注射。
27.如權(quán)利要求26所述的方法，其特征在于，所述測(cè)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(jìn)行一次以上的測(cè)試注射。
31.如權(quán)利要求30所述的方法，其特征在于，一次測(cè)試注射只包括造影劑注射，而另一次測(cè)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(guò)程輸入通過(guò)使用解析解或使用數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來(lái)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(guò)程輸入被優(yōu)化成使輸送給所述病人的所述造影增強(qiáng)液中造影增強(qiáng)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(qiáng)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(qiáng)液是CT造影增強(qiáng)液、MRI造影增強(qiáng)液、超聲增強(qiáng)成像液體或放射性造影增強(qiáng)液。
37.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，至少兩個(gè)病人傳輸函數(shù)被確定，且所述注射過(guò)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(guò)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(shí)別模型確定，而第二病人傳輸函數(shù)通過(guò)使用通過(guò)收集與因注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)而確定的數(shù)學(xué)模型來(lái)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(duì)哪個(gè)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(guò)程確定至少一個(gè)病人生理參數(shù)的方法，包括以下步驟對(duì)至少兩個(gè)不同的感興趣部位測(cè)量時(shí)間增強(qiáng)輸出，以及確定所述時(shí)間增強(qiáng)輸出之間的至少一個(gè)差以提供所述至少一個(gè)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(gè)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(gè)病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項(xiàng)或通過(guò)延遲。
43.如權(quán)利要求40所述的方法，其特征在于，第一時(shí)間增強(qiáng)輸出是在升主動(dòng)脈或降主動(dòng)脈中測(cè)量得到的，而第二時(shí)間增強(qiáng)輸出是在肺動(dòng)脈干中測(cè)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(gè)病人生理參數(shù)是心輸出量、部位中的血容量、速率傳輸項(xiàng)或通過(guò)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(duì)所述病人確定的至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)，所述至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出，所述控制器包括處理器，以使用所述至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)期望時(shí)間增強(qiáng)輸出確定注射過(guò)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(guò)程輸入通過(guò)考慮所述注射器約束的至少一個(gè)操作限制來(lái)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(guò)程輸入通過(guò)使用解析解或數(shù)值約束優(yōu)化技術(shù)來(lái)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(guò)程輸入被優(yōu)化以使輸送給病人的造影增強(qiáng)液中造影增強(qiáng)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(qiáng)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(qiáng)液是CT造影增強(qiáng)液、MRI造影增強(qiáng)液、超聲增強(qiáng)成像液體或放射性造影增強(qiáng)液。
52.一種對(duì)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(shí)間響應(yīng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；以及確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個(gè)數(shù)學(xué)模型，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過(guò)所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)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(guò)程中的造影劑，且所收集的所述數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于因所述造影劑的注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)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(dòng)平均或自動(dòng)回歸移動(dòng)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(shí)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(guò)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(hào)分類(lèi)(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(cè)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(cè)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(jìn)行一次以上的測(cè)試注射。
65.如權(quán)利要求64所述的方法，其特征在于，一次測(cè)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(guò)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(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；確定描述所述數(shù)據(jù)的至少一個(gè)數(shù)學(xué)模型，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過(guò)所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)間傅立葉去卷積確定的即可；以及在所述醫(yī)療過(guò)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(guò)程是使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過(guò)程，且所收集的數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于因所述造影劑的注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)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(dòng)平均或自動(dòng)回歸移動(dòng)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(shí)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(guò)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(hào)分類(lèi)(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(cè)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(jìn)行一次以上的測(cè)試注射。
79.如權(quán)利要求78所述的方法，其特征在于，一次測(cè)試注射只包括造影劑注射，而另一次測(cè)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(guò)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(gè)測(cè)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(cè)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(shí)刻開(kāi)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(shí)刻開(kāi)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(shí)刻基于對(duì)達(dá)到由所述數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強(qiáng)水平的時(shí)刻預(yù)測(cè)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(gè)數(shù)學(xué)模型控制液體的注射，所述數(shù)學(xué)模型通過(guò)收集與因所述造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過(guò)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(gè)處理單元和至少一個(gè)存儲(chǔ)器的計(jì)算機(jī)，所述存儲(chǔ)器將確定所述數(shù)學(xué)模型的計(jì)算機(jī)程序存儲(chǔ)其中。
87.一種在使用成像掃描儀的醫(yī)療成像過(guò)程中使用注射器來(lái)控制造影劑注射到病人體內(nèi)的方法，包括確定至少一個(gè)數(shù)學(xué)模型以預(yù)測(cè)因所述造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)；確定一注射協(xié)議以通過(guò)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(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)；以及在所述醫(yī)療成像過(guò)程中使用所述注射協(xié)議來(lái)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(lái)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(guò)程中因?yàn)橛嘘P(guān)所述時(shí)間增強(qiáng)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(guò)程中根據(jù)有關(guān)至少一個(gè)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(shí)間增強(qiáng)響應(yīng)的步驟通過(guò)使用數(shù)值解算器或數(shù)值優(yōu)化器來(lái)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(gè)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(gè)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(shí)刻開(kāi)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(shí)刻開(kāi)始。
94.如權(quán)利要求93所述的方法，其特征在于，所述第二時(shí)刻基于對(duì)達(dá)到由所述數(shù)學(xué)模型確定的預(yù)定增強(qiáng)水平的時(shí)刻預(yù)測(cè)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(gè)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(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)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(guò)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(shí)別模型來(lái)確定，或者通過(guò)使用通過(guò)收集與因所述病人的注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)確定的數(shù)學(xué)識(shí)別模型來(lái)確定，其中所述數(shù)學(xué)識(shí)別模型描述所述數(shù)據(jù)。
97.一種影響醫(yī)療過(guò)程的系統(tǒng)，包括檢測(cè)病人響應(yīng)的感測(cè)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(gè)數(shù)學(xué)模型控制液體注射，所述數(shù)學(xué)模型通過(guò)從所述感測(cè)系統(tǒng)收集與因所述液體注射產(chǎn)生的時(shí)間響應(yīng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過(guò)所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)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(gè)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(guò)從所述成像器收集與因所述造影劑注射產(chǎn)生的時(shí)間增強(qiáng)曲線相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)來(lái)確定，只要所述數(shù)學(xué)模型不是通過(guò)所述數(shù)據(jù)的連續(xù)或離散時(shí)間傅立葉去卷積而確定的即可。
99.一種在醫(yī)療過(guò)程中使用具有與計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)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(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)；從存儲(chǔ)在所述計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器中的多個(gè)數(shù)學(xué)模型中選擇至少一個(gè)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(guò)程中通過(guò)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(cè)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(cè)量的至少一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域；以及計(jì)算算法，基于所述標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域中的測(cè)量值校正所述病人的感興趣部位上的特征的測(cè)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(gè)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(cè)量所述病人的特征；用所述成像裝置測(cè)量至少一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域；以及基于標(biāo)準(zhǔn)區(qū)域中的測(cè)量值校正所述病人的感興趣部位上的特征的測(cè)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(gè)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(duì)所述病人確定的至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)，所述至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出，所述控制器包括處理器，以使用至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)期望時(shí)間增強(qiáng)輸出確定注射過(guò)程輸入。
全文摘要
一種使用注射器系統(tǒng)將造影增強(qiáng)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(gè)病人傳輸函數(shù)，該至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)對(duì)給定輸入提供時(shí)間增強(qiáng)輸出；確定期望時(shí)間增強(qiáng)輸出；使用至少一個(gè)病人傳輸函數(shù)確定注射過(guò)程輸入；以及至少部分地基于所確定的注射過(guò)程輸入控制注射器系統(tǒng)。
文檔編號(hào)A61M31/00GK101084036SQ200580038906
公開(kāi)日2007年12月5日 申請(qǐng)日期2005年11月16日 優(yōu)先權(quán)日2004年11月16日
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