JP2000506398A - フィードバックによるｃｔコントラスト増強の予測方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 特定体質をもつ人の心臓血管系の生理学的構造の数学的モデルに基づいて予測増強レベルを分析し、許容可能な増強レベルが予測されるまで、注入プロトコルを更新し、最適スキャン時間を決定し、かつＣＴスキャナ（１０）および造影剤注入器を制御することにより、造影剤の最適注入プロトコルを予測する方法および装置。

Description

【発明の詳細な説明】 フィードバックによるＣＴコントラスト増強の予測方法および装置 発明の分野 本発明は、広くは、患者のコンピュータ断層撮影スキャンニングの前に、臓器 の特定のコントラストの増強を予測する装置および方法に関する。より詳しくは 、本発明は、種々の造影剤注入プロトコルを受ける種々の身長および体重をもつ 患者の臓器特定増強を予測し、オペレータがスキャンの開始前に適当な注入プロ トコルを選択できるようにし、かつフィードバックとして注入後に全身に亘る実 際の造影剤の移送を測定して予測の確認および較正を行なうための、全身に亘る 造影剤移送のコンピュータシミュレーションに関する。発明の背景 コンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、物体のＸ線減衰係数を測定する普及した診 断撮像法である。このＸ線減衰係数は、ハンスフィールドユニット（ＨＵ）で表 される。ＣＴスキャン中、平行Ｘ線ビームが患者に当てられ、かつ減衰した残留 放射線が検出器により測定され、検出器の応答がコンピュータに伝達される。コ ンピュータは、患者の位置および対象領域に対するＸ線ビームの空間的関係を考 察する。コンピュータは、検出器からの信号を分析して、モニタ上に可視画像を 再構成しかつディスプレイする。この画像はそのまま見ることができるし、また は後の評価のため記憶される。 ハンスフィールドユニットは、物体によるＣＴＸ線の相対吸収(この吸収は、 原子番号に関係する)、電子密度、物体の物理的厚さ、およびＸ線のエネルギス ペクトルによる影響を受ける。身体における種々の組織の電子密度の類似性のた め、ＣＴスキャンは、ときどき画質の低下をもたらす。このような状況で良好な 結果を得ようとする試みとして、ヨウ素のような造影剤を患者の血流中に注入し 、組織の相対放射線密度を変化させることにより全体的診断効能を高める方法が ある。 造影剤を使用する場合、非常に重要なことは、閾値に関する幾つかの場合に、 ＣＴスキャン時間を対象領域におけるコントラストの最大レベルの時間に調和さ せることである。造影剤は血流中に注入されるので、対象領域におけるコントラ ストの充分なレベルの開始時点および持続時間に影響を与える。例えば、心臓血 管系は、血流中への造影剤の注入後に、造影剤を全身に循環させる手段となるの で、患者の心拍出量が造影剤の分散並びに造影剤が特定臓器または血管に到達す るのに要する時間に大きな効果を与える。 静脈のコントラスト増強についての現在の理解は、造影剤の種類、体積および 濃度、注入技術、カテーテルサイズおよび部位、ＣＴスキャン技術、患者および 組織の特性を含む多くの相互作用ファクタにより複雑化される。これらのファク タのうち、コントラストの増強に影響を与えるものおよび調節できない変量は患 者に関するものである。これらのものとして、年齢、性、体重、身長、心臓の状 態、腎機能および他の病状がある。この１０年来、種々の血管造影剤および注入 プロトコルを試験する多くの臨床研究が報告されている。しかしながら、コント ラスト増強は、多くの点で、コントラスト増強の機構の厳格な定量分析に頼るの ではなく、依然として、医者の経験および直感に頼るところが大きい。発明の要約 本発明は、種々の造影剤注入プロトコルを受ける特定体質をもつ患者の組織特 定ＣＴコントラスト増強を予測する方法および装置を提供する。本発明の方法は コンピュータプログラムで実施するのが好ましく、コンピュータ自体は、オペレ ータの選択に従って、ＣＴスキャンを制御するのに使用することもできる。コン トラスト増強ののこのような生理学的モデルは、多くの潜在的医療用途を有して いる。 本発明は、人の心臓血管系の隔室型モデルを使用しかつモデルの各隔室へのマ ス移送（mass transport）を定める微分方程式を割り当てる。血液体積、領域的 血流および細胞外流体体積等の領域的循環パラメータは、使用可能なデータを使 用して、微分方程式への入力を形成する。内蔵（organs）および血管等の局部組 織構造は、心臓血管系に投与される造影剤の分散および拡散を定めるため数学的 にモデル化される。次に、局部的組織構造のモデルを用いて領域的循環パラメー タを積分することにより、全体モデルが形成される。 本発明（本発明は、コンピュータプログラムで実施するのが好ましい）は、時 間とともに変化する体内での造影剤の分布および濃度を正確に予測できる。この ため、オペレータは、特定注入プロトコルについて、患者の特定臓器または組織 における最大増強の時点および時間を予測できる。最も重要なことは、オペレー タが、本発明を使用し、プログラムからの出力データ基づいて、スキャンを開始 すべき時点およびスキャン時間を予測できる。この出力はデータストリームの形 態にするか、コントラスト増強対時間のグラフにすることができる。当業界では 、スパイラルＣＴスキャナおよびヘリカルＣＴスキャナ等の新世代のＣＴ機械が 知られており、一般的なスキャンニング手順は約３０秒以内に完了する。本発明 は、増強が適当な閾値を超える最大増強期間中に全スキャンが行なわれるように 、オペレータが、注入プロトコルを選択することを可能にする。 従来技術には、対象領域についてのコントラスト増強レベルをモニタリングし かつ出力する装置がある。これらの従来技術による装置を使用して、オペレータ は、患者に造影剤を注入し、出力を見て、かつ患者の対象領域に達成される増強 レベルが許容できるようになった時点に基づいてスキャンを開始すべき時点を決 定する。従来技術の装置は、造影剤の注入および対象領域の低用量Ｘ線を必要と する。例えば、従来技術では、造影剤の注入が開始され、従来技術の装置は対象 領域の増強レベルを規則的間隔でモニタリングして出力を発生する。オペレータ は、出力を見て、次に、いつスキャンさせるべきかを決定する。 臓器の増強レベルを決定する従来技術として、造影剤注入中の臓器の低用量プ リスキャンニングがあり、この一例としてBrownの米国特許第5,459,769号がある 。この米国特許では、注入開始から短時間経過後、スキャンすべき臓器に低用量 Ｘ線が用いられる。画像は、低用量Ｘ線で構成され、かつ臓器の増強レベルが全 用量スキャンを開始するのに充分なレベルになった時点をオペレータが決定でき るように表示される。 本発明は、低用量Ｘ線を用いる必要なく造影剤の注入前のコントラスト増強レ ベルおよび増強レベルの継続時間を予測できる点で、従来技術を大幅に改善した ものである。また、造影剤の注入速度および濃度等のような種々の注入変量によ って増強レベルが変化されるので、本発明は、特定患者について最良の注入体系 を選択できるように、種々の選択肢の計算を可能にする。従来技術の装置は、特 定体質をもつ特定患者が、所与の注入プロトコルで所望の閾増強レベルを確保し ているか否かを決定する場合にオペレータを補助しない。 従って、患者の特定体質または特定患者の不適当な注入プロトコルのため、閾 増強レベルには決して到達しな場合には、スキャンを完了できずかつ第２回目の 注入を含む全プロセスを反復しなければならない。この場合でも、オペレータは 、修正注入が、当該患者の特定体質および注入プロトコルに基づく所望の閾増強 レベルに到達したか、または閾レベルに到達した場合でも、所望のスキャン時間 の全体に亘って閾レベルが維持されるかを確認することはできない。これは、以 下に詳述するように、コントラストの増強挙動が複雑な或る組織のスキャンを行 なう場合に特に重要である。 また本発明は、オペレータが、コリメーションすなわちスライス厚さおよびテ ーブル速度を調節してスキャンを最適化することを可能にする。ＣＴスキャン中 、患者は、頭部から爪先まで垂直方向におよび選択された対象領域上でＣＴスキ ャナを通って移動するテーブル上に載せられる。コリメーションすなわちスライ ス厚さは、身長方向にスキャンされる患者の身体のスライスの厚さである。テー ブルは、通常、コリメーション厚さの２倍までの秒速で移動される。本発明の方 法および装置の使用により、オペレータは、コリメーション速度およびテーブル 速度を最適化することができる。例えば、閾増強レベルの時間が制限される場合 には、オペレータは、全スキャンが最大増強レベル時間中に完了することを確保 すべく、高いテーブル速度または大きなコリメーション厚さを用いなければなら ないことを知っている。従来技術では、スキャンのカスタマイジングにより精度 が低い。 本発明では、コンピュータプログラムにより、オペレータは、閾増強レベルを 超える予測増強レベルの時間を決定できる。この情報は、オペレータに、スキャ ン時間、スキャン開始時点およびテーブル速度等の種々のスキャンパラメータを 調節する手段を与え、予測増強レベルが閾レベルより上にある間にスキャンが行 なわれるようにする。従って、本発明は従来技術を大きく改善することができる 。 上記のように本発明では、予測増強レベルを使用して、注入プロトコルを最適 化しかつ注入パラメータを調節し、予測増強レベルが閾レベルを超える時間を増 減させる方法を提供することにより従来技術を改善した。また本発明は、予測増 強レベルが、スキャン時間より非常に長い時間に亘って閾レベルを超える最適ス キャン開始時点を決定する手段を設けることによっても改善される。 本発明は、別個のコンピュータにより、またはＣＴスキャナのコンピュータと 一体化した多くの方法で実施できる。必要なことは、本発明に従ってプログラム されたコンピュータを、ＣＴスキャナの制御装置と一体化させることである。ま た本発明は、患者パラメータおよび造影剤注入プロトコルの所与の入力を行なっ てコントラスト増強を予測するコンピュータが設けられた造影剤注入システムで 実施することもできる。この注入システムの使用により、注入プロトコルの調節 が容易に行なえる。 本発明に従ってプログラムされたコンピュータを備えた造影剤注入器は、ＣＴ スキャナを備えた完全一体化されたシステムとして、または独立システムとして 作動できる。本発明が、注入システムおよび低用量プリスキャンＣＴが設けられ たＣＴスキャナの両者と一体化されたコンピュータシステムの一部として使用さ れるとき、スキャンパラメータの最適組が、低用量スキャンニングにより得られ た実際の増強測定値に基づいて調節される。 本発明は、増強レベルに影響を与える変量の標準値を使用できかつ患者の特定 値を入力することもできる。例えば、患者の特定体質とは、血液の容量、血流等 の変量の標準値が増強レベルの正確な予測を与えないというような場合である。 本発明は、このような状況を解決する幾つかの方法を利用している。１つの方法 は作動をカスタマイズする患者特定情報を、特定患者に入力することである。患 者特定情報として、体重、年齢、身長および性がある。これらの変量は、測定お よび入力されて標準変量を調節する。 ときには、容易には測定できない他の変量を修正する必要がある。当業界で良 く知られているように、心拍出量は、身長または体重のようには容易に測定でき ない。もちろん、既知の心臓病歴をもつ患者または高齢者は、殆どの場合、心拍 出量は正常値より低くなるであろう。このような場合には、本発明は標準値を調 節することができる。 本発明の方法の他の特徴は、オペレータが、心拍出量として幾つかの選択値を 選択できかつ各値について一群の予測増強曲線をつくることができることである 。造影剤の注入が開始された後、実際の増強測定値と、一群の曲線の最初の部分 とを比較して、どの群のメンバが実際の結果に最も近いかを決定できる。このよ うにすれば、スキャンの早期でかつ閾値に到達する前に、スキャンが行なわれる ときに最良の予測が得られる曲線の選択が行なえる。この選択は、オペレータが 行なうこともできるし、コンピュータにより自動的に行なうこともできる。 本発明者は、患者の心拍出量のような未知の患者特定パラメータのインジケー タとして低用量プリスキャンニングを使用する実大動脈増強レベルの連続測定値 と比較した予測大動脈増強レベルを使用することにより、この方法に改良を加え た。 本発明では、予測増強レベルは、注入プロトコルの所与の組の患者特定パラメ ータについて、予測増強レベルが計算される。造影剤を患者に注入する前に、オ ペレータは、患者に特定のパラメータおよび注入プロトコルを、コンピュータに 入力する。該コンピュータは、注入器またはＣＴスキャナと一体に構成するか、 またはスタンドアロンパーソナルコンピュータで構成することができる。本発明 の方法は、時間の関数としてスキャンされる組織の予測組織増強レベルを与える コンピュータからの出力を供給する。この出力に基づいて、オペレータは、本発 明を使用して注入プロトコルを修正し、少なくとも所望のスキャン時間の間は予 測組織増強関数が閾レベルを超えるようにする。 予測組織増強関数が閾レベルより実質的に大きいことが出力により証明される と、本発明はオペレータが注入プロトコルを修正して、注入体積または注入速度 を減少させることを可能にする。予測増強関数が、スキャン時間中、閾レベルに 一致しないかこれを超えない場合、または閾レベルを超えない場合には、本発明 は、造影剤の注入速度または体積を増大させることにより、注入を修正すること ができる。プログラムは、修正した注入体積および／または注入速度に基づいて 再び計算を繰り返しかつ修正した予測組織増強関数を得る。 予測組織増強関数が、所望のスキャン時間より実質的に長い一定時間、閾レベ ルより上にあることが判明すれば、オペレータは、上記方法を使用して、造影剤 の注入速度または体積（またはこれらの両者）を減少させ、予測増強レベルを、 スキャンパラメータを依然として満たす範囲に低下させて、造影剤を節約しかつ 患者に与える可能性のあるあらゆる副作用を最小にする。別の構成では、本発明 の方法は、増強レベルが閾レベルを超える時間内でスキャンを行なう最適時間ウ ィンドウ(optimal temporal window)の予測を行なう。 選択された注入プロトコルおよび患者特定パラメータが、本発明の出力により 証明される許容可能な増強レベルをつくることをオペレータが満足したならば、 オペレータは、対象領域の増強レベルを予測しかつ低用量モニタリングしかつ予 測レベルとモニタリングからの実測定レベルとを比較して予測組織増強関数を更 新または修正することにより、予測精度を更に高めることができる。このように して、本発明は、実増強測定値からのフィードバックを使用して予測を微調整す る。 本発明のこの特徴を実施するため、オペレータは、対象領域についてベースラ インスキャンを遂行する。ベースラインスキャンとは、Ｘ線用量が一般的なスキ ャンよりも大幅に低下された低用量スキャンまたは部分スキャンである。ベース ラインスキャンの完了後、オペレータは造影剤の注入を開始する。注入開始後、 オペレータは、大動脈のような対象領域の低用量プリスキャンを遂行して実大動 脈増強レベルを得る。プリスキャンは、上記ベースラインスキャンと事実上同一 でありかつ低用量スキャンでもあり、かつＣＴスキャナのガントリーの全回転よ り低い回転を使用できる。大動脈の増強の実際の測定を使用して、本発明は、心 拍出量のような患者パラメータのモデルを較正できかつ修正された組織増強予測 を与える。 本発明は、スキャンされる臓器または血管が、或る持続時間中、閾増強レベル を維持されない特定用途を有する。このような一例として、ＣＴ血管造影法があ る。ＣＴ血管造影法では、ＣＴスキャンは血管または脈管について行なう。臓器 とは異なり、血管は一定時間に亘って高い増強レベルを維持することがなく、ス キャンのタイミングは厳格である。従来技術では、ＣＴ血管造影法は、試験用量 の造影剤を注入し、かつ低用量Ｘ線を使用して造影剤が対象領域に到達する経過 時間を測定することにより行なわれている。その後、全用量の造影剤が注入され 、前に測定した時間遅延の経過後にスキャンが開始される。しかしながら、スキ ャンを首尾よく行なうのに必要な特定増強レベルが達成されかつ維持されるとい う保証はない。上記本発明の方法および装置を使用すれば、時間遅延だけでなく 、増強度合いおよびその持続時間をより正確に予測できる。 本発明の原理の特徴および長所を上述したが、本発明の好ましい実施形態を示 す添付図面および以下の説明を参照することにより、本発明は一層良く理解され よう。図面の簡単な説明 第１図は、完全なＣＴスキャナシステムおよびコンピュータ制御コンソールの コンポーネンツを示す図面である。 第２図は、人の心臓循環系の主要臓器を示す概略図である。 第３（ａ）図は、一定の入力濃度Ciおよび入力流量Qiをもつ入力と、体積Ｖと 、濃度Coおよび出力流量Qoをもつ出力とを備えた単一ウェル攪拌型隔室(single well stirred compartment)を示すブロック図である。 第３（ｂ）図は、第３（ａ）図の入力の入力濃度を示すグラフ、および時間に 対する対応出力濃度Coを示すグラフである。 第４（ａ）図は、血管内(ＩＶ)、細胞外(ＥＣ)および細胞内(ＩＣ)の３空間に モデル化された臓器を示すブロック図である。 第４（ｂ）図は、第４（ａ）図のＩＶ空間およびＥＣ空間の間のマス移動速度 （ｄＭ／ｄｔ）を詳細に示すブロック図である。 第５図は、身体の全心臓血管系モデルを示すブロック図である。 第６図は、予測造影剤増強レベルを決定する方法のステップを示すフローチャ ートである。 第７図は、患者情報および造影剤プロトコル情報についてのオペレータ制御に 関する第６図の方法のサブルーチンのフローチャートである。 第８図は、心臓血管系モデルの各要素に微分方程式を割り当てる第６図の方法 のサブルーチンのフローチャートである。 第９図は、ハンスフィールドユニット（ＨＵ）での増強と、ヨウ素濃度(Img/m l)との間のリニア関係を示すグラフである。 第１０図は、表６に示す２相低速注入プロトコルを使用した大動脈増強および 肝臓増強を示す実験グラフ（第１０（ａ）図）およびシミュレーショングラフ （第１０（ｂ）図）である。 第１１図は、表６に示す単相低速注入プロトコルを使用した大動脈増強および 肝臓増強を示す実験グラフ（第１１（ａ）図）およびシミュレーショングラフ （第１１（ｂ）図）である。 第１２図は、表６に示す単相高速注入プロトコルを使用した大動脈増強および 肝臓増強を示す実験グラフ（第１２（ａ）図）およびシミュレーショングラフ （第１２（ｂ）図）である。 第１３図は、体重１１０、１５０、２００および２５０ポンドの仮想患者につ いての本発明により得られた肝臓増強曲線（第１３（ａ）図）および大動脈増強 曲線（第１３（ｂ）図）である。 第１４図は、透過性（ＰＳ）の値が0.1、1.0、２０および無限大である場合 の大動脈増強曲線（第１４（ａ）図）および肝臓増強曲線（第１４（ｂ）図）で ある。 第１５図は、本発明によりつくられたデータストリームであり、表６の単相高 速注入プロトコルを使用して、標準血液体積および標準心拍出量をもつ仮想患者 の予測大動脈増強レベルおよび肝臓増強レベルを示すものである。 第１６図は、本発明によりつくられたグラフであり、第１５図のデータを用い た、時間に対する予測大動脈増強レベルおよび肝臓増強レベルを示すものである 。 第１７図は、種々の構成部品からなるパワー注入システムを示す斜視図である 。 第１８図は、本発明によりつくられたグラフであり、時間に対する予測増強関 数の曲線に閾増強レベルを示す線を重ね合わせたところを示すものである。 第１９図は、本発明によりつくられたグラフであり、予測増強関数を示しかつ 予測増強関数が閾値を超える時間を識別するところを示すものである。 第２０図は、第２１図のフローチャートのプロセスステップを用いた、本発明 のアウトプットを示す表である。 第２１図は、スキャン時間より長い時間、閾値を超える予測増強関数を与える 注入速度および注入体積を計算するのに使用される本発明の方法ステップおよび 最適スキャン時間を、前記スキャン時間より長い時間内に選択する方法ステップ を示すフローチャートである。 第２２Ａ図および第２２Ｂ図は、本発明を用いてつくられたグラフであり、４ つの予測大動脈増強曲線（第２２Ａ図）および選択できる４つの大動脈拍出量に 対応する４つの予測肝臓増強曲線（第２２Ｂ図）を示すものである。 第２３図は、所与の患者の予測大動脈増強曲線および実大動脈増強曲線並びに 予測肝臓増強曲線および実肝臓増強曲線を示すグラフである。 第２４図は、本発明を用いてつくられた表であり、選択できる４つの大動脈拍 出量についての４つの予測大動脈増強レベル、およびＡＵＣ計算による注入後の 特定経過時間での実予測増強レベルを示すものである。 第２５図は、本発明を用いてつくられた表であり、第２４図の表から計算した 心拍出量を用いて注入した後の特定経過時間での予測肝臓増強レベルを示すもの である。 第２６図は、所定量のＡＵＣを達成すべく、実増強曲線についての実測定時間 と相関関係を有する予測最適立上がり時間の表から、肝臓スキャンニングの最適 立上がりを選択するための本発明の方法ステップを示すフローチャートである。好ましい実施形態の詳細な説明 コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンニングは、非常に優れた放射線診断装 置である。第１図には、慣用的なＣＴスキャナの主要構成部品が示されている。 ＣＴスキャナ１０は、Ｘ線管および検出器アレーを有している。電力は、スキャ ナ電子制御装置１４およびスキャナサービスモジュール１６により制御される高 電圧発生器１２により供給される。患者の支持／位置決め用寝台１８は移動して 、患者をスキャナ１０に通して移動させることができる。スキャナ１０および電 圧発生器１２は、操作コンソール２０からの電子指令を受け、かつデータを、画 像 ＣＴスキャンを含む多くの放射線処置は、特定の制御条件下で造影剤を注入す る必要がある。例えば、ＣＴスキャンニングは、スキャンの精度を最高にするに は、造影剤の注入および注入プロトコルのパラメータについての高度の制御を必 要とする。これらの注入を手作業で終始一貫して行なうことは困難であろう。従 って、これらの注入は、通常、動力注入器または注入システムとして従来知られ ている機械式装置により行なわれる。注入器システムは、ＣＴスキャン前の患者 への造影剤の注入の重要な制御が行なえる。 ＣＴスキャン用注入システムは、幾つかの基本構成部品を有している。注入シ ステムの一例が、第１７図に参照番号１２８で示されている。注入システム128 は、柱脚１３２に取り付けられた制御ユニット１３０と、該ユニットと一体の注 入ヘッド１３４およびアーム１３６とを有している。注入システム１２８には、 これを第１図に示すようなＣＴスキャナに使用できるように、ユニットとしてキ ャスタを付けることができる。注入システム１２８の制御ユニット１３０は、注 入の設定を行なう制御パネルと、情報およびデータを表示するディスプレイとを 有している。制御パネル上の制御装置およびインジケータは、システムに利用さ れるオプションの種類に従って変えることができる。注入システムの一例として 、Medrad社（ペンシルバニア州、ピッツバーグ）の製造に係る「Mark V Plus」 注入システムがある。 注入ヘッドは注射器を有しかつ動力注入を行なう。アームは、ローディングま たは注入のために容易に移動できるようにヘッドとコンソールとを連結している 。注入ヘッドが高いため、ＣＴスキャン中に注入ヘッドを患者の上に配置できる 。別の構成として、注入ヘッドおよびアームを、ＣＴスキャンテーブル、天井マ ウントからのオーバーヘッド、またはＣＴシステムの近くに取り付けられた壁に 取り付け、制御パネルを、ＣＴスキャンの制御装置と一体化されたコンソールに 一体化することもできる。 注入ヘッドは、床に取り付けるか、オーバーヘッドシステムに取り付けられた トラックに取り付けることもできる。殆どの場合、制御パネルは、オペレータの 安全性のため、ＣＴスキャン制御ブースの内部に取り付けられる。また、殆どの 注入システムは、必要に応じて呼び出すことができるコンピュータプログラムを 記憶したマイクロプロセッサオーバーヘッドメモリを有している。また、注入シ ステムには、造影剤を体温または体温に近い温度に暖めかつ維持する加温システ ムを設けることもできる。加温システムは造影剤の粘度を低下させ、これにより 、造影剤の流れ抵抗が低下されかつ注入中に患者が被る不快感を緩和できる。殆 どの注入システムは、注射器のピストンを出し入れして造影剤を供給するのに、 ジャッキねじに連結された電気駆動モータのような動力高圧機構を使用している 。 また、注入システムは、ＣＴ撮像システムとインターフェースさせることもで きる。ＣＴ撮像システムに注入システムをインターフェースさせることにより、 撮像システムにより注入システムを付勢させること、または注入システムにより 撮像システムを付勢させること等のバリエーションが可能になる。また、双方向 制御が可能になり、一方の装置により他方の装置を制御すること、および装置が 連結されるときに両装置のシーケンスおよびタイミングをオペレータが選択する ことができる。例えば、ＣＴスキャン撮像システムには注入システムを付勢でき るようにする制御装置を設けることができ、かつ注入システムには、注入システ ムが信号をＣＴ撮像システムに送ってスキャンの開始を付勢できるようにする制 御装置を設けることもできる。注入システムと撮像システムとのインターフェー スの詳細および制御装置は、当該技術分野で良く知られている。 注入システムの制御パネルは、注入シーケンスのパラメータを設定するのに使 用される。制御パネルは、通常、種々の入力パラメータのための英数字キーボー ドおよびボタン並びにシステムのメッセージを表示する窓を有している。制御パ ネルは、注入パラメータを受け入れかつ表示し、かつ注入結果および注入システ ムの制御に関する他のメッセージを表示する。制御パネルは、注入速度、体積、 注入時間、注入圧力および注入遅延を含む注入プロセスの種々のパラメータを制 御するように、オペレータが注入システムをプログラムすることを可能にする。 注入速度は、造影剤の供給量（単位時間当たりの供給量）として定義される。注 入速度は、造影剤の粘度、カテーテルの長さおよび直径、および注入圧力により 定まる。特定処置に選択される特定注入速度は、処置自体、注入すべき血管およ び患者の体質により定まる。注入速度は、これらのファクタに基づいて、0.1ml/ sという低速から４０ml/sという高速まで変えることができる。 本発明は、コンピュータプログラムに従って実施されるのが好ましい。殆どの ＣＴスキャナおよび注入システムはコンピュータを使用してこれらの作動を制御 するので、本発明はこれらと一体化することができる。この態様では、オペレー タは、注入前またはスキャン前にプログラムを実行できるであろうし、コンピュ ータは、最適注入およびスキャンパラメータを決定しかつ決定された値を用いて 注入およびスキャンを完了できるであろう。この方法では、注入システムのコン ピュータまたはＣＴスキャンのコンピュータ（または結合システムでの共有コン ピュータ）は、注入プロトコルおよびスキャンパラメータの決定並びに実施がで きるであろう。あるいは、このプログラムを保有するコンピュータを利用できる であろう。スキャンパラメータおよび注入プロトコルは、別々のコンピュータで プログラムを実行することにより決定され、次に、オペレータによりまたはコン ピュータデータ伝送法を用いて注入システムのコンピュータまたはＣＴスキャン のコンピュータに入力することができる。 本発明は、人の心臓血管系のモデルを用いて、造影剤の全身へのマス送給(m-a ss transport)を説明する。心臓血管系は、造影剤が血流中に注入された後に、 造影剤を全身に循環させる手段を形成する。人の心臓血管系は非常に複雑でかつ ニューロンコントロール、ホルモンコントロールおよび心理学的コントロールを 含む多くのコントロール機構を有する。第２図に概略的に示す簡単化した人の心 織血管系は、心臓と、血管網と、リザーバとして機能する重要臓器からなる。通 常の血液体積および全身の流れ分布は従来技術において良く確立されておりかつ 表１および表２に示されている(全ての表は付表Ａに示されておりかつ本願に援 用する)。 良く知られた情報に基づき、このモデルは、平均血液体積は５リットルである と仮定した。これは、３リットルの血漿と、２リットルの赤血球とからなる。ま た既知の情報から、平均心拍出量は１分間当たり6.5リットルであると見積もっ た。これらの値は、標準モデルの心臓血管系を説明するのに使用されている。し かしながら、本発明の方法および装置は、これらの値を、以下に概説する標準ノ モグラム（計算図表）を用いて、患者の年齢、性、体重および身長に従って調節 できる。 造影剤は、血流から毛細膜を通って血管外空間内に能動的に拡散するので、全 身での液体の分散は、心臓血管モデルに含まれる。平均体重（７０kg）の成人の 全身の水量（ＴＢＷ）は４０リットルであると仮定した。ＴＢＷは、２つの主要 成分、すなわち細胞内液（ＩＣＦ）と、細胞外液（ＥＣＦ）とに分割された。Ｅ ＣＦは更に、介在液（interstitial fluid）、血漿および脳脊髄液を含む幾つか のより小さな分画に分割される。介在液は最大分画であり、リンパ管内および細 胞間の空間内にある。 ＥＣＦ体積は、通常、稀釈法（稀釈法では、物質が血流中に注入されかつ細胞 内には殆ど入ることなく細胞外液分画の全体に亘って拡散する）を用いて見積も られる。しかしながら、このような稀釈研究用の理想的物質は識別されておらず 、体重７０kgの成人についての測定値は、使用される物質に基づいて９〜２２リ ットルの範囲内にある。測定したＥＣＦの大きさは、使用される物質の分子量の 増大につれて減少する。イオヘキソールの見掛け体積分布は、0.27 l/kgである と報告されている。かくして、体重７０kgの成人の場合は、これは18.9リットル のＥＣＦに相当する。このモデルでは、3.0リットルの血漿体積をもつＥＣＦ体 積にこの値が使用された。心臓血管モデルに使用される体液の全見積り分布が表 ３に示されている。 局部臓器(local organ)中の液体の詳細分布は、臓器の標準マスおよびその含 水量から見積もられた。全身の毛細血管床の体積は約３００mlであると見積もら れている。しかしながら、種々の領域における毛細血管の詳細な減少(breakdown )は使用できない。また、臓器内の毛細血管の数は、臓器毎に異なる。領域的毛 細血管体積は、領域的血流およびこの仮定に適用された心臓血管モデルに直接比 例する。これらの値は、腎臓および肝臓等の高灌流臓器では課題に見積もられる 傾向があるが、これがモデルの性能を妨げるものではない。表４は、表２に示し た領域的血流値から見積もった全身循環における領域の毛細血管体積を示す。 本発明では、細胞外液および細胞内液の領域的分布を計算することも必要であ る。全体液の領域的分布は、各臓器およびその含水量の既知のマスから、密度を 1.0g/mlと仮定して計算される。表５には、臓器の水分の重量および％並びにこ れらの合計液体値から毛細血管体積を引いた値が示されている。情報を利用する ことなく、このモデルは、胃、脾臓および腸における水分を７０％であると仮定 する。肺は５０％の実質組織および５０％の非実質組織からなり、その毛細血管 体積は、それぞれ１５０mlおよび５mlである。 上肢、体幹および下肢の全体液は、全身の水体積（４０リットル）から、血液 体積（５リットル）および毛細血管（4,726ml）を引いた臓器の全液を減じるこ とにより計算した。上肢に対する下肢および体幹のマス比は約４：１である。か くして、上肢の全身の体液は6,055mlとなり、下肢と体幹との全身の体液は、24, 219mlになる。 表３は、ＩＣＦ液およびＥＣＦ液の全体積が、それぞれ19.1リットルおよび15 .9リットルであることを示す。しかしながら、ＩＣＦおよびＥＣＦの領域的分布 は示されていない。皮膚、脂肪組織、Ｇ−Ｉ路および肝臓等の或る組織は、例え ば筋肉より大きい細胞外液／細胞内液の比を有する。このような液比に関するデ ータは全く利用できないので、ＩＣＦに対するＥＣＦの比は全ての体領域で同じ であると仮定した。例えば、肝臓のＥＣＦ体積およびＩＣＦ体積は、それぞれ５ ２４mlおよび６２９mlであると見積もった。 領域的血流、血液体積および体液を見積もった後、領域的領域内の血管内に投 与されかつヨウ素化された造影剤を説明するため、領域的構造を数学的にモデル 化した。血管は、脈動血流および種々の圧力勾配に適合できるように、複雑な機 械的特性をもつ粘弾性体である。大きな血管内の血流は一般に層流であるが、分 子拡散、流れの脈動および多分岐点での対流のため、血管内には或る混合が生じ る。拡散は、小さくかつ低圧の血管よりもむしろ大きい。モデルを簡単化するた め、血管は、これらの動的脈動の影響を直接受けない剛性構造体であるとした。 血管は、長手方向の混合が全くない簡単な導管として、心臓血管モデルで分析 される。これは、当該技術分野において「プラグ流」として知られている。この モデル形式では、各動脈および静脈がセグメントに分割され、かつ血液は鼓動の 度毎にプラグ（栓）として流入しかついかなる長手方向の混合も生じさせないで 同体積の血液を変位させる。このアプローチによる主な問題点は、循環の間中の 各セグメントの履歴を記憶させるのに、コンピュータメモリへの要求が過酷なこ とである。他のアプローチは、血管を、血液が良く攪拌される隔室または良く混 合される血液のプールとして考えることである。このアプローチは、計算を簡単 化し、コンピュータに記憶させることは非常に少なく、かつ従来技術におけるプ ラグ流モデルとしても機能することが証明されている。かくして、心臓血管モデ ルでは、心臓および血管は、良く攪拌される隔室として分析された。 第３（ａ）図に示すように、良く攪拌される隔室は、単一の入口流および単一 の出口流をもつ一定体積Ｖを収容する。ＱiおよびＱoは、それぞれ、血液の入口 体積速度および出口体積速度を表す。入口速度および出口速度は、一定体積の隔 室では同じである(Ｑ＝Ｑi＝Ｑo)。ＣiおよびＣoは、それぞれ、造影剤の入口濃 度および出口濃度を表す。本発明者は、隔室は血液を良く混合すると考えるので 、隔室内の濃度は出口の濃度と同じである。濃度のマスバランスは、次式を用い て第３（ａ）図および第３（ｂ）図に概略的に示すフィックの原理により説明さ れる。 Ｖ＊ｄＣo／ｄｔ＝Ｑ（Ｃi−Ｃo） 所与の体積Ｖ、体積速度Ｑおよび入口濃度Ｃiについて、本発明者は、この微 分方程式を解くことにより、出口濃度Ｃoを見積もることができる。良く混合さ れる隔室の正味効果は、入口濃度を隔室の全体に亘って分散させて、一定時間に 亘って出口濃度をより広く分散させることである。一定時間Ｔに亘って速度Ｑが 一定である場合には、段階関数として与えられる入口濃度は、第３（ｂ）図に示 すような出口濃度曲線に数学的に変形される。この変形は、Ｖ、ＱおよびＴの２ つの指数関数として数学的に説明される。出口濃度曲線は、入口濃度曲線よりも 時間的長くなっており、中央ピークが存在する。 臓器のモデル化は血管のモデル化よりも複雑である。なぜならば、造影剤が血 管内の空間に閉じ込められることはなく、毛細血管膜を通って血管外の空間内に 透過するからである。臓器をモデル化する最も簡単なアプローチは、臓器もまた 良く攪拌される隔室であると仮定することである。しかしながら、単一隔室の臓 器モデルは、臓器内の副隔室に沿う造影剤の交換時の差異を問題にせずかつ毛紐 血管を介しての異なる透過性をもつ物質の挙動の説明が制限される。全身に亘る 化学療法剤の分布を研究する従来技術に使用されている一般的な他のアプローチ は、各臓器を良く知られた３つの空間、すなわち、毛細血管または血管内（ＩＶ ） 空間、細胞外（ＥＣ）空間および細胞内（ＩＣ）空間に分けることからなる。こ れが、第４（ａ）図に概略的に示されている。所与の臓器の場合、これらの３つ の各空間は、良く混合される単一隔室としてモデル化された。膜を通る拡散（能 動的拡散または受動的拡散）は、臓器内の空間に沿う物質の交換を可能にする。 しかしながら、ヨウ素化された造影剤は細胞内に浸透しないので、血管内（ＩＶ ）隔室および細胞外（ＥＣ）隔室のみを考察し、細胞内（ＩＣ）隔室は考慮に入 れなかった。 血管内隔室と細胞外隔室との間の物質の毛細血管を介しての物質交換は、フィ ックの拡散法則により説明できかつ第４（ａ）図および第４（ｂ）図に概略的に 示されている。マス移動速度（ｄＭ／ｄｔ）は、次式で示すように、所与の膜厚 （ｄＸ）についての拡散係数(Ｄ)、表面積（Ｓ）および濃度差（Ｃi−Ｃo）に比 例する。 ｄＭ／ｄｔ＝ＤＳ（Ｃi−Ｃo）／ｄＸ 薄膜の場合には、一般に透過性（Ｐ）を使用してＤとｄＸとを一体に結合するの で、マス移動速度はより簡単になり、次式を得る。 ｄＭ／ｄｔ＝ＰＳ（Ｃi−Ｃo） 数学的モデルを完全なものとするため、各臓器には２つの支配微分方程式（１ つは血管内空間のもの、他は細胞外空間のもの）が適用された。血管内空間は、 ２つの移送要素（transport components）を有する。第１の要素はマスバランス に関する血液、すなわち造影剤の流入から流出を減じて得られる。第２要素は、 細胞外空間内での毛細血管を介しての交換に関するマスバランスから得られる。 細胞外空間の場合には、１つの移送要素のみが考慮される。マスバランスは、血 管内空間との毛細血管を介しての交換に関する。これらの式は次の通りである。 ＶiV＊ｄＣiV／ｄｔ＝ｑ（Ｃi−ＣiV）−ＰＳ（ＣiV−Ｃec） Ｖec＊ｄＣec／ｄｔ＝ＰＳ（ＣiV−Ｃec） 第５図に概略的に示す全体モデルは、領域的循環パラメータと局部的領域のモ デルとを一体化することにより形状された。このモデルでは、造影剤は、肘前静 脈を介して注入され、右心で混合され、全身に分散され、かつ糸球濾過速度に従 って腎臓により排出されると仮定した。 臓器内での造影剤の滞留時間は、毛細血管空間およびＥＣＦ空間内での造影剤 の滞留時間であると見積もった。滞留時間は、これらの空間のサイズ並びに毛細 血管を介しての交換速度に基づいて定まる。物質が血管に閉じ込められると、循 環時間は、染料または放射性トレーサを抹消静脈内に直ちに注入しかつこれらが サンプリング部位に到達する瞬間を検出することにより測定される。物質が移動 する血管の体積は、体積速度と循環時間とを掛けることにより計算される。肘前 静脈から右心房への平均循環時間は、平均的成人の場合に約6.9秒である。この 時間は３〜１４秒の範囲に入ることができる。これは、肘前注入と右心房注入と の時間差である。 血管内造影剤は、主として腎臓により身体から除去される。このプロセスは、 注入された造影剤の約５０％を２時間以内に排出させるほど迅速であり、通常の 腎機能を推測させる。造影剤の全排出量は、血漿濃度と、糸球濾過速度とを掛け ることにより求められ、これは通常、腎血漿流の約１９％である。腎血漿流は比 較的一定であるので、ピーク腎排出はピーク血漿濃度に密接した関係を有する。 領域的血流は、流れの大きさおよび方向に従って表される。例えば、心拍出量 は、右心から出ていく方向に流れる6,500ml／分の速度である。第５図において 、右心および左心は、良く攪拌される隔室を示すボックスで示されている。各血 管は、数字を囲む円で示されている(数字は血管の体積をmlで示す)。大きな血管 は、より小さな多数の隔室に連続的に更に分割される(一般には、動脈について は２０ml、静脈については１００ml)。大きな血管のこの分割は幾分恣意的なも のであり、計算上の便宜に基づいて行なわれる。しかしながら、所与の血管の全 血液体積は、既知の生理学的値に厳密に従う。 第５図において、各臓器は２つの副隔室に分割されたボックスとして示されて いる。上方の数字は血管内（毛細血管）体積を示し、下方の数字は細胞外液の体 積を示す。臓器内の造影剤の濃度は、当該臓器内の造影剤の全体積に対する全マ スの比により決定される。臓器内の造影剤の全マスは、濃度と、血管内体積およ び細胞外空間との積を合計することにより計算される。臓器体積は、血管内(IV) 体積と、細胞外（ＥＣ）体積と、細胞内（ＩＣ）体積とを加えることにより求め られる。 心臓血管系モデルを説明するのに、全部で１０４個の常微分方程式が使用され た。これらの方程式は、５次のルンゲクッタ法の数値積分プログラムを用いてパ ーソナルコンピュータを用いて解かれた。パワーマッキントッシュまたはＩＢＭ のパーソナルコンピュータを使用すれば、この計算は数秒で行なわれる。時間に 対する造影剤濃度曲線は、所与の造影剤注入プロトコルおよび体重、伸長、性お よび年齢が変えられる仮想患者についてのモデルの微分方程式を解くことにより 、各領域について計算した。 第６図には、本発明の方法がフローチャートとして示されている。この方法の 第１ステップは、第７図に示す患者／造影剤情報のサブルーチンを呼び出すこと である。このサブルーチンは、造影剤増強の生理学的パラメータに影響を与える 患者／造影剤情報のオペレータ入力を受け入れる。最初に、２〜１０の範囲の透 過ファクタが入力される。適当な透過性ファクタの選択ガイダンスは後述する。 しかしながら、本発明は、２〜１０の間の任意の数をオペレータが選択すること により許容できる結果が達成されることを見出している。次に、身体サイズのオ プションが入力される。この時点で、使用者は、5,000mlの血液体積および6,500 ml／分の標準心拍出量をもつ標準モデルを使用するという選択をするか、特定情 報を入力することができる。特定情報が入力されると、標準血液体積および標準 心拍出量が、患者の特定情報に一致するように調節される。血液体積（ＢＶ）お よび心拍出量（ＣＯ）は、心臓血管の標準生理学的基準に利用可能な回帰公式(r egression formulae)を使用して、患者の体重（Ｗ）（ポンド）および伸長（Ｈ ）（インチ）から予測される。１００〜３１０ポンドの範囲の体重（Ｗ）および ６０〜７４インチの範囲の伸長（Ｈ）をもつ成人男子用の公式は、 ＢＶ＝33.164＊Ｈ0.725＊Ｗ0.425−１９５４ である。 成人男子または女子については、心拍出量（ＣＯ）の公式は、 ＣＯ＝36.36＊Ｈ0.725＊Ｗ0.425 である。 このモデルでは、これらの変量の調節は次のように行なわれる。標準血液体積 に対する予測血液体積の比は計算される。次に、この比を、心臓血管モデルの領 域的血液体積および血管外液体体積に適用して、全身の液体体積を矯正する。従 って、このモデルの領域的血流、血液体積および体液分布は、種々の体重、伸長 および性の患者に調節できる。 心拍出量は、次の公式を用いて、年齢に基づいて更に調節される。 ＣＯ＝6,500ml／分＊（1−0.008＊(年齢−３０)） 患者の特定情報を入力するとき、心拍出量を、普通、低および高に調節すべく 選択を行なうことができる。心拍出量レベルは、大動脈の連続的ＣＴスキャンニ ングを用いて見積もることができる。 次に、造影剤濃度が入力されかつ注入方法、全注入時間および注入量が受け入 れられる。これらの全ての値は、特定種類のＣＴスキャンを行なう当業者に良く 知られている。その後、制御は主プログラムに戻る。この方法の第２ステップは 、隔室／モデルのサブルーチンを呼び出すことである。第８図に示すこのサブル ーチンは、右心から開始し、第５図に示す身体モデル図の血流に追随する。標準 入口血流および血管体積が、第５図で血管隔室を表す各円形要素に連続的に割り 当てられる。次に、標準入口血流、毛細血管体積および血管外体積が、第５図で 臓器隔室を表す各ブロック要素に連続的に割り当てられる。その後、各血管隔室 および臓器隔室の血流および体積が、患者／造影剤のサブルーチンで計算された ように、標準の心拍出量および血液体積に対する、患者の心拍出量および血液体 積の比に比例するように、プログラムにより調節される。 次のステップでは、上記で得られたように、各血管隔室での造影剤移送を定め る微分方程式を割り当てる。この要素が血管隔室である場合には、造影剤の移送 を定める微分方程式を割り当てる。要素が臓器隔室である場合には、血管内隔室 および血管外隔室内での両造影剤移送を定める２つの微分方程式を割り当てる。 かくして、心臓血管系の各要素には、連続的に微分方程式が割り当てられる。次 に、制御は主プログラムに戻される。 この方法の次のステップは、隔室／モデルサブルーチンに割り当てられた微分 方程式を解いて、臓器の特定濃度を得ることである。微分方程式は、５次のルン ゲクッタ法の数値積分プログラムを用いて解かれ、各隔室について時間の関数と して造影剤濃度を計算する。 臓器の造影剤濃度は、臓器の全体積に対する特定時間での全コントラストマス の比として定義される。造影剤濃度は、比１ミリグラムＩ／ml＝２５ハンスフィ ールドユニット（ＨＵ）を用いて、ハンスフィールドユニットのＣＴ増強に変換 される。ＨＵでのＣＴ増強とmg／mlでの造影剤濃度との関係は、造影剤の種類お よび周囲組織を含む多くのファクタ、および使用されるピークキロボルト（KVp ）のようなＣＴスキャナに関する他のファクタに基づいて定められる。１mg／ml ＝２５HUという想定関係は、ＣＴ減衰と造影剤濃度との実験的比較を通して到達 したものである。 この実験では、Ioversal-320(I)を食塩水で稀釈し、０〜３０mg／mlの範囲の 種々の濃度を作った。５０mlの溶液の沈殿物がプラスチックジャー内に置かれか つ１２０KVpおよび１３７KVpの標準腹部および胸部セッティングを用いて、Siem ans Somatom PulusＣＴスキャナによりスキャンした。ＣＴ減衰は、各ジャーの 中心の1.5cmの円形対象領域を、各画像上に置くことにより記録された。増強は 、各ジャーでのＣＴ減衰と、正常食塩水(normal saline)が充填されたジャーで のＣＴ減衰との差として計算される。第９図は、１２０KVpおよび１３７KVpでの ０〜３０mgＩ／mlの範囲の濃度について、８〜８００HUの範囲の記録された増強 レベルを示すグラフである。リニア関係であると仮定すると、濃度が１mgＩ／ml だけ増大すると、おおよそ２５HUの濃度増強を生じる。 第６図に示す方法の最後のステップは、対象とする血管および臓器の増強パタ ーンを時間の関数として表示する。これは、データストリームまたはグラフのい ずれかにより行なうことができる。 本発明の精度を評価するため、種々の注入プロトコルを用いて、仮想患者につ いてのシミュレーショングラフを作った。これらのシミュレーショングラフは、 コントラスト増強ＣＴスキャンを受けた患者の実際の増強レベル測定を表す実験 グラフと比較される。実験グラフは、後掲の表６に示す注入プロトコルについて 、２５〜２８人の３群の患者からの、大動脈および肝臓の記録された増強レベル の平均を表す。各注入は、１２５mlのIoversal-320からなる。実験増強グラフを 作るのに使用されるデータは、増強レベル、単相および２相注入プロトコルとは 無関係な実験で収集した。２相注入は、注入時に２つの注入量を使用する。単相 注入は、注入時に１つの注入量を使用する。 シミュレーショングラフは、仮想患者（該患者の体重は、対応する実験群の患 者の平均体重に等しい）に基づいて、表６の３つのプロトコルの各々についての コントラスト増強を表す。かくして、実験群の各点は、広範囲の実験増強値の平 均を表し、一方、シミュレーショングラフの各点は、仮想患者の単一の増強値を 示す。第１０図は、表６に示した２相低速注入プロトコルについてのシミュレー ショングラフ１００および実験グラフ１０２を示す。仮想患者（その増強レベル がシミュレーショングラフ１００に示されている）は、１５８ポンドの仮想体重 を有する。この仮想体重は、２８人の患者（その実平均増強レベルが実験グラフ １０２に示されている）の平均体重に等しい。 第１１図は、表６の単相低速注入プロトコルについてのシミュレーショングラ フ１０４および実験グラフ１０６を示す。仮想患者（その増強レベルがシミュレ ーショングラフ１０４に示されている）は、１７１ポンドの仮想体重を有する。 この仮想体重は、２５人の患者（その実平均増強レベルが実験グラフ１０６に示 されている）の平均体重に等しい。 第１２図は、表６の単相高速注入プロトコルについてのシミュレーショングラ フ１０８および実験グラフ１１０を示す。仮想患者（その増強レベルがシミュレ ーショングラフ１０８に示されている）は、１７７ポンドの仮想体重を有する。 この仮想体重は、２７人の患者（その実平均増強レベルが実験グラフ１１０に示 されている）の平均体重に等しい。 コントラスト増強のシミュレーショングラフおよび実験グラフは、各グラフの 最大増強レベルおよびグラフ間のパーセントの差に従って比較される。例えば、 ２相低速注入プロトコルを示す第１０図では、模擬化した最大大動脈増強値は14 2.7HUであるのに対し、実験最大大動脈増強は163.4HUであった。また第１０図に おいて、模擬化した最大肝臓増強は53.8HUであるのに対して、実験最大肝臓増強 は55.5HUであった。 単相低速注入プロトコルを示す第１１図では、模擬化した最大大動脈増強値は 220.4HUであるのに対し、実験最大大動脈増強は205.8HUであった。また第１１図 において、模擬化した最大肝臓増強は63.8HUであるのに対して、実験最大肝臓 増強は59.8HUであった。 単相高速注入プロトコルを示す第１２図では、模擬化した最大大動脈増強値は 321.3HUであるのに対し、実験最大大動脈増強は313.7HUであった。また第１２図 において、模擬化した最大肝臓増強は63.6HUであるのに対して、実験最大肝臓増 強は60.8HUであった。 シミュレーショングラフと実験グラフとの間の最大増強の全平均差は、動脈増 強については7.4％、肝臓増強については4.8％であった。第１０図、第１１図お よび第１２図に示すように、シミュレーショングラフおよび実験グラフは、時間 変化の点でほぼ同一である。より詳しくは、表６における３つの全てのプロトコ ルについてのシミュレーショングラフと実験グラフとの間の平均増強は、大動脈 増強については11.6％、肝臓増強については12.7％であった。 体重がコントラスト増強に最も大きい影響を与える患者変量の１つであること は良く知られている。本発明の機能を確認するため、コントラスト増強への体重 の効果が仮想患者で模擬化された。第１３（ａ）図は模擬化した動脈増強グラフ を示し、第１３（ｂ）図は、一定身長（５フィート８インチ）および１１０、１ ５０、200、２５０の体重をもつ成人男子の単相高速注入プロトコルの模擬化し た肝臓増強グラフを示す。これらのシミュレーショングラフは、コントラストの 増強が体重により大きな影響を受けることを示している。例えば第１３（ａ）図 では、体重１１０ポンドの患者のピーク大動脈増強は、体重２５０ポンドの患者 のピーク大動脈増強の２倍以上である。しかしながら、予期されるように、動脈 ピークおよび肝臓ピークは大きくは変わらない。これは、心拍出量の変化が、血 液体積および体液体積の変化により補償されるからである。第１３図のシミュレ ーショングラフは、体重とコントラスト増強との間の反比例関係を示す患者の実 験観察と良く相関している。 患者／造影剤サブルーチンでは、後述のように、２〜１０の間の透過性ファク タの選択が要求される。しかしながら、毛細血管を介しての透過性に関する心臓 血管モデルの構成に使用される変量については殆ど知られていない。透過性は臓 器毎に異なっており、かつ、その一部は、移送される物質に基づいて定まる。肝 臓、脾臓および骨髄等の不連続毛細血管を有する臓器は、比較的高い透過性ファ クタを有している。腎臓の有孔性毛細血管および腸は、中間の透過性を有してい る。心筋および皮膚の連続毛細血管は小さい孔を有し、かくして小さい透過性を 有する。 透過性に関する幾つかの一般的情報が知られているけれども、特定の毛細血管 を介しての透過性が制限される。例えば、造影剤のサイズは、毛細血管を介して の交換速度を決定する最も重要な特性の１つである。種々の物質に対する透過性 は、各物質の分子量に従って変化する。グルコース（分子量＝１８０）およびス クロース（分子量＝３４２）を含む殆どの栄養素および代謝産物は、非常に容易 に拡散できる。 毛細血管を介しての交換が血流速度に比べゆっくり行なわれるとき、その交換 は、主として拡散が制限された態様で行なわれる。逆に、血流速度に比べて毛細 血管を介しての交換が迅速に行なわれる場合には、その交換は、主として血流速 度が制限された態様で行なわれる。ヨウ素化された造影剤は、８００〜1,600の 間の分子量をもつ比較的小さい分子からなる。このような造影剤は、数分以内の 注入で、全細胞外液に、血管の外部に迅速かつ広範囲に分散されかつ高度に拡散 される。従って、このモデルでは、造影剤の移送は最も速度が制限された態様で 行なわれると想定され、この仮定は心臓血管モデルの全ての臓器に等しく適用さ れる。 透過性（Ｐ）および移送面積（Ｓ）は、通常、一体として取り扱われる。なぜ ならば、非常に詳細な解剖学的情報なくしてこれらを別々に評価することは困難 だからである。透過性と表面積との積（ＰＳ）は「毛細血管移送係数(capilla-r y transport coefficient)」と呼ばれている。臓器でのＰＳの大きさは、しばし ば、血流速度Ｑに対する比として表さ、れる。ＰＳ／Ｑが１より小さい場合には 、拡散が制限された態様である。モデルでの許容できるＰＳ値を決定する努力に おいて、幾つかの異なるＰＳ／Ｑ値について模擬化されたＣＴ増強グラフが作ら れる。第１４（ａ）図には大動脈に関しおよび第１４（ｂ）図には肝臓に関する 、0.1、１、２、２０および無限大に等しいＰＳ／Ｑ値についてのシミュレーシ ョングラフが示されている。 シミュレーショングラフはまた、毛細血管空間と細胞外空間との間には、毛細 血管を介してのバリヤ、すなわち各臓器を代表する単一隔室が存在しないと仮定 して作られた。本発明により作られるＰＳ／Ｑ＝２０をもつ模擬化されたＣＴ増 強グラフは、毛細血管を介してのバリヤを無視して得られる模擬化されたＣＴ増 強グラフに非常に接近する。かくして、このＰＳ／Ｑ値は、速度が制限された毛 細血管移送の上限近くの値である。第１４（ａ）図および第１４（ｂ）図に示す シミュレーショングラフは、実験グラフと比較すると、特に濃密に灌流される組 織において、造影剤の移送が速度制限態様に従がう。 第１５図および第１６図は、本発明により得られるサンプルの大動脈増強レベ ルおよび肝臓増強レベルを、それぞれデータフォーマットおよびグラフフォーマ ットで示す。本発明の作動は、第１５図を参照することにより最も良く理解され よう。ＣＴスキャンを行なう前に、オペレータは、本発明の上記説明に従って、 身長、体重および心拍出量等の患者に特定の情報を入力する。次に、プログラム は、時間の関数として、予測した臓器の特定増強を示す出力データを発生する。 出力データは、第１５図に示すようなデータストリームの形態または第１６図に 示すようなグラフの形態にすることができる。 オペレータは最初にこのデータを見て、提案された注入プロトコルが許容時間 内に許容増強レベルを生じさせるか否かを決定する。データが、所望の増強レベ ルに決して到達しないことを示す場合、または所望の増強レベルが充分な時間持 続しないことを示す場合には、オペレータは、別の注入プロトコルを選択し、次 に、満足できる予測増強レベルが得られるまでプログラムを戻す。 オペレータは、許容できる予測増強レベルおよび時間を示す出力を得た後、適 当なコリメーション厚さおよびテーブル速度を含むスキャン開始時点および時間 を選択する。別の実施形態では、選択の全てまたは一部を、コンピュータにより 遂行することができる。次に、この情報はＣＴスキャナに入力され、ＣＴ制御コ ンピュータからのオフラインが得られたならば、スキャンが遂行される。例えば 、５０の閾肝臓増強レベルを想定すると、第１５図のデータは、患者への造影剤 の注入後0.64分までは閾増強レベルに到達しないことを示す。また、このデータ は、閾増強レベルが約1.7分間維持されることを示す。この情報を使用して、オ ペレータはスキャン開始時点、スキャン時間、コリメーション厚さおよびテーブ ル速 度をＣＴスキャナに入力し、その後、患者にスキャンを遂行する。別の実施形態 では、出力情報を直接ＣＴスキャナに自動的に伝送することを考えることもでき る。 本発明のプログラムは、注入後の経過時間の関数として、対象組織の予測増強 レベルを含む出力を与える。上記のように、増強閾値は、これより低いと品質の 劣るスキャンが生じる組織増強レベルである。スキャン時間は、スキャンの開始 と、スキャンの終了との間の時間である。スキャンを最適化するためには、スキ ャンされた組織は、全スキャン時間に亘って、閾増強レベルに等しいかこれより 大きい増強レベルを維持しなければならない。 本発明者は、スキャンされる組織の予測増強レベルが、最適スキャンに要求さ れる基準に充分合致するか否かを決定すべく、得られた予測増強機能（時間に対 する増強レベル）を分析する手段を設け、かつ出力が許容されるまで注入プロト コルを調節する手段を設けることにより、本発明を更に発展させた。 好ましい実施形態では、出力された予測増強機能が、組織増強レベルが所望の 増強閾値に達しないこと、または組織増強レベルがスキャン時間に等しいかこれ より長い時間だけ所望の閾値以上のレベルに維持されないことを表示する場合に は、注入プロトコルを調節する手段を与えるようにするコンピュータプログラム を考える。 第１８図を参照すると、好ましい実施形態の出力は、増強閾値を表す線１５２ に重畳される時間の関数として予測増強レベルを示すグラフまたは曲線１５０で ある。ピーク増強（曲線１５０が到達する最高レベル）が所望の閾値より低いと き、または時間（Ｂ−Ａ）が所望のスキャン時間より短いときは、増強レベルを 高めて許容可能なスキャンを得なくてはならない。第１８図のグラフでは、時間 （Ｂ−Ａ）で、増強曲線１５０が増強閾値より大きい。 ピータ増強が閾値に達しない場合、または時間（Ｂ−Ａ）が所望のスキャン時 間に等しくないかこれより大きい場合には、好ましい実施形態は、予測増強レベ ルを増大させるための２つのオプションをオペレータに与える。造影剤の体積、 速度または濃度が増大すると、増強レベルを増大させることが当業界で知られて いる。増強レベルは、所与の時間、特定組織を通って移送される造影剤の量の関 数であるので、速度、体積および濃度のいずれを増大させても増強レベルは増大 する。大部分の注入システムでは、体積および速度は、注入システムの制御装置 により容易に調節される。また、殆どの医療施設では、一定数の異なる濃度を用 いている。従って、増強レベルを調節するための殆どの実用的調節は、体積およ び速度である。しかしながら、増強レベルを高めるのに、濃度の調節も許容でき る。 第２１図のフローチャートには、好ましい実施形態のこの態様のステップが示 されている。予測造コントラスト増強関数、増強閾値およびスキャン時間の入力 を受けた後、プログラムは、予測増強関数がスキャン時間より長い時間、閾値を 超えるか否かを決定する。超えない場合には、オペレータは、（ｉ）造影剤体積 を増大させるオプションまたは（ｉｉ）速度を増大させるオプションのいずれか を有する。新しい体積、速度、またはこれらの両者を受けた後、プログラムは、 最大許容速度または最大許容体積に到達したか否かを決定する。当業界では、注 入速度および体積が最大限度（この限度を超えると、安全懸念が生じる）を有す ることが知られている。これらの限度は、特定患者、造影剤および使用される特 定手順を含む多くのファクタに基づいて変化する。従って、本発明は、速度およ び体積についての最大値の入力を行なう。閾増強レベルに到達することなく、最 大許容造影剤体積または注入速度に到達すると、プログラムは、両最大値に到達 するまで、他方を増大できるようにし続ける。新しい値の入力後、プログラムは 、これらの新しい値に基づいて予測増強関数を更新するステップを反復する。造 影剤体積または速度は、時間（Ｂ−Ａ）が要求されるスキャン時間に等しいかこ れより長くなるまで、この態様で徐々に増大する。 好ましい実施形態では、ひとたび体積および速度が最大値に到達し、かつ予測 増強関数が、スキャン時間に等しいかこれより長い時間についての閾値を超えな い場合には、プログラムは、新しい増強閾値を選択すべきことをオペレータに知 らせる。 好ましい実施形態は、オペレータが種々の速度および体積を入力することを許 容するが、全プロセスを自動化してコンピュータプロセッサにより遂行されるよ うに構成することもできる。例えば、オペレータが速度および体積を選択して許 容可能な増強レベルを得る代わりに、線形二等分法（linear bisection method ）または他の既知の数学的方法をコンピュータにプログラムして、２つの境界値 の間の差を減少させかつこれらの境界値を更新することにより、収束点を求める ことができる。 心拍出量の変化は、所与の組織の増強レベルに影響を与えるが、本発明者は、 心拍出量が、特定の増強レベルに到達する時間に対し非常に強い影響を与えるこ と見出した。しかしながら、プログラムは、患者に最も緊密に関連していると考 えられる心拍出量を選択し、かつこの値を、予測増強関数の計算に使用する。プ ログラムはまた、心拍出量についての別の値のオペレータ入力を与えて、得られ る各増強関数を上記方法を用いて試験する。この方法では、オペレータは、特定 注入プロトコルが、患者の心拍出量の如何に係わらず、全スキャン時間について の所望閾値を超える予測増強関数を作ることを確認する。 第２１図のフローチャートに示すように、予測増強時間（Ｂ−Ａ）が要求され るスキャン時間より長い場合には、本発明の方法は、オペレータが、（ｉ）造影 剤の体積を減少させること、（ｉｉ）注入量を減少させること、または(iii)現 在の増強レベルを維持しかつ時点Ａと時点Ｂとの間の最適スキャン時間をサーチ することのいずれかのオプションを選択できるようにする。オプション（ｉ）お よび（ｉｉ）は、より効率的なスキャンを行なうため、または患者の病歴に関す る理由のために使用することができる。例えば、造影剤の体積を減少させること により、コストを節約できかつ、許容できるスキャンを作るのに不必要な造影剤 を患者に付加する必要性をなくすことができる。造影剤は患者に副作用を与える ことがあるので、造影剤の量を減少させることは、患者が首尾よくＣＴスキャン を受けるための造影剤の量を制限する上で好ましい。 第２１図のフローチャートに示すように、体積および／または速度を減少させ るプロセスステップは、調節方向を除き、これらの値を増大させる方法と事実上 同一であり、従ってこれらの値を増大させる方法に関する上記説明は、ここにも 等しく適用できる。また、速度および／または体積を増大および減少させるプロ セスステップを１つのスキャン手順に使用できることも予知でき、例えば、閾値 を下げた後に、一方向の調節によって増強レベルに非常に大きな変化が生じるな らば、増強レベルは、過大時間に対する修正閾値を超えることが予測される。 別の態様すなわち上記懸念がオプション(iii)で述べたようなファクタではな い場合には、好ましい実施形態は、選択された注入プロトコルを維持しかつ時点 Ａと時点Ｂとの間の最適時間（この時間は、スキャン時間に等しくかつこの時間 中に組織の増強レベルが最大になる）を決定するオプションが可能である。本願 で最初に説明した方法は、増強レベルが閾値を超えたか否か、またはスキャン時 間中に閾値を超える組織増強レベルを得るために、種々の入力パラメータに修正 が必要であるか否かを、注入の前に予測できる点で、従来技術に比べ非常に優れ ている。この態様において、オペレータは、注入開始後の適正遅延を決定し、ス キャンニング並びに最適スキャン時間を開始できる。また、この情報は、オペレ ータが、テーブル速度およびコリメーション厚さを含む種々のスキャンパラメー タを変更して、組織増強レベルが閾レベルを超えたときに、時間中にスキャンを 達成できるようにする。 或る状況下では、予測組織増強関数は、スキャン時間より長い時間、閾増強レ ベルを超える。オペレータは、組織増強レベルが閾レベル以下に低下する前にス キャンが完了する限り、組織増強レベルが閾値を超えた後のどの時点でスキャン を開始するかを任意に選択できる。更に本発明では、発明者は、閾値より大きい 予測増強時間が所定時間より長い時間だけスキャン時間を超える場合に、時点Ｂ と時点Ａとの間の最適時間ウィンドウ中にスキャンを生じさせるべく、スキャン 開始時点を選択する手段を設けた。第２１図のフローチャートに示すように、時 間（Ｂ−Ａ）が予測スキャン時間に等しい（またはこれより約１０％長い）場合 には、時点Ａはスキャンニングの開始点となる。かくして、スキャンニングの最 適時間ウィンドウは、時点Ａで開始し、かつ時点Ｂで終了する。しかしながら、 時間（Ｂ−Ａ）が予測スキャン時間プラス１０％よりかなり長い場合には、本発 明は、利用可能な予測増強を最大化することにより、時間（Ｂ−Ａ）内に最適時 間ウィンドゥを選択する。これは、第１９図を参照することにより最も良く理解 されよう。 第１９図において、スキャンすべき組織の増強曲線すなわち関数１５０は、所 望の増強閾値１５２と一緒に、増強対注入後の経過時間の関係を示すグラフ上に 表示される。図示のように、スキャンすべき組織の増強レベルは、時点０でのレ ベル０から、時点Ａでの所望の増強閾値に等しいレベルまで増大する。組織増強 レベルは、閾値より大きいピーク増強レベルまで上昇し続け、次に、時点Ｂでの 所望閾値に等しいレベルまで再び減少する。時点Ｂの後は、組織増強レベルは、 閾値より下に減少し続ける。当業界で知られているように、単相注入により、第 １９図に示すような単一ピーク増強レベルが得られる。かくして、閾値より上の 予測増強時間は、（Ｂ−Ａ）として表される。 依然として第１９図を参照すると、本発明の方法は、本発明の方法は、時間差 （Ｄ−Ｃ）がスキャン時間に等しくなる２つの時点（ＣおよびＤ）を選択し、こ れらの時点Ｃと時点Ｄとの間で、閾値より上の増強曲線下の面積（ＡＵＣ）が最 大化される。第２１図のフローチャートのステップの１つで実行されるように、 時点Ｃが一定時間（Ｄ−Ｃ）で増分的に前進するとき、ＡＵＣの組を計算して、 最適スキャン時間を決定する。第１ＡＵＣは、時点Ｃと時点Ａとが一致するとき に計算される。これは、組織増強レベルが第２時間での閾レベルに等しくなると き、スキャンの終了に一致する。このＡＵＣの組を計算した後、最大ＡＵＣの組 、最適スキャン開始時点（Ｃ）およびスキャン終了時点（Ｄ）を選択する。 当該組におけるＡＵＣの数は、時点Ｃが前進される増分に基づいて定められる 。もちろん、前進増分が小さいほど、最適スキャンニングに予測される時間につ いてのより正確な平均が得られる。本発明者は、１秒の単位で時点Ｃを増分的に 前進させる間にＡＵＣを計算することは満足できるものであることを見出した。 増強曲線が単相であるとき、ＡＵＣの組のプロットは同様な分布を証明し、最適 スキャンニング時間はピーク増強点を保有する。かくして、単相スキャンでは、 計算されたＡＵＣがひとたびピーク値から低下し始めたならば、最大ＡＵＣを知 るべきである。 従来技術とは異なり、本願に最初に開示した発明は、組織増強が首尾よく閾値 に到達するか否か、全スキャン時間中、組織増強レベルが閾値より上に維持され るか否か、および組織増強レベルが閾値を超える時点でスキャンが開始できるよ うにする適正スキャン遅延を、オペレータが注入開始前に予測することを可能に する。上記改善は、許容可能な増強レベルを得るため、注入プロトコルを最適化 する手段を設け、かつ許容可能な増強の時間がスキャン時間より長いことが予測 されるときにスキャン開始時点を最適化することにより、本発明を優れたものと する。 これらの方法および最初に説明した方法は、従来技術を大幅に改善するもので ありかつ予測は、充分に許容できる精度範囲内にある。しかしながら、本発明者 は、より正確な予測をが行なえるようにすることにより本発明を更に改善した。 前述のように、組織増強レベルは、スキャンを行なうときにスキャンされる組織 の造影剤の体積および濃度に直接関係している。造影剤は、心臓血管系により患 者の全身に分散されるため、所与の時点での所与の組織における造影剤の量は、 患者の全身への造影剤の移送に影響を与える患者の種々の特定パラメータに関連 する。これらのパラメータとして、身長、体重、性、年齢および心拍出量がある 。 身長、体重、性および年齢とは異なり、心拍出量は容易に測定することはでき ない。前述のように、病状または従前の心疾患を含む多くのファクタが心拍出量 に影響を与える。また、患者は、彼らの全生涯に亘って同一の心拍出量を維持す る訳ではない。 最適スキャン遅延を正確に予測するには、モデルへの正しい心拍出量の入力が 必要である。例えば、患者の心拍出量が小さくかつ心臓状態が未知であるためオ ペレータが標準心拍出量を使用する場合には、組織のスキャンニングを開始する ための予測最適時間は、組織のスキャンニングを開始する実最適時間とは一致し ない。予測閾レベルが最終的に一致しても、不正確な心拍出量の入力のため、ス キャンニングの時間とは依然として一致しない。 心拍出量の変化を説明するため、最初に説明した意図は、心臓血管系の数学的 モデルに種々の心拍出量値を入力することである。また、最初に説明した本発明 は、オペレータが心拍出量に対して幾つかの異なる値を選択しかつ他の値に対応 する一群の予測組織増強関数または曲線をつくり出す。注入前に一群の曲線を予 測しかつ分析することにより、オペレータは、心拍出量の如何に係わらず、組織 増強レベルが閾増強に一致またはこれを超えることを確信できるであろう。 後に説明する発明では、全群が、心拍出量状態の全スペクトルについて予測組 織増強関数を表すように、各群のメンバが僅かに異なる心拍出量状態を有する。 群のメンバを増大させると、所与の患者の予測精度が高まる。例えば、標準心拍 出量を各群のメンバ間で１０％から１１０％まで１０％だけ変化させると、心拍 出量を除き同じ体質をもつ１０人の患者に、予測組織増強レベルを与え、予測増 強関数は、各患者間の心拍出量に単に１０％だけ差異を生じさせる。 最初に説明した本発明は、注入を開始しかつ増強曲線の群と実際の増強曲線と を比較した後、実際の増強を測定し、どの群のメンバが実際の増強レベルに最も 緊密に似ているかを決定する。この方法で、本発明は、閾レベルに到達する前の スキャンの早期に、スキャンパラメータが適当であるか否かを決定する手段を提 供し、かつ必要ならば調節することができる。 これは、従来技術に比べ重大な改善であるので、必要に応じてスキャンパラメ ータを調節できるように、曲線群とスキャンすべき組織の実際の増強レベルとの 比較は迅速に行なうべきである。従って、後に説明した本発明は、注入前に、大 動脈のような対象領域における予測増強関数の組合せを使用し、かつ注入開始後 は実増強レベルの測定値を使用して、肝臓のようなスキャンすべき組織の組織増 強関数を予測するときにモデルにより使用される（適正心拍出量状態のような） 補正ファクタを計算する。この好ましい実施形態は、注入後に、大動脈の連続低 用量プリスキャンニングを行って、数学的モデルを、心拍出量のような未知のす なわち測定困難な特定患者のパラメータに較正する。造影剤は肝臓よりも大動脈 の方により早く到達するので、大動脈の増強レベルの測定値をフィードバックと して使用すると、肝臓スキャンニングの必要な立上がりの前にスキャンパラメー タに補正を施すことができる時間を増大させる。 好ましい実施形態は、コンピュータプログラムで実施され、かつスタンドアロ ンコンピュータ、ＣＴスキャン機械に設けられたコンピュータまたは注入システ ムに設けられたコンピュータで実施される。また、また、本発明は、同じコンピ ュータにより制御される注入器およびＣＴスキャン機械を有するＣＴスキャンシ ステムで実施できる。好ましい実施形態では、コンピュータプログラムは、患者 の心臓血管系の数学的モデルを収容している。この数学的モデルの詳細は前に完 全に説明した。 コンピュータプログラムは、患者および心臓血管系を通る造影剤の移送に影響 を与える注入プロトコルのこれらのパラメータの入力値を受け入れる。これらの パラメータとして、患者の年齢、性、身長、体重、心拍出量、注入速度、体積、 濃度、フェーズおよびスキャン時間がある。プログラムは入力を受け入れ、かつ 大動脈増強および肝臓増強の注入後の経過時間の関数として予測増強レベルを発 生する。第２０図は、特定体質をもつ特定患者のプログラムからのデータ出力を 与えかつ標準心拍出量を予測する表を示す。オペレータは、上記方法を用いて注 入プロトコルを既に調節しており、予測増強関数が、スキャン時間を超える時間 についての閾値を確実に超えるようにする。第２０図に示される情報の欄は次の 通りである。「時間」という見出しをもつ最左欄は、注入の開始からの経過時間 を表す。次の右側の欄は、計算した予測肝臓増強レベルをハンスフィールドユニ ット（ＨＵ）で示す。次の欄は、予測増強レベルと、５０ハンスフィールドユニ ットとして予め選択した閾値との差を示す。次の欄は、計算されたＡＵＣを示し 、各エントリはその対応するスキャン開始時点と整合している。例えば、9.6の 第１エントリは、４０秒のスキャン開始時点および７０秒のスキャン終了時点に 一致している。本発明の方法論を使用すると、最大ＡＵＣは、６０のスキャン開 始時点および９０のスキャン終了時点に一致する263.8として容易に識別される 。最適時間ウィンドゥのスキャン開始時点およびスキャン終了時点が、第２０図 の表の最終欄に示されている。 スキャン開始時点の予測を高めるため、本発明の方法は、第２０図の表のアウ トプットを更新または確認するのに使用できる。最初に、注入開始前に、ベース ラインスキャンが対象領域で遂行され、これにより、対象領域の実増強レベルの 計算を行なうことができる。当業界で知られているように、ベースラインスキャ ンは、低用量スキャンすなわちパーシャルスキャンであり、一般的なスキャンに 比べてＸ線用量が大幅に低くかつガントリーの全回転以下の回転で視界が得られ る。かくして、Ｘ線用量は通常の撮像スキャンよりかなり小さいが、スライス画 像を再構成できる。 好ましい実施形態では、実際の大動脈増強関数が、別の心拍出量を用いてつく られる予測大動脈増強関数と比較され、肝臓増強関数を予測する前にモデルに適 用すべき補正ファクタを計算する。補正ファクタを適用した後、つくられた予測 肝臓増強関数は、補正ファクタを用いないでつくられた予測肝臓増強関数よりも 正確である。モニタリングされる対象領域はスキャンすべき組織であるが、スキ ャンすべき組織とは異なる対象領域（スキャンすべき領域より速い測定応答を与 える領域）をモニタリングして、数学的モデルを特定患者に較正しかつスキャン パラメータを更新するための最大時間が得られるようにするのが好ましい。好ま しい実施形態では、対象領域は、実増強のためにモニタリングされかつスキャン される組織が閾増強レベルに到達前に充分に分析される領域が選択される。これ により、プログラムが、モニタリングからのフィードバックを使用することを可 能にして、次に組織増強関数を予測すべく使用されるモデルの精度を高めること ができる。この場合、より高精度の組織増強関数を使用して、スキャンニングの 立上がり前に最適スキャンパラメータを選択することができる。 オペレータが適当な対象領域を選択しかつ対象領域のベースラインスキャンを 遂行した後、選択した注入プロトコルに従って注入が開始される。注入が開始さ れた後は注入が管理されるので、対象領域の増強レベルをモニタリングするのに 、低用量プリスキャンＸ線を使用するＣＴスキャン装置が使用される。プリスキ ャンモニタリングからの情報がプログラムにより使用され、第２３図に示すよう な実際の大動脈増強関数が得られる。第２３図に示すように、比較のため、同じ グラフに、予測領域増強関数１６０と、実領域増強関数１６２とが示されている 。プリスキャンモニタリングにより作られるデータはまた、造影剤増強レベルを チャートで表示すること、またはモニタリングされる対象領域の実画像を再構成 するのにも使用できる。 充分な時間が経過した後、予測領域増強関数と、対象領域の低用量プリスキャ ンニングによりつくられた実領域増強関数とを比較することができる。この比較 結果は、スキャンされる組織の予測組織増強レベルを発生させる前に、心拍出量 のようなファクタの数学的モデルを較正するのに使用できる。第２３図を参照す ると、予測大動脈増強関数１６０が、プリスキャンモニタリングからの実際の大 動脈増強関数１６２と一緒に示されている。 また第２３図には、２つの大動脈曲線に対応する最初に予測した肝臓増強関数 １６４と、更新または較正した予測肝臓増強関数１６８とが示されている。理解 されるように、患者の低下した測定心拍出量のため、肝臓スキャンニングの立上 がりは、最初に予測したより長く遅延されなくてはならない。低用量プリスキャ ンニングによる大動脈増強レベルの実測定に基づく予測肝臓スキャンニングを較 正すなわち微調整すべく、このフィードバックが本発明により使用される。 測定された大動脈増強曲線１６２の傾斜は所定時点で計算されかつ予測大動脈 増強曲線１６０の計算された傾斜と比較して、予測大動脈拍出量と患者の実大動 脈拍出量との差を決定することができる。しかしながら、この傾斜の比較は、信 用されていない。なぜならば、早期の大動脈増強測定は脈動的でかつ雑音が多い からである。本発明者は、注入後の経過時間の関数として実増強をグラフ化する ことにより（増強曲線１６２）、および所定時間後に増強曲線の下の面積（AHC ）を測定することにより、この計算したＡＨＣが、患者の大動脈拍出量の信頼で きる非常に多くのインジケータを形成することを見出した。 好ましい実施形態による方法は、時間の関数として実増強レベルを表すべく、 大動脈増強の実測定をプロットし、かつ所定時点での実際の大動脈増強関数の曲 線の下の面積（ＡＨＣ）を計算する。このＡＨＣは、予測領域増強関数の曲線の 下の領域と比較してモデルの精度を評価しかつ補正ファクタを計算することがで きる。本発明は、移送に影響を与える患者の特定パラメータの全てが知られてい る訳ではないとき、患者の特定組織の予測増強レベルを決定するのに非常に有効 である。例えば、前述のように、心拍出量は、容易には測定できない患者の特定 パラメータである。しかしながら、患者の心拍出量を決定するため、予測大動脈 増強関数と実際に測定した増強関数との差を分析することができる。大動脈増強 と肝臓増強との間の遅延は、大動脈から肝臓への造影剤の分散に必要な時間を表 わしかつ心拍出量に比例することが知られている。心拍出量が小さいほど、造影 剤が大動脈に供給される時点と、肝臓に供給される時点との間の遅延は長くなる 。かくして、標準心拍出量より小さいと、肝臓スキャンニングの立上がりも遅延 させて、スキャンニングをピーク増強と一致させなくてはならない。 本発明の方法は、単相高注入プロトコルを受ける一定身長（５フィート８イン チ）および体重（１５０ポンド）をもつ仮想成人男子のコントラスト増強に心拍 出量の効果を及ぼすのに使用された。モデルに特定された心拍出量は、標準心拍 出量に0.25、0.50および2.0を掛けることにより変化させた。予測大動脈増強に は、第２２（ａ）図に示すように４つの増強曲線がつくられ、かつ予測肝臓増強 には、第２２（ｂ）図に示すように４つの増強供給がつくられた。第２２（ａ） 図から分かるように、心拍出量が減少すると、ピーク増強に対する時間遅延は、 大動脈増強曲線および肝臓増強曲の両者で増加する。ピーク大動脈値は、心拍出 量の減少につれて増加し、一方、第２２（ｂ）図では、ピーク肝臓増強のプラト ーは長くなる。 本発明の方法は次のように実施される。本発明のコンピュータプログラムを使 用してルックアップテーブルをつくり、種々の心拍出量に基づいて、対象領域に 予測領域増強レベルの種々の出力を発生させることができる。ルックアップテー ブルに示すように、予測大動脈増強レベルは、高心拍出量（２００％）、標準心 拍出量（１００％）、弱心拍出量（７５％）および低心拍出量（５０％）につい て５秒間隔で計算される。また、大動脈曲線の下の面積は、異なる各心拍出量に ついて５秒間隔で計算された。第２４図の最後の欄は、低用量プリスキャンニン グから測定した実際の増強レベルおよびこれらの増強の実領域増強曲線の下の面 積のリストの一例を示す。 第２４図の表の最後の欄に示すように、注入後の所定時間（例えば２０秒）が 選択され、２０秒に等しい時点での実ＡＨＣが計算される。オペレータ（または コンピュータ）は、次に、２０秒での実ＡＨＣと、最初の４つの欄の予測ＡＨＣ とを比較して、どの欄が７７６HU＊秒のＡＨＣを最も正確に予測するかを決定す る。この表から分かるように、７５％に等しい心拍出量をもつ欄が、２０秒での ＡＨＣ（ＡＨＣ＝７６８HU＊秒）に最も緊密に一致する。心拍出量がひとたびこ の態様で決定されると、７５％の心拍出量を使用する予測肝臓増強関数を計算で きる。これは、肝臓増強を、非常に高い精度で予測することを可能にする。なぜ ならば、このモデルは、コントラスト増強に影響を与える患者の特定パラメータ に、一層緊密に較正されるからである。 第２０図の表は、前述のように、特定体質をもつ患者の肝臓スキャンニングの 最適な立上がりを決定しかつ標準心拍出量を仮定する。第２４図の表に示す大動 脈モニタリングの結果を使用すると、同じ患者に対する修正表がつくられる。前 述のように、第２４図の表の結果は、患者のより正確な心拍出量は標準の７５％ であることを明らかにする。従って、肝臓スキャンニングの最適な立上がりを予 測するための、第２５図に示す新しい表がつくられた。第２０図から第２５図の 比較から分かるように、肝臓スキャンニングへの最適立上がりは、６０秒（これ は、標準心拍出量を用いて予測された）から、８０秒（７５％の標準心拍出量を 用いて予測された）の遅延に変化される。最適スキャン時間は、前述のようにス キャン時間についての最大ＡＨＣにより、本発明を使用して、こうしんされた肝 臓スキャンニングパラメータについて決定される。かくして、心拍出量を容易に 測定できない場合でも、最大増強時間中に全スキャン時間を遂行できるように、 肝臓増強レベルが正確に予測される。 また、オペレータまたはコンピュータは、スキャン遅延のようなスキャンパラ メータを修正する充分な時間を有する。なぜならば、心拍出量の計算は注入開始 後２０秒で行なわれ、かつ注入開始後約８０秒までは、肝臓スキャンニングは立 上がるべきではないからである。実際の大動脈増強曲線の下の面積を計算する前 の大きな遅延は、より正確な結果をもたらすけれども、本発明者は、注入開始後 １５〜２０秒での大動脈拍出量の測定が許容できるものでありかつスキャンパラ メータの更新に充分な時間であることを見出した。 第２６図のフローチャートには、本発明の方法の別の実施形態が示されている 。この実施形態（コンピュータプログラムに具現するのが好ましい）は、異なる 心拍出量が所定ＡＨＣに到達する時点（ｔ１）を示しかつ各（ｔ１）に相関関係 をもつ予測最適肝臓スキャンニング時間（ｔ１＊）を示す補間ルックアップテー ブルの創出を必要とする。この実施形態への入力は、患者内で達成される大動脈 増強の実レベルである。 このプログラムは、入力を使用して実際の増強関数をグラフ化しかつ実際の増 強曲線の下の面積（ＡＨＣ）を規則的時間間隔で計算する。計算された実ＡＨＣ が、表をつくったＡＨＣに等しい場合には、注入開始後に消費された時間が記録 される。この記録された時間は、次に、表に使用されて、記録時間に最も近い時 間ｔ１を見出す。対応時間ｔ１が表中に見出されたならば、肝臓スキャンニング の立上がりのための対応する最適時間（ｔ１＊）が与えられる。かくしてオペレ ータは、表を使用して、肝臓増強の立上がり前（肝臓スキャンが開始する充分前 ）に予測遅延をを得ることができる。 本発明には種々の変更を施すことができ、これらの変更は当業者には明らかで あろう。しかしながら、これらの変更は本願の教示内に含まれ、本発明は、請求 の範囲の記載によってのみ制限されるものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＵ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ ，ＢＲ，ＣＡ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＥＥ，ＧＥ，ＨＵ， ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，Ｌ Ｔ，ＬＶ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ ，ＲＯ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＺ， ＶＮ (72)発明者 ブリンク ジェイムズ エー アメリカ合衆国 ミズーリ 63122 セン ト ルイス ルーサー コート 412

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者に固有の複数のパラメータをもつ患者の組織を、コンピュータ断層撮影 を用いてスキャンニングする方法であって、スキャンすべき組織を、血管内注入 される造影剤で増強する方法において、 造影剤の注入プロトコルを選択する段階と、 注入プロトコルを実施する前に、組織増強レベルを、注入プロトコルおよび 患者特定のパラメータに基づいて、注入後の経過時間の関数として予測する段階 と、 予測組織増強レベルに基づいて、最適スキャンのためのパラメータの組を決 定する段階と、 最適スキャンパラメータの予め定めた組に従ってスキャンを行なう段階とか らなることを特徴とする方法。 ２．前記組織増強レベルを予測する段階が、 患者の心臓血管系の全体に亘る造影剤移送を定める数学的モデルをつくる段 階と、 該数学的モデルに、患者に固有のパラメータとして、患者特定情報およびコ ントラスト増強の生理学的パラメータに影響を与える造影剤特定情報を入力する 段階と、 数学的モデルを用いて、時間の関数として造影剤濃度を計算する段階とを有 する、請求の範囲第１項に記載の方法。 ３．前記数学的モデルをつくる段階が、 血管を表す血管隔室および臓器を表す臓器隔室を含む人の心臓血管系の隔室 モデルをつくる段階と、 各血管隔室への造影剤移送を定める少なくとも１つの微分方程式を割り当て る段階と、 各臓器隔室への造影剤移送を定める少なくとも１つの微分方程式を割り当て る段階とを有する、請求の範囲第２項に記載の方法。 ４．各血管隔室に標準流入血流および標準血管体積を割り当てる段階と、 各臓器隔室に標準流入血流、標準毛細血管体積および標準血管外体積を割り 当てる段階と、 各血管隔室および各臓器隔室の標準流入血流を、標準心拍出量に対する患者 の心拍出量の比に比例するように調節する段階と、 各臓器隔室の標準毛細血管体積および標準血管外体積を、標準血液体積に対 する患者の血液体積の比に比例するように調節する段階とを更に有する、請求の 範囲第３項に記載の方法。 ５．前記各臓器隔室が毛細血管隔室および血管外隔室に更に細分され、各臓器隔 室に少なくとも１つの微分方程式を割り当てる段階が、各毛細血管隔室および各 血管外隔室に少なくとも１つの微分方程式を割り当てることからなる、請求の範 囲第４項に記載の方法。 ６．前記入力段階が、 透過性ファクタを入力する段階と、 患者の特質を入力する段階と、患者の血液体積を入力する段階と、 患者の心拍出量を入力する段階と、 造影剤の濃度値を入力する段階と、 注入方法を入力する段階と、 注入時間を入力する段階と、 注入量を入力する段階とからなる、請求の範囲第２項に記載の方法。 ７．前記患者の特質を入力する段階が、患者の年齢、性、体重および身長を入力 することからなる、請求の範囲第６項に記載の方法。 ８．前記患者の血液体積を入力する段階が、患者の血液体積を計算する段階を有 する、請求の範囲第７項に記載の方法。 ９．前記患者の心拍出量を入力する段階が、標準心拍出量を計算する段階と、標 準心拍出量に対する患者の心拍出量の比に比例する標準心拍出量を調節する段階 とを有する、請求の範囲第８項に記載の方法。 10．計算された造影剤濃度を、計算された断層撮影増強単位で表される組織増強 レベルに変換する段階と、 計算された断層撮影増強単位の組織増強レベルを、時間の関数として表示す る段階とを更に有する、請求の範囲第２項に記載の方法。 11．特定の注入プロトコルにより血管内注入された造影剤を受け入れる患者の特 定組織の組織増強レベルを、時間の関数として予測する方法において、 患者の心臓血管系の数学的モデルをつくる段階を有し、該モデルは、前記心 臓血管系を通る造影剤の移送を数学的に定め、 該数学的モデルに、造影剤の移送に影響を与える複数の患者特定パラメータ を入力する段階と、 前記モデルを使用して、前記組織中の造影剤の予測濃度を、前記特定の注入 プロトコルに対する応答時間の関数として計算する段階と、 造影剤の前記予測濃度を、時間の関数としての前記組織増強レベルを表す時 間の関数として表示する段階とを更に有することを特徴とする方法。 12．パラメータの組を、前記特定の注入プロトコルに対応する前記モデルに入力 する段階を更に有し、前記予測濃度はこれに応答する、請求の範囲第１１項に記 載の方法。 13．最小閾値と前記組織増強レベルとを比較して、許容可能な組織増強レベルの 開始時点と、ＣＴスキャンを行なうことができる前記許容可能な組織増強レベル の継続時間とを決定する段階を更に有する、請求の範囲第１２項に記載の方法。 14．前記数学的モデルは、前記心臓血管系の主要臓器および血管を表す複数の隔 室を有し、前記各隔室は少なくとも１つの微分方程式により特徴付けられる、請 求の範囲第１３項に記載の方法。 15．前記数学的モデルはコンピュータプログラムで具現される、請求の範囲第１ ４項に記載の方法。 16．所与の患者特質および特定の造影剤注入プロトコルについて、患者の構造特 定ＣＴ増強レベルを予測するようにプログラムされたコンピュータにおいて、 メモリを備えたコンピュータと、 該メモリ内のコンピュータプログラムとを有し、該プログラムは、造影剤増 強の生理学的パラメータに影響を与える、患者特定情報および造影剤特定情報を 受け入れる手段と、オペレータが選択した臓器特定造影剤濃度を時間の関数 として計算しかつ出力する手段とを備えていることを特徴とするコンピュータ。 17．前記臓器特定造影剤濃度を計算する手段は、血管を表す血管隔室および臓器 を表す臓器隔室を含む人の心臓血管系の数学的隔室モデルと、 各血管隔室への造影剤移送を定める少なくとも１つの微分方程式と、 各臓器隔室への造影剤移送を定める少なくとも１つの微分方程式とからなる 、請求の範囲第１６項に記載のコンピュータ。 18．前記コンピュータプログラムが更に、 各血管隔室に標準流入血流および標準血管体積を割り当てる手段と、 各臓器隔室に標準流入血流、標準毛細血管体積および標準血管外体積を割り 当てる手段と、 各血管隔室および各臓器隔室の標準流入血流を、標準心拍出量に対する患者 の心拍出量の比に比例するように調節する手段と、 各臓器隔室の標準毛細血管体積および標準血管外体積を、標準血液体積に対 する患者の血液体積の比に比例するように調節する手段とを更に有する、請求の 範囲第１７項に記載のコンピュータ。 19．前記コンピュータプログラムが更に、各臓器隔室を毛細血管隔室および血管 外隔室に更に細分する手段を有し、各臓器隔室に少なくとも１つの微分方程式を 割り当てる段階が、各毛細血管隔室および各血管外隔室に少なくとも１つの微分 方程式を割り当てることからなる、請求の範囲第１８項に記載のコンピュータ。 20．前記コンピュータプログラムが更に、計算された造影剤濃度を計算された断 層撮影増強単位に変換する手段と、臓器の増強レベルを、計算された断層撮影増 強単位で、時間の関数として表示する手段とを有する、請求の範囲第１９項に記 載のコンピュータ。 21．コンピュータ断層撮影機械と、 コンピュータ断層撮影機械の作動を制御するための、前記機械に接続される メモリを備えたコンピュータと、 前記コンピュータメモリのコンピュータプログラムとを有し、該コンピュー タプログラムが、所与の患者特質および特定の造影剤注入プロトコルについて、 患者の構造特定ＣＴ増強レベルを予測する手段を備えていることを特徴とするコ ンピュータ断層撮影機械。 22．前記コンピュータプログラムが、 注入プロトコルを実施する前に、臓器増強レベルを、注入プロトコルおよび 患者特定のパラメータに基づいて、注入プロトコルの実施後の経過時間の関数と して予測する手段と、 予測増強レベルに基づいて、最適スキャン開始時点および最適スキャン継続 時間を決定する手段と、 予め定めたスキャン開始時点およびスキャン継続時間に従ってスキャンを行 なう手段とを有する、請求の範囲第２１項に記載のコンピュータ断層撮影機械。 23．患者に固有の複数のパラメータをもつ患者の組織を、コンピュータ断層撮影 を用いてスキャンニングするための注入プロトコルのパラメータの組を決定する 方法であって、スキャンすべき組織を、血管内注入される造影剤で増強する方法 において、 患者特定パラメータおよび特定注入プロトコルに基づいて、注入後の経過時 間の関数として、スキャンすべき組織の組織増強レベルからなる組織増強関数を つくる段階と、 予測増強関数に基づいて、最適スキャンのための注入プロトコルパラメータ の組を決定する段階とからなることを特徴とする方法。 24．前記最適スキャンのためのパラメータの組を決定する段階が、予測組織増強 関数を用いて注入速度と、組織増強レベルの、予め選択した閾値を超えさせると 予測される造影剤体積とを決定することからなる、請求の範囲第２３項に記載の 方法。 25．前記組織増強レベルが閾値を超えると予測されるまで、パラメータの組を調 節する段階を更に有する、請求の範囲第２４項に記載の方法。 26．前記パラメータの組は、予測組織増強関数が特定スキャン時間に少なくとも ほぼ等しい時間だけ閾値より上に維持されるまで、連続的に調節される、請求の 範囲第２５項に記載の方法。 27．前記パラメータの組を調節する段階は、注入速度および注入体積を選択する ことからなる、請求の範囲第２６項に記載の方法。 28．前記最適スキャンのためのパラメータの組を決定する段階が、予測組織増強 関数が最大になる特定スキャン時間に等しい最適スキャン時間を決定することか らなる、請求の範囲第２３項に記載の方法。 29．前記最適スキャン時間を決定する段階が、特定スキャン時間に等しい連続時 間に亘って予測増強関数を積分すること、および最適スキャン時間として、最大 積分値をもつ時間を選択することからなる、請求の範囲第２８項に記載の方法。 30．造影剤の注入前に、患者に固有のパラメータおよび特定注入プロトコルに基 づいて、注入後の経過時間の関数として患者の対象領域について領域増強レベル を予測する段階と、 注入プロトコルを開始する段階と、 注入開始後の所定経過時点で、対象領域の実増強レベルを連続的に測定して 、実領域増強関数をつくる段階と、 予測領域増強関数と実領域増強関数との関係に基づいて補正ファクタを計算 する段階とを更に有する、請求の範囲第２３項に記載の方法。 31．患者に固有の複数のパラメータの少なくとも１つが未知の値を有し、領域増 強関数を予測する段階が、 心臓血管系の数学的モデルをつくる段階を有し、該モデルは、心臓血管系を 通る造影剤の移送を数学的に定め、 未知の患者パラメータについての複数の選択肢をモデルに入力して、各選択 肢のメンバからなる組をもつ選択的領域増強関数の組をつくる段階と、 選択的領域増強関数の組から予測領域増強関数を選択する段階からなる、請 求の範囲第３０項に記載の方法。 32．前記選択的領域増強関数の組から予測領域増強関数を選択する段階が、 実領域増強関数と、選択的領域増強関数の組のメンバとを比較する段階と、 選択的領域増強関数の組から、実増強関数に最も近いメンバを選択する段階 とからなる、請求の範囲第３１項に記載の方法。 33．前記選択的領域増強関数の組からメンバを選択する段階が、 選択的域増強関数の組のメンバをグラフ化する段階と、 実領域増強関数をグラフ化する段階と、 注入開始時点から注入後の所定時間まで実領域増強グラフを積分する段階と 、 所定時点での選択的領域増強グラフのどのメンバが、所定時点での実領域増 強グラフの積分面積に最も近いかを決定する段階とからなる、請求の範囲第３２ 項に記載の方法。 34．前記スキャンすべき組織は対象領域とは異なっており、補正ファクタを用い て予測組織増強関数を較正する段階が、 予測領域増強関数を作るのに使用された未知の患者パラメータに選択される 選択肢を数学的モデルに入力する段階と、 修正された予測組織増強関数をつくる段階とからなる、請求の範囲第３１項 に記載の方法。 35．前記最適スキャンのためのパラメータの組を決定する段階が、 修正された予測組織増強関数を使用して、最適スキャン遅延を決定し、組織 の閾増強レベルと一致するように組織のスキャンニングを立ち上がらせることか らなる、請求の範囲第３４項に記載の方法。 36．実際の増強レベルを連続的に測定する段階が、対象領域の低用量プリスキャ ンニングを用いて行なわれる、請求の範囲第３０項に記載の方法。 37．前記対象領域がスキャンすべき組織である、請求の範囲第３１項に記載の方 法。 38．前記数学的モデルは、コンピュータプログラムで具現される、請求の範囲第 ３１項に記載の方法。 39．造影剤注入器と、 該造影剤注入器の作動を制御すべく、造影剤注入器に接続されるメモリを備 えたコンピュータと、 前記コンピュータメモリのコンピュータプログラムとを有し、該コンピュー タプログラムは、特定注入プロトコルに基づいて、特定体質をもつ患者の構造特 定ＣＴ増強レベルを予測する手段を備えていることを特徴とする造影剤注入シス テム。 40．前記コンピュータプログラムが、 注入プロトコルの実施前に、注入プロトコルおよび患者の特定体質に基づい て、経過時間の関数として組織増強レベルを予測する手段と、 予測された組織増強レベルに基づいて、最適注入速度および最適造影剤体積 を決定する手段とを有する、請求の範囲第３９項に記載の造影剤注入システム。 41．前記コンピュータプログラムが更に、 修正注入速度および修正造影剤体積からなる入力を受け入れる手段と、 修正注入速度および修正造影剤体積に基づいて、予測組織増強レベルを修正 する手段とを更に有する、請求の範囲第４０項に記載の造影剤注入システム。 42．前記コンピュータプログラムが、修正注入速度および修正造影剤体積を使用 して、注入プロトコルを実施する手段を有する、請求の範囲第４１項に記載の造 影剤注入システム。 43．前記造影剤注入システムがコンピュータ断層撮影機械に連結されており、前 記コンピュータプログラムが、コンピュータ断層撮影機械に信号を伝送してスキ ャンを行なわせる、請求の範囲第４２項に記載の造影剤注入システム。 44．患者に固有の複数のパラメータをもつ患者の組織をスキャンニングするため のコンピュータ断層撮影システムであって、スキャンすべき組織が血管内注入さ れる造影剤で増強されるコンピュータ断層撮影システムにおいて、 コンピュータ断層撮影機械と、 該コンピュータ断層撮影機械に連結された注入システムと、 メモリを備えたコンピュータとを有し、該コンピュータは、注入システムお よびコンピュータ断層撮影機械の両者に連結されて、これらの作動を調和させ、 コンピュータメモリのコンピュータプログラムを更に有し、該コンピュータ プログラムは、造影剤の注入前に、患者の特定パラメータおよび選択された注入 プロトコルに基づいて、組織についての組織増強レベルを予測する手段を備えて いることを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。 45．前記コンピュータプログラムは、 造影剤の注入のための最適注入プロトコルを決定する手段と、 最適注入プロトコルを実施する手段とを有する、請求の範囲第４４項に記載 のコンピュータ断層撮影システム。 46．前記注入プロトコルの開始後に、患者の対象領域の実領域増強レベルをモニ タリングする手段を更に有する、請求の範囲第４４項に記載のコンピュータ断層 撮影システム。 47．前記コンピュータプログラムは、領域増強レベルを受け入れかつ分析して、 予測組織増強レベルを確認する手段を有している、請求の範囲第４６項に記載の コンピュータ断層撮影システム。 48．前記コンピュータプログラムは、領域増強レベルに基づいて、予測された組 織増強レベルを受け入れる手段を有している、請求の範囲第４７項に記載のコン ピュータ断層撮影システム。 49．所与の患者特質および特定の造影剤注入プロトコルについて、患者の構造特 定ＣＴ増強レベルを予測するようにプログラムされたコンピュータにおいて、 メモリを備えたコンピュータと、 該メモリ内のコンピュータプログラムとを有し、該プログラムは、コントラ スト増強の生理学的パラメータに影響を与える、患者特定情報および造影剤特定 情報を受け入れる手段と、注入後の経過時間の関数として構造特定増強レベルを 計算しかつ出力する手段とを備えていることを特徴とするコンピュータ。 50．前記コンピュータプログラムが更に、 注入プロトコルを最適化して、所定のスキャン時間に亘って少なくとも閾造 影剤増強レベルを生じさせる手段と、 最適注入プロトコルを注入器に連結する手段とを有する、請求の範囲第４９ 項に記載のコンピュータ。 51．前記コンピュータプログラムは、 計算された増強レベルに基づいて、最適スキャンのためのスキャンパラメー タの組を決定する手段と、 スキャンパラメータをＣＴスキャン機械に連結する手段とを有する、請求の 範囲第４９項に記載のコンピュータ。 52．前記コンピュータプログラムは、対象領域の実際の増強レベルをモニタリン グして、計算された増強レベルを確認する手段を有する、請求の範囲第４９項 に記載のコンピュータ。 53．コンピュータ断層撮影でスキャンしたい組織を増強するため、患者に造影剤 を注入する注入プロトコルを決定する方法において、 種々の患者パラメータに基づいて複数の予測組織増強関数をつくる段階と、 対象領域の低用量スキャンからのフィードバックに基づいて、前記予測組織 増強関数のうちの近いと予測されるものを選択する段階とを有することを特徴と する方法。 54．前記選択段階が、前記低用量スキャンから、前記対象領域の実際の組織増強 関数をつくる段階と、所定時間に亘って前記実際の組織増強関数を積分する段階 と、予測した組織増強関数の各々について、前記積分した値と、対応する積分値 とを比較する段階と、最も近い積分値をもつ予測組織増強関数を所望通りに選択 する段階とからなる、請求の範囲第５３項に記載の方法。 55．選択された予測組織増強関数に基づいて患者パラメータを決定する段階と、 前記決定された患者パラメータの少なくとも一部に基づいて、スキャンすべき組 織の予測組織増強関数を決定する段階とを更に有する、請求の範囲第５４項に記 載の方法。 56.前記低用量スキャンは、スキャンしたい組織とは異なる組織について行なう 、請求の範囲第５３項に記載の方法。 57．コンピュータ断層撮影でスキャンしたい組織を増強するため、患者に造影剤 を注入する注入プロトコルを決定する方法において、 予測組織増強関数をつくる段階と、 閾レベルを選択する段階と、 組織増強関数が、少なくとも所望のスキャン時間に等しい時間、閾レベルよ り大きい値に維持されるまで、注入プロトコルを調節する段階とからなることを 特徴とする方法。 58．閾値を超える部分内に含まれる連続スキャン時間に亘って組織増強関数を積 分することにより、最適スキャン開始時点および終了時点を決定する段階と、最 大値を有する積分された時間を最適値として選択する段階とを更に有する、請求 の範囲第５７項に記載の方法。 59．前記方法をコンピュータで実施する段階と、前記決定した注入プロトコルを 使用してＣＴスキャンを行なう段階とを更に有する、請求の範囲第５３項に記載 の方法。 60．前記方法をコンピュータで実施する段階と、前記決定した注入プロトコルを 使用してＣＴスキャンを行なう段階とを更に有する、請求の範囲第５７項に記載 の方法。