專利名稱：血液動力學參數的測定的制作方法
技術領域：
本發明涉及血液動力學參數的測定。
背景技術：
流經健康器官的血流如果遇到危急安全的情況可能會發生改變。血液動力學參數改變的性質可表明受影響的器官的成活力，從而表明需要介入。例如，冠狀動脈閉塞可影響心肌的血液動力學參數。

發明內容
根據本發明，提供一種測定器官的血液動力學參數的方法，該方法包括從注射造影劑后獲取的某一器官的多個部分的時序圖像，對該器官的多個部分的血液動力學參數進行估算。對于每一部分，估算的血液動力學參數的精確度基于以下關系中的至少一種進行評定，(i)提取效率積(extraction efficiency product)(FE)與細胞間隙內造影劑分布容積(contrast distribution volume)(Ve)之間的關系；(ii)血漿的空間容積(Vp)與FE、Ve之間的關系；以及(iii)造影劑分布容積的值(VD)。
可重復估算血液動力學參數，其中，每次估算假定血液動力學參數被確切地定值。
可通過從圖像測量的組織造影增強，部分地確定估算的血液動力學參數。獲得估算的血液動力學參數之后，可基于這些血液動力學參數估算組織造影增強。測量的組織造影增強與估算的組織造影增強之間的任何差值可被看作誤差因子，該誤差因子可用作估算的血液動力學參數的校正系數。
通過下文與附圖的結合的詳細說明，本發明的其它特征和優點將變得清楚明了。


在說明本發明的具體實施方式
的附圖中，圖1說明器官的房室模型；圖2為組織造影增強與時間的關系曲線圖；和圖3為主動脈的造影增強與時間的關系曲線圖。
具體實施例方式
血液流經活的器官。因此，本發明始于可通過在器官內引入造影劑、隨后獲得該器官(或其部分)的多個時序圖像而確定器官(或其部分)的血液動力學參數的期望。
假定一器官模型，其中(靜脈內)注射的造影劑在器官內分布在兩個隔室，即，血液空間和細胞間隙(如果由于局部缺血造成細胞膜受損就加上細胞的細胞內空間)。由于造影劑通常不能進入血細胞，血液空間可進一步簡化為血漿空間。
假定該器官是心臟，心肌組織的任何部分可如圖1所示表示。
上述心肌模型(圖1)中關于靜脈給藥后的造影劑分布的符號的定義如下
FE血流量和提取效率乘積決定血漿和細胞間隙之間的造影劑輸送速率。它具有血流量單位或ml·min-1·g-1，并可解釋為每分鐘每克完全除去造影劑的心肌組織FE ml的血漿或胞間液。對于房室模型，血流量(F)和提取效率(E)通常以乘積的形式緊密結合且各個不能與另一個分開確定。這是房室模型的主要缺陷。然而，如果清楚地理解以下限制，則FE仍有助于作為估算或替代血流量(1)根據提取效率的值通常小于1，它小于血流量；(2)在正常的心肌中，提取效率可能是均一的，然而，這可能不是心臟病突發的情況，在這種情況下的心肌缺血可能有與正常的心肌不同的E，并且在缺血的心肌內部，E值可能非常不均一。
E提取效率是存在于到心肌的動脈入口處的血漿中的造影劑在血漿離開心肌的靜脈出口時滲透到細胞間隙中的部分。提取效率、血流量(F)和毛細血管表面通透系數(PS)通過下列關系式被聯系起來E=1-e-PSF]]>或者PS＝-F·ln(1-E)Q(t)在造影增強計算機X線斷層攝影術(CT)的情況下，Q(t)為在注射顯影劑以后在時間t時用心肌組織的亨斯菲爾德單位(HU)表達的增強。在我們的模型中，組織增強Q(t)當然由兩部分組成。第一，血液空間的增強，其為血漿空間容積(Vp)和在時間t時的血漿增強(Cp(t))的乘積。第二，細胞間隙的增強，其為細胞間隙容積(Ve，更嚴格說應是細胞間隙中造影劑分布容積)與在時間t時細胞間隙的增強(Ce(t))的乘積Q(t)＝VpCp(t)+VeCe(t)
注意造影增強的C T測量心肌中的Q(t)和血管中的Cp(t)。
VD這是造影劑在心肌中的分布容積。這個容積為Vp和Ve之和，即VD＝Vp+Vc。Vp為心肌中血漿容積。對于正常的心肌來說，Ve為造影劑在細胞間隙的分布容積。對于不正常的心肌來說，除了細胞間隙中的分布容積外，當肌細胞的細胞膜對造影劑變得可滲透時，Ve還包括肌細胞內的分布空間。
在本發明的一個實施方式中，目的是用冠狀CT血管造影術的時序確定血液動力學參數FE、Vp和VD。
血液動力學參數的應用概述如下FE為心肌灌注測量的替代。在急性或者慢性MI中，它顯示冠狀動脈堵塞的嚴重性，并且顯示冠狀動脈的變窄或堵塞區域存在或不存在側枝循環。在接下來的再次灌注干預中，它能證明該干預是否成功。
Vp自身調節的生理學機理將表明，由于心肌灌注的減少，有活力的心肌會舒張以補償灌注的減少，導致Vp不變或者升高。相反地，沒有活力的缺血心肌將會失去自身調節能力，以至于Vp將開始從正常值下降。換句話說，我們可以用下列不匹配的矩陣來區分有活力的和沒有活力的缺血的心肌。

-低于正常值--遠遠低于正常值+高于正常值VD正常的心肌的VD值為0.3～0.4ml·g-1。受損害的心肌(即肌細胞的細胞膜變得對造影劑通透)具有高于正常值的VD。如果受損傷的心肌恢復或者重塑，VD值將恢復正常水平。
為了用CT給一個整個器官成像，需要獲得一系列的圖像，并且每一個圖像代表一個穿過器官的薄片。所述“薄片”彼此平行并且彼此間隔，以使這一系列圖像合起來代表所述的整個器官。各圖像薄片具有一個厚度(大約5mm)。各圖像薄片由像素值的矩陣表示，各像素表示一個大約2ml正方形和5ml厚的容量。因此，各像素，因為它代表一個容量，可以被認為是一個容量成分(voxel)。
在根據本發明的一個方法中，器官被獨立地掃描四次以獲得四組包括所關心器官的圖像。這四次掃描時間可以為注射造影劑后25s(T1)、1.5min(T2)、4min(T3)和10min(T4)、(實際上，這四次為平均時間，因為為了獲得一個完整的系列圖像，它會花一段短的時間來完成每一次CT掃描)。可以測量這四個時間點的各圖像的各容量成分的心肌組織增強(Q(t))。因此，例如，圖2表明注射造影劑之后，對于四個時間點處給出的圖象薄片中的一個容量成分所測量的組織造影增強。圖2結果是以2ml/s將40ml造影劑注射到29kg的狗體內并且使用下述掃描草案得到的。
為了測量動脈(主動脈)增強(Cp(t))，在注射造影劑簡短的時間之后，可以連續地或以短的時間間隔掃描器官，以獲得預期的造影劑峰值。在這點上，如果按照常規的，這些圖像是橫向的圖像以使各圖像切過主動脈，則因為主動脈造影增強沿著主動脈長度方向應該是相對不變的，所以主動脈造影增強可以使用任何單個圖像平面確定。達到峰值之后，主動脈增強曲線按指數規律地下降，并且在注射后的時間點1.5、4和10分鐘處非常好地表現出特性。在這點上，因為在一個單獨的掃描中的各圖像片可以被認為是表明相同的主動脈增強的圖像，所以從特定的時間點處掃描得到的各圖像片可以用于建立該時間點的主動脈增強。圖3表明，注射造影劑后，通過初始的連續掃描，接下來通過三個時間點處的測量(用確定組織造影增強所需的一系列圖像)，測得的一個主動脈容量成分的主動脈造影增強。圖3結果也是以2ml/s將40ml造影劑注射到29kg的狗體內并且使用下述掃描草案得到的。
細胞間隙的質量平衡導致VcdCe(t)dt=FECp(t)-FECe(t)]]>dCc(t)dt+FEVcCc(t)=FEVcCp(t)]]>Ce(t)=FEVeCp(t)*e-FEVet]]>Q(t)＝VcCe(t)+VpCp(t)Q(t)=FECp(t)*e-FEVet+VpCp(t)=FECp(t)*e-kt+VpCp(t)]]>k=FEVe]]>
∫0TQ(t)dt=FE·∫0TCp(t)*e-ktdt+Vp∫0TCp(t)dt]]>=FE·∫0Tdt∫0tCp(u)e-k(t-u)du+Vp∫0TCp(t)dt=FE·∫0Tdu∫uTdtCp(u)e-k(t-u)+Vp∫0TCp(t)dt]]> =FE·∫0TCp(u)du(-1k[e-kt′]0T-u)+Vp∫0TCp(t)dt=FEk(1-e-k(t-u))∫0TCp(u)du+Vp∫0TCp(t)dt]]>=FEk∫0TCp(u)du-FEk∫0TCp(u)e-k(T-u)du+Vp∫0TCp(t)dt]]>=FEk∫0TCp(t)dt-FEk[Cp(t)*e-kt]t=T+Vp∫0TCp(t)dt]]>=FEk∫0TCp(t)dt-1k(Q(T)-VpCp(T))+Vp∫0TCp(t)dt]]>因此，∫0TQ(t)dt=(FEk+Vp)∫0TCp(t)dt-1kQ(T)+VpkCp(T)]]>令AQ(T)=∫0TQ(t)dt]]>Ap(T)=∫0TCp(t)dt,]]>換句話說，AQ(T)和Ap(T)為組織和主動脈增強對到時間T的時間曲線下面積。那么AQ(T)=(FEk+Vp)Ap(T)-1kQ(T)+VpkCp(T)---(1)]]>假設我們有Q(T)在T1、T2、T3和T4處的測量結果，并且有Cp(T)在高時間頻率的測量結果，那么
AQ(T1)=(FEk+Vp)Ap(T1)-1kQ(T1)+VbkCp(T1)]]>AQ(T2)=(FEk+Vp)Ap(T2)-1kQ(T2)+VbkCp(T2)]]>AQ(T3)=(FEk+Vp)Ap(T3)-1kQ(T3)+VbkCp(T3)]]>AQ(T4)=(FEk+Vp)Ap(T4)-1kQ(T4)+VbkCp(T4)]]>在矩陣式中AQ(T1)AQ(T2)AQ(T3)AQ(T4)=Ap(T1)-Q(T1)Cp(T1)Ap(T2)-Q(T2)Cp(T2)Ap(T3)-Q(T3)Cp(T3)Ap(T4)-Q(T4)Cp(T4)FEk+Vpk-1Vp·k-1---(2)]]>因為FEk=Ve,]]>并且FEk+Vp=Ve+Vp=VD,]]>等式(1)可以被改寫為AQ(T1)AQ(T2)AQ(T3)AQ(T4)=Ap(T1)-Q(T1)Cp(T1)Ap(T2)-Q(T2)Cp(T2)Ap(T3)-Q(T3)Cp(T3)Ap(T4)-Q(T4)Cp(T4)VDk-1Vp·k-1---(3)]]>這里VD為造影劑在心肌中的分布容積。等式(3)可以通過三個參數VD、k-1和Vp·k-1的非負最小二乘方(NNLS)求解。因為生理學上對于VD、k-1和Vp·k-1不可能為負值，所以NNLS算法由于估算的參數被限于大于或等于0，因而具有超越傳統線性二乘方的優點。從這些估算值，期望的參數VD、Vp和FE可以這樣導出
VD已經從等式(3)的NNLS解法中估算出。
Vp=Vp·k-1k-1---(3A)]]>FE=VD-Vpk-1---(3B)]]>注意上述對于參數VD、k-1和Vp·k-1的線性方程組是在沒有假設造影劑從細胞間隙到血液空間的“回流(backflux)”是可忽略的情況下被導出的(即沒有Patlak圖像分析的假設)。
因有(附加的)Q(t)測量噪聲，所以Q(t)表達式可以寫為Q(t)＝FECp(t)*e-kt+VpCp(t)+ε(t)線性化之后，方程式變為AQ(T)=(FEk+Vp)Ap(T)-1kQ(T)+VpkCP(T)+ϵ(T)k+∫0Tϵ(t)dt]]>這里ε(t)為零平均值高斯過程。
等式(2)于是變為AQ(T1)AQ(T2)AQ(T3)AQ(T4)=Ap(T1)-Q(T1)Cp(T1)Ap(T2)-Q(T2)Cp(T2)Ap(T3)-Q(T3)Cp(T3)Ap(T4)-Q(T4)Cp(T4)VDk-1Vp·k-1+1Kϵ(T1)ϵ(T2)ϵ(T3)ϵ(T4)+Aϵ(T1)Aϵ(T2)Aϵ(T3)Aϵ(T4)---(4)]]>這里
Aϵ(T1)=∫0T1ϵ(t)dt]]>Aϵ(T2)=∫0T2ϵ(t)dt]]>Aϵ(T3)=∫0T3ϵ(t)dt]]>Aϵ(T4)=∫0T4ϵ(t)dt]]>因為ε(t)為零平均值高斯過程，所以各Aε(T)也為零平均值高斯過程。除了下面的誤差向量之外E-R=1kϵ(T1)ϵ(T2)ϵ(T3)ϵ(T4)---(5)]]>Eq(5)是VD、k-1、Vp·k-1的估算值的最小二乘方問題的公式。為了說明誤差向量，可以采用重復的最小二乘方過程。算法如下1.以誤差向量 設為0，估算VD、k-1、Vp·k-1。
2.由估算值(VD、k-1、Vp·-1)計算出(FE、Vp、k)并用于由下面方程式估算Q(T1)、Q(T2)、Q(T3)和Q(T4)Q(t)＝FECp(t)*e-kt+VpCp(t)估算的和測得的Q(Ti)之差得出ε(Ti)，i＝1、2、3、4。
3.誤差向量 由等式(5)計算得出，并且從等式(4)的右邊減去。
4.估算一組新的(VD、k-1、Vp·k-1)，并且重復步驟1-4直到收斂。
有三種特殊情況需要考慮情況(1)k-1很小，或者k趨于無窮大，則Ve＜＜FE。這意味著造影劑的泄漏很少，例如容量成分在血管中。k的為無窮大的情況下，等式(3)變為AQ(T1)AQ(T2)AQ(T3)AQ(T4)=VDAp(T1)Ap(T2)Ap(T3)Ap(T4)---(6)]]>因為算法是由等式(3)估算VD、k-1、Vp·k-1，這意味著當k-1為0時，Vp·k-1的靈敏度是非常小的，所以應當忽略。VD的估算值應該被設為Vp，因為 并且Q(t)=FECp(t)*e-kt+VpCp(t)=FEkCp(t)*k·e-kt+VpCp(t)]]> =(Ve+Vp)·Cp(t)]]>≈VpCp(t)]]>因此，如果k很大，就沒有造影劑泄漏進細胞間隙，并且Q(t)只是Vp和Cp(t)的乘積或者AQ(t)＝Vp·Ap(t)意味著在等式(6)中，VD實際為Vp。
情況(2)k-1很大，或者k趨于0(表明血流很慢，例如在疤痕組織中)，那么Q(t)=FECp(t)*e-kt+VpCp(t)]]> 這是當沒有造影劑從細胞間隙到血漿空間的回流時，對于這種情況的Patlak和Blasberg模型。
∫0TQ(t)dt=FE·∫0TCp(t)*e-ktdt+Vp∫0TCp(t)dt]]> =FE·∫0TCp(u)du∫0Tdt+Vp∫0TCp(t)dt=FE·∫0TCp(u)du(T-u)+Vp∫0TCp(t)dt]]>或者Aq(T)=FE·T·∫0TCp(u)du-FE·∫0Tu·Cp(u)du+Vp∫0TCp(u)du---(7)]]>在k趨向于0的情況下，可以看出等式(1)變為等式(7)
AQ(T)=(FEk+Vp)AP(T)-1kQ(T)+VpkCp(T)]]>=FEkAp(T)+VpAP(T)-1kQ(T)+VpkCp(T)]]>=FEkAp(T)+VpAP(T)-1k(Q(T)-VpCp(T))]]>=FEkAp(T)+VpAP(T)-FEk[Cp(t)*e-kt]t=T]]>=FEk∫0TCp(u)du+VpAp(T)-FEk∫0TCp(u)e-k(T-u)du]]>=FEk∫0T[1-e-k(T-u)]·Cp(u)du+Vp·Ap(T)]]>由于k→0lim1-e-k(T-u)k=T-u,]]>AQ(T)=FE·T·∫0TCp(u)du-FE·∫0Tu·Cp(u)du+Vp∫0TCp(u)du---(8)]]>與等式(1)相同。
為了證明該算法仍然在這個特殊情況(k→0)中適用，用給定的Cp(t)構造一個K＝0的理論Q(t)。用算法等式(3))求解參數組(VD、k-1、Vp·k-1)，并將估算的參數和它們的真實值比較。結果從模擬試驗發現，當k→0時，等式(3)的解導致以下估計值1k≠0]]>但是Vpk=0.]]>因此，當等式(3)產生上述估計值時，應該用等式(8)替換AQ(t)
令Mp(T)=∫0Tu·Cp(u)du]]>那么，在t＝T1、T2、T3、T4時的AQ(t)的等式可以寫成如下矩陣方程AQ(T1)AQ(T2)AQ(T3)AQ(T4)=T1·Ap(T1)-Mp(T1)Ap(T1)T2·Ap(T2)-Mp(T2)Ap(T2)T3·Ap(T3)-Mp(T3)Ap(T3)T4·Ap(T4)-Mp(T4)Ap(T4)·FEVp---(9)]]>等式(9)的FE和Vp可以像前面用NNLS算法求出。
情況(3)FEk≈0]]>并且Vp≈0，但是FEk<<Vp,]]>(其中，如情況(1)，表明有非常少的造影劑泄漏)，Q(t)→Vp·Cp(t)，其與上面情況(1)類似。
為了研究等式(3)在這個特殊情況中的行為，用給定Cp(t)構造若干具有下表參數的理論Q(t)。

等式(3)是用來求解參數組(VD)、k-1、Vp·k-1)，并且比較它們的真實值和估算的參數。從這些模擬試驗發現等式(3)的解導致以下估算值VD＝0k-1≠0Vpk≠0]]>上述試驗說明，當用等式(3)獲得VD＝0的估算值時，應當像情況(1)一樣，應將VD設為Vp代替使用等式(6)。
參數組(VD、k-1、Vp·k-1)之間相互作用(協方差)因為Q(t)被模擬為兩項之和Q(t)＝FE·[Cp(t)*e-kt]+Vp·Cp(t)第二項Vp·Cp(t)的變化可以被第一項FE·[Cp(t)*e-kt]相反的變化抵消，以保持不變的適于Q(t)的值。這表現為估算的參數Vp和FE的估計值的相反變化。更確切地說，Vp和FE的估算值為負相關。根據模擬確定了參數VD，不像Vp和FE，其由等式(3)更精確估算得出，并且更不與Vp或FE共變。
采取下面的策略以克服Vp和FE和可能的VD估算值之間的共變a)從等式(3)得到(VD、k-1、Vp·k-1)的估計值或者等價的(VD、k、Vp)。
b)核對情況(1),1k=0]]>
情況(2),Vpk=0]]>情況(3)VD＝0這實際上是通過確定各方程式的左邊是否小于閾值(以致非常接近0)進行核對的。
如果情況(1)～(3)中任何一個被滿足，求出情況(1)和(3)，從等式(6)求出VD＝Vp情況(2)，從等式(9)求出FE和Vp并且過程終止。
c)如果這3種情況都不存在，假設VD的估算值是正確的，并且僅僅k和Vp的估算值是錯誤的。用k和Vp作為僅有的兩個可調變量，進行另一個AQ(t)擬合的最優化。
i)改變Vp，而k保持在從上述a)得到的原始估算值不變，直到得到Q(t)的最佳擬合。注意，由于VD=FEk+Vp]]>改變Vp，同時VD和k固定在從上述a)得到的原始估算值，意味著FE隨Vp改變。
ii)改變k，同時Vp保持在上述b.i)中建立的值不變，直到得到Q(t)的最佳擬合。如上述i)中，由于VD=FEk+Vp]]>
改變k，同時VD固定在從上述a)得到的的原始估算值，且Vp固定在從上述b.i)得到的新的估算值，意味著FE隨k改變。
在這點上，得到了一組新的(k，Vp)的估算值。
d)利用“黃金分割法(golden search)”確定一個新的VD值，并重復步驟c)和d)，直到VD的“黃金分割法”收斂。
模型的協方差矩陣，等式(3)估算的參數(VD、k-1、Vp·k-1)的協方差通過以下協方差矩陣得出Cov(VD，k-1，VP·k-1)＝σ2·{[MF]T·MF}-1這里σ2為AQ(t)測量的方差，并且MF為如下定義的Fisher信息(靈敏度)矩陣MF=Ap(T1)-Q(T1)Cp(T1)Ap(T2)-Q(T2)Cp(T2)Ap(T3)-Q(T3)Cp(T3)Ap(T4)-Q(T4)Cp(T4)]]>當MF的列相似時，則估算參數的方差和協方差很大。例如(a)對于情況(1)和情況(3)，第二和第三列彼此成比例；和(b)對于情況(2)，第一和第二列相似。
已經描述了一種估算血液動力學參數的方法，接下來描述一種實現該方法的合適的草案。
1.定位設置范圍以覆蓋整個胸部和上腹部2.局部螺旋掃描在屏息的過程中，從探測器發出螺旋掃描，以覆蓋從隆凸(carina)到超過肝臟的圓頂(dome)。
3.循環時間測試(Timing bolus)從局部螺旋掃描，選擇升主動脈處的層面。在1s的時間間隔、120kVp、50mA、5s的預延遲(prep delay)和1×10mm的瞄準下，設置選定層面的25s的移位掃描(cine scan)。以4ml/s注射造影劑20ml，并同時開始移位掃描。這是簡單確定什么時候主動脈增強到達峰值，以便知道造影劑的主要劑量注射后開始移位掃描的時間。
從獲得的時間測試移位掃描確定升主動脈的峰增強的時間，例如，開始注射造影劑后20s。
4.用心電門控螺旋掃描在基線處進行冠狀CT血管造影(造影劑的主要劑量注射之前)心電門控螺旋掃描在屏息過程中，以75％的R-R間隔，1.25mm間隔的1.25mm層面厚度，螺距0.3(0.3mm/圈)，0.5秒每圈，120kVp，75mA，以覆蓋從隆凸到肝臟的圓頂。
5.非心電門控移位掃描以獲得主動脈增強曲線的原始部分，繼之以心電門控螺旋掃描進行冠狀CT血管造影建立(a)以1s的間隔、120kVp、50mA、1s每圈、2s的預延遲和4×1.25mm的瞄準下，進行隆凸層面處的15s移位掃描；(b)群間延遲3s；(c)心電門控螺旋掃描在屏息過程中，以75％的R-R間隔，1.25mm間隔的1.25mm層面厚度，螺距0.3(0.3mm/圈)，0.5秒每圈，120kVp，300mA，以覆蓋從隆凸到肝臟的圓頂。
以4ml/s注射造影劑120ml，并同時開始上述(a)中的移位掃描。
6.步驟4中的造影劑注射完1.5分鐘之后，進行心電門控冠狀CT血管造影除了X射線管電流從300mA降低到75mA之外，利用與步驟4中的心電門控螺旋掃描相同的技術。
7.步驟4中的造影劑注射完4.0分鐘之后，進行心電門控冠狀CT血管造影除了X射線管電流從300mA降低到75mA之外，利用與步驟4中的心電門控螺旋掃描相同的技術。
8.步驟4中的造影劑注射完10.0分鐘之后，進行心電門控冠狀CT血管造影除了X射線管電流從300mA降低到75mA之外，利用與步驟4中的心電門控螺旋掃描相同的技術。
有效劑量當量(HE)只考慮冠狀CT血管造影法和移位掃描的基線、25s、1.5min、4min和10mi的有效劑量當量。
基線冠狀CT管造影 2.27mSv15s移位掃描 0.42mSv在冠狀CT血管造影后25s9.07mSv在冠狀CT血管造影后1.5min 2.27mSv在冠狀CT血管造影后4.0min 2.27mSv在冠狀CT血管造影后10.0 2.27mSv總和 18.57mSv比較起來，包括基線和非增強的CT掃描的日常造影增強的CT胸腔研究的有效劑量當量為24.2mSv，而用于心肌生活力的10mCi FDGPET掃描，有效劑量當量為7.2mSv。一般的本底輻射給予2mSv的每年有效劑量當量。
分析步驟1.將基線、注射造影劑之后1.5min、4min和10min處的心電門控冠狀CT管造影相對于之后25s，配準(register)在3-D中。
2.使用從步驟5(a)得到的移位掃描和配準的冠狀CT血管造影產生主動脈增強曲線，Cp(t)(a)步驟5中的移位掃描提供最先的2-17s的數據(b)步驟5中的冠狀血管造影提供20-44s的數據；(c)步驟6中的冠狀血管造影提供1.5-1.9min的數據；(d)步驟7中的冠狀血管造影提供4.0-4.4min的數據；
(e)步驟8中的冠狀血管造影提供10.0-10.4min的數據上述所有時間段參考步驟5中造影劑注射開始時間。置于主動脈中的ROI用來形成主動脈增強曲線。對于冠狀血管造影，主動脈ROI可能必須被調整在主動脈的各層面處。在連續冠狀血管造影之間的時間間隔中丟失的數據通過線性插值重新獲得。
3.基線冠狀血管造影在造影注射之后從延遲的血管造影減去，以形成對于心肌上的各像素的組織增強曲線，Q(t)。在減去之前，基線和延遲的血管造影都被重新格式化成短軸格式。
4.由測量的主動脈增強曲線Cp(t)確定Ap(T)和Cp(T)。由相應的像素增強曲線確定各像素(容量成分)的AQ(T)和Q(T)。各像素的FE、VD和Ve由等式(3)、(3A)和(3B)來確定，以產生短軸格式的整個心臟相應的函數圖。
配準的和重新格式化的原始CTA圖像中的像素時間選擇點信息5組CTA圖像必須被彼此配準，然后被重新格式化在LV的短軸視圖中(分析步驟1和2)。因為等式(3)需要各單獨像素的‘采集’時間，所以配準和重新格式化步驟產生兩個問題，首先，各像素的采集時間必須被確定，并且第二，不像原始CTA圖像，配準的和重新格式化的圖像中的各像素的采集時間是不均一的。產生各像素的‘采集’時間的簡單方法是為各CTA產生一組新的圖像，其中所有像素的值等于CTA圖像的中間掃描(mid-scan)時間。分析步驟1和2中的配準和重新格式化被以相同的方式應用于CTA圖像和采集時間圖像。結果，配準和重新格式化的采集時間圖像中像素的值將是像素正確的采集時間。
盡管所描述的技術使用4次測量，但是由于等式(3)有3個未知數，所以該技術僅僅需要3次測量。然而，如果估算僅僅使用3次測量，則準確性和精度存在明顯的犧牲。盡管準確性和精度將隨著使用的測量次數而提高，但是對病人的輻射劑量也會隨著每次掃描而增加。因此，已發現4次測量(隨后是移位掃描以獲得主動脈增強峰)可以給出一個準確性和精度與輻射劑量之間的合理的折中。然而，根據實際情況，5、6或者更多測量次數也會需要。
雖然所描述的獲得器官血液動力學參數的方法已經假設器官為心臟被描述，但顯然該方法可同樣地應用于其它器官。因此，例如，該方法可應用于獲得大腦的血液動力學參數。在這種情況中，掃描可以從大腦頂部到底部，并且得到的多數圖像片將顯示頸內動脈和大腦中動脈，從而血液造影增強可以與用于測定主動脈造影增強所述的相同的方法確定。
并且，雖然已經結合CT掃描描述了該方法，但是等同的其它任何適合的掃描技術都可以使用，例如磁共振掃描。
并且對于那些本領域的熟練技術人員，其它修改也將是顯而易見的，因此，在權利要求中限定了本發明。
權利要求
1.一種測定器官的血液動力學參數的方法，包括從注射造影劑之后獲得的器官多個部分的時序圖像，估算該多個部分的血液動力學參數；對于每一部分，基于以下關系中的至少一種評定所述估算的血液動力學參數的精確度(i)提取效率積(FE)與細胞間隙中造影劑分布容積(Ve)之間的關系；(ii)血漿空間容積(Vp)、FE和Ve之間的關系；以及(iii)造影劑分布容積的值(VD)。
2.如權利要求1所述的方法，其中，如果所述提取效率積(FE)與細胞間隙中的造影劑分布容積(Ve)之間的關系為Ve/FE之商在0的閾值內，則所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的。
3.如權利要求1或權利要求2所述的方法，其中，如果所述血漿空間容積(Vp)、FE和Ve之間的關系為Vp·Ve/FE在0的閾值內，則所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的。
4.如權利要求1至3任一項所述的方法，其中，如果所述造影劑分散容積的值(VD)為VD在0的閾值之內，則所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的。
5.如權利要求2所述的方法，其中，如果所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的，則假設Ve/FE值為0，重新估算所述血液動力學參數。
6.如權利要求3所述的方法，其中，如果所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的，則假設Vp·Ve/FE值為0，重新估算所述血液動力學參數。
7.如權利要求4所述的方法，其中，如果所述估算的血液動力學參數被認為是不準確的，則假設VD值為0，重新估算所述血液動力學參數。
8.如權利要求1至7任意一項所述的方法，其中，所述的估算包括對每一圖像的每一部分，測定組織造影增強和血漿造影增強中的至少一種；對每一圖像采集時間，獲取涉及組織造影增強相對于以所述每一圖像采集時間結束的時間范圍的積分的測量值，并且獲取涉及血漿造影增強相對于以所述每一圖像采集時間結束的時間范圍的積分的測量值。
9.如權利要求8所述的方法，其中，所述的估算進一步包括重復估算所述血液動力學參數，其中每次估算假設所述血液動力學參數被確切地定值。
10.如權利要求8所述的方法，該方法進一步包括，基于所述估算的血液動力學參數，估算估算的組織造影增強，設定一個從所述測定方法中測得的組織造影增強測定值與所述組織造影增強估算值之間差值的誤差，并且用所述誤差作為所述估算的血液動力學參數的校正系數。
11.如權利要求8所述的方法，該方法進一步包括，對于所述器官的每一部分，從不含造影劑的器官的基線圖像，測量基線組織造影和基線血漿造影。
12.如權利要求11所述的方法，其中，所述的測定組織造影增強和血漿造影增強中的至少一種包括測量組織造影和瞬時血漿造影中的至少一種，并且，對于任一測得的組織造影，減去所述基線組織造影，以及對于任一測得的血漿造影，減去所述基線血漿造影。
13.如權利要求1至12中任意一項所述的方法，其中，所述的估算的血液動力學參數包括造影劑分布容積(VD)、血漿空間容積(Vp)，和血流量與提取效率乘積(FE)。
14.如權利要求8所述的方法，其中，對于一個給定的圖像采集時間，所述涉及組織造影增強相對于時間的積分的測量和所述涉及血漿造影增強相對于時間的積分的測量包括在給定的圖像采集時間測得的造影增強限定的面積。
15.如權利要求1至14中任意一項所述的方法，其中，至少有3個時序圖像。
16.如權利要求1至15中任意一項所述的方法，其中，有4個或者更多個時序圖像。
17.如權利要求8所述的方法，其中，所述得到測量值包括重復求解下列線性方程組AQ(T1)AQ(T2)...AQ(Tn)=Ap(T1)-Q(T1)Cp(T1)Ap(T2)-Q(T2)Cp(T2)...Ap(Tn)-Q(Tn)Cp(Tn)VDk-1Vp·k-1]]>其中AQ為細胞間隙的造影增強相對于時間的曲線下面積；Ap為血漿空間的造影增強相對于時間的曲線下面積；Q為組織造影增強；Cp為血漿增強；Tn為當獲得圖像的時間，n至少為3，并且k＝Fe/Ve。
18.如權利要求17所述的方法，其中，n為4或大于4。
19.如權利要求18所述的方法，其中，所述的時序圖像為計算機X線斷層攝影圖像。
全文摘要
通過首先從注射造影劑后得到的器官多個部分的時序圖像估算該多個部分的血液動力學參數，從而測定該器官的血液動力學參數。對于每一部分，所述估算的血液動力學參數的精確度基于以下關系中的至少一種進行評定，i)提取效率積(FE)與細胞間隙中造影劑分布容積(V
文檔編號A61B6/03GK101026993SQ200580028400
公開日2007年8月29日 申請日期2005年8月22日 優先權日2004年8月23日
發明者婷·Y·李 申請人:羅伯特研究所