ES2269130T3 - Inyector de constraste para inyectar un medio de contraste para generar aumento vascular prolongado uniforme. - Google Patents
Inyector de constraste para inyectar un medio de contraste para generar aumento vascular prolongado uniforme. Download PDFInfo
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Abstract
Un inyector de contraste para inyectar a un paciente con un agente de contraste para lograr sustancialmente un nivel deseado de aumento vascular durante un intervalo deseado de una rutina de inyección, caracterizado porque el inyector de contraste comprende un control de velocidad que, en uso, reduce de manera controlable la velocidad de inyección a sustancialmente una velocidad exponencial que tiene un coeficiente de decrecimiento que se aproxima a un gasto cardiaco seleccionado por peso corporal que tipifica al paciente o una aproximación curvilínea de dicha velocidad exponencial a lo largo de todo el intervalo deseado de dicha rutina de inyección para mantener sustancialmente dicho nivel deseado de aumento vascular.
Description
Inyector de contraste para inyectar un medio de
contraste para generar aumento vascular prolongado uniforme.
Uno de los inventores de este documento también
es el inventor de varias patentes anteriores relacionadas con el
aumento mejorado de un órgano de un paciente que es sometido a una
exploración tomográfica informatizada controlando la inyección de
un medio de contraste de acuerdo con un aumento previsto. Estas
patentes incluyen las patentes de EE.UU. números 5.583.902 y
5.687.208. Han sido concedidas otras patentes más relacionadas con
inyectores de contraste y su uso para obtener niveles específicos
de aumento. Estas incluyen las patentes de EE.UU. números
5.827.219; 5.840.026; 5.383.858; 5.662.612; 5.681.286; 5.456.676; y
5.300.031. Aún otras patentes que han sido concedidas y que se
refieren al campo de inyectores de contraste y su uso incluyen las
patentes de EE.UU. números 4.006.736; 5.868.710; 4.854.324;
4.210.138; 4.812.724; 5.865.744; 5.279.569; 5.865.805; 4.213.454;
4.695.271; 5.322.511; 5.269.762; y 5.851.184.
Aunque el uso de inyectores de contraste para
inyectar a un paciente con un agente de contraste para aumentar un
tejido u órgano para escaneado TC se ha realizado durante años, las
primeras dos patentes mencionadas anteriormente, es decir, las
patentes '902 y '208, representan uno de los primeros intentos, si
no el primero, de resolver científicamente el problema de computar
un aumento esperado basado en parámetros físicos de un paciente,
suponiendo un protocolo de inyección dado. El trabajo de los
inventores en estas patentes anteriores estaba dirigido a resolver
este problema para los órganos de un paciente, usando ecuaciones
diferenciales complicadas y sus soluciones para ayudar a responder
a cómo funciona un cuerpo humano al procesar el agente de
contraste, y después calcular una ventana de aumento para la que se
supera el umbral de aumento deseado para una exploración
satisfactoria, suponiendo un protocolo de inyección típico. Como
parte de la patente '208, se describió angiografía TC y sus
problemas especiales al obtener exploraciones de alta calidad de
vasos sanguíneos.
La angiografía TC (TCA) ha sido ampliamente
aceptada, en algunos casos preferida sobre la angiografía
convencional, para evaluar la anatomía de vasos sanguíneos
principales como la aorta y la arteria pulmonar. En la técnica
anterior, los vasos son escaneados usando una técnica de TC de
colimación fina espiral, mientras se inyecta un bolo de medio de
contraste a una alta velocidad de inyección (3-5
ml/s) para lograr un alto grado de aumento de contraste vascular.
Típicamente, el medio de contraste se inyecta a una velocidad de
inyección constante, es decir, se usa un protocolo de inyección
monofásica. El esquema de inyección tiene como resultado un perfil
de aumento de contraste vascular que aumenta a un ritmo constante
con un único punto máximo de aumento que se produce poco después de
la finalización de la inyección, como se muestra por los datos
recopilados a partir de un experimento porcino como se muestra en la
fig. 1a. Por consiguiente, el aumento vascular tiende a ser no
uniforme durante la adquisición de imagen.
El aumento vascular uniforme a lo largo de todo
el periodo de adquisición de imagen es muy deseable para el
propósito de procesamiento y visualización de imagen, en el que el
postprocesamiento 3D está basado frecuentemente en un valor umbral
de atenuación de TC. Además, se espera que el aumento uniforme
contribuya a un uso optimizado de medio de contraste. En otras
palabras, para un volumen dado de medio de contraste, un aumento de
contraste uniforme cuya magnitud es inferior a la de un aumento
máximo generado por una inyección monofásica proporcionaría una
ventana temporal más larga de aumento vascular adecuado que la
inyección monofásica usada actualmente en la técnica anterior,
resultando así un intervalo de escaneado óptimo más largo.
Alternativamente, se espera que sería necesario un menor volumen de
medio de contraste para proporcionar un aumento vascular uniforme
para la misma duración de escaneado como el logrado usando un
protocolo de inyección monofásica.
Además de un protocolo de inyección monofásica,
en la técnica anterior a veces también se usa un protocolo de
inyección bifásica. Un protocolo típico de inyección bifásica
consta de dos fases: una fase de inyección rápida corta, seguida de
una fase de inyección lenta más larga. Un protocolo de inyección
bifásica produce aumento más prolongado que un protocolo de
inyección monofásica, pero genera dos puntos máximos de aumento con
un valle de aumento en medio. Los datos recopilados de otro
experimento porcino como se muestra en la fig. 1b apoyan esta
conclusión. Cada punto máximo se produce poco después de la
finalización de cada fase de inyección, como podría esperarse dados
los resultados del primer experimento porcino. Aunque la bifásica
podría ser considerada por alguien menos experto como una etapa en
la dirección correcta, realmente aumenta la complejidad del
problema lograr lo primero de todo un nivel de aumento que supere
fiablemente un umbral y después mantener un nivel de aumento por
encima de ese umbral durante un periodo de tiempo que será adecuado
para captar la imagen. Como la técnica anterior tiene poco que
enseñar en relación con la resolución de este problema, aparte del
propio trabajo de los inventores que aún no se ha concentrado en el
aspecto del problema del protocolo de inyección, parecería que el
uso no guiado de un protocolo de inyección bifásica incrementaría
quizá la cantidad agente de contraste inyectado necesario para
lograr fiablemente una exploración satisfactoria respecto a un
simple protocolo de inyección monofásica cuyo aumento es más fácil
de predecir.
La presente invención lleva más lejos el trabajo
anterior del inventor concentrándose en el protocolo de inyección
para angiografía TC del sistema vascular de un paciente, y más
particularmente calculando una solución óptima de un protocolo
específico de inyección de contraste para optimizar tanto el nivel
de aumento así como la duración temporal del aumento, y un inyector
para lograr tal protocolo de inyección. Un subproducto de esta
invención es, como antes, la capacidad de minimizar la cantidad de
agente de contraste que se necesita inyectar en un paciente para
obtener fiablemente una exploración satisfactoria. Esto es
importante no sólo desde un punto de vista de coste puesto que el
agente de contraste puede ser caro, sino también desde un punto de
vista de salud para el paciente. Cuanto menor sea la cantidad de
agente de contraste inyectado en el cuerpo de un paciente, menor
será el riesgo de efectos secundarios perjudiciales.
Más particularmente, los inventores en este
documento han tenido éxito al desarrollar un inyector de contraste
y un protocolo inyector de contraste para implementación en el
inyector de contraste que optimiza el uso del agente de contraste
para lograr fiablemente un aumento superior a un umbral
preseleccionado y para mantener ese nivel "superior" de aumento
durante una duración temporal que está cerca del óptimo dada la
cantidad de agente de contraste usada. El protocolo de inyección de
contraste comprende una velocidad de inyección en pendiente o
multifase, o decreciente exponencialmente o que disminuye a un
ritmo constante. Una solución ideal es proporcionada por la
solución de ecuaciones diferenciales que describen un modelo de
compartimiento simplificado en lugar de modelo más complicado de
cuerpo entero enseñado en una de las patentes anteriores del
inventor mencionadas anteriormente. Esta solución ofrece una
velocidad de inyección decreciente exponencialmente que tiene un
coeficiente de decrecimiento particular. Sin embargo, se contempla
que en el mundo real, esta velocidad de inyección decreciente
exponencialmente podría ser aproximada por un decrecimiento lineal,
o decrecimiento en pendiente, o incluso decrecimiento en etapas
múltiples y aún producir resultados aceptables de acuerdo con las
enseñanzas de la presente invención. En cambio, en el mundo real,
algo menos que una verdadera velocidad de inyección decreciente
exponencialmente debe ser necesariamente el límite físico de un
inyector de contraste, incluso el programable por ordenador
enseñado en este documento como parte de la invención. Quizá
incluso más ya que el inyector programable por ordenador usa
control digital que en realidad es una serie de etapas relativamente
pequeñas al cambiar la velocidad de inyección. Aún otro factor que
se ha de considerar y que también minimiza la precisión que podría
pensarse necesaria es la respuesta psicológica variable entre
diferentes pacientes al agente de contraste inyectado. La precisión
matemática propiamente dicha no se considera un límite para la
presente invención.
El coeficiente de decrecimiento exponencial
particular calculado es proporcional al gasto cardiaco por peso
corporal del paciente. Los datos experimentales con cerdos sugieren
que un coeficiente de decrecimiento de aproximadamente 0,01 sería
apropiado para seres humanos. Para ofrecer el inyector más fácil de
implementar para un profesional de asistencia típico, podría
suponerse de antemano el gasto cardiaco del paciente como promedio,
y así no tiene que realizarse entrada específica de paciente para
lograr una exploración aceptable. Los datos experimentales
sugirieron que el coeficiente de decrecimiento diseñado para
generar un aumento uniforme para gasto cardiaco normal tuvo como
resultado un aumento más convexo con una magnitud aumentada para un
sujeto con gasto cardiaco perjudicado, demostrando el efecto del
gasto cardiaco sobre el aumento de contraste. En teoría, aunque
difícil en el mundo real, si el grado de reducción de gasto
cardiaco es conocido, puede reproducirse exactamente el mismo
aumento vascular uniforme para pacientes con gasto cardiaco
reducido. Esto puede lograrse bajando la velocidad de inyección
inicial y el coeficiente de decrecimiento calculado para pacientes
con gasto cardiaco normal, proporcional a la reducción de gasto
cardiaco. Sin embargo, es evidente que un protocolo de inyección
multifásica diseñado para lograr un cierto nivel de aumento
vascular en pacientes con gasto cardiaco normal no tendrá como
resultado una sobreestimación de aumento de medio de contraste en
pacientes con gasto cardiaco reducido. Se pretende que el término
multifásico se refiera al protocolo de inyección que es el tema de
la presente invención. Debe distinguirse de los simples protocolos
monofásicos o bifásicos de la técnica anterior, y representa un
protocolo que es variable a lo largo del tiempo de una manera
decreciente ya sea continua o discontinuamente, en pendiente,
lineal, curvilínea, o intermitentemente.
La duración del aumento aórtico puede
prolongarse incrementando el volumen de medio de contraste para una
velocidad de inyección inicial dada o inyectando lentamente a una
velocidad inicial más baja para un volumen de medio de contraste
dado. Con una inyección monofásica, la magnitud máxima de aumento
aórtico depende de tres factores de inyección, es decir la
concentración, velocidad de inyección, y volumen total de medio de
contraste. Con un protocolo de inyección multifásica, sin embargo,
la magnitud máxima puede ser independiente del volumen total de
medio de contraste, siempre que el volumen no sea demasiado pequeño
para llegar de un aumento en pendiente ascendente inicial a una
meseta o nivel umbral. Por lo tanto, la inyección multifásica es
ventajosa respecto a la inyección monofásica cuando se desea una
duración prolongada, aunque evitando la subida de aumento de
contraste, incrementando el volumen de medio de contraste. Usando
las enseñanzas de la presente invención, este protocolo de
inyección multifásica representa el protocolo ideal para lograr
fiablemente un aumento uniforme superior a un valor umbral para una
ventana temporal deseada según sea necesario para una exploración
vascular.
Aunque se han explicado brevemente las ventajas
y características principales de la presente invención, puede
obtenerse una comprensión más completa de la invención haciendo
referencia a los dibujos y la descripción detallada de la
realización preferida que viene a continuación.
Las Figuras 1a y 1b son gráficos de curvas
empíricas de aumento-tiempo de un cerdo de 25 kg
usando inyecciones (a) monofásicas y (b) bifásicas;
La Figura 2 es un diagrama de bloques que
representa un modelo de compartimento para farmacocinética inicial
de aumento de contraste;
\newpage
La Figura 3 es un gráfico de tres perfiles de
inyección multifásica con la velocidad de inyección inicial de 2
ml/s y diferentes constantes de decrecimiento exponencial;
La Figura 4 es un gráfico de una curva de
aumento aórtico porcino simulado;
Las Figuras 5a y 5b son gráficos de tres
inyecciones exponenciales y sus aumentos de contraste aórtico
porcino simulado correspondientes;
La Figura 6 es un gráfico de una curva de
aumento de contraste aórtico simulado en un modelo humano con
inyecciones exponenciales monofásicas y multifásicas;
La Figura 7 es una serie de curvas de aumento de
contraste aórtico simulado en un modelo humano con gastos
cardiacos normal y reducido;
Las Figuras 8a y 8b son curvas de aumento
aórtico porcino empírico usando inyecciones exponenciales
multifásicas en un cerdo de 25 kg y un cerdo de 40 kg;
Las Figuras 9a y 9b son gráficos del aumento
aórtico porcino empírico con inyecciones monofásicas y multifásicas
de 50 ml y 70 ml de medio de contraste;
Las Figuras 10a y 10b son gráficos de curvas de
aumento aórtico porcino empírico generadas por diversas
inyecciones con 90 ml y 70 ml de medio de contraste; y
La Figura 11 es una vista en perspectiva de un
inyector de contraste programado para proporcionar inyecciones
multifásicas.
A continuación se explicará la metodología para
calcular la solución multifásica para lograr un aumento vascular
uniforme.
La distribución de medio de contraste en un vaso
sanguíneo depende del flujo sanguíneo circulante y el volumen de
sangre del vaso. Aunque un modelo de cuerpo entero proporciona una
descripción completa de la característica de aumento en cada vaso y
cada órgano, modelar con un número limitado de compartimentos es
menos complicado y más accesible para análisis teórico de diversos
parámetros de inyección. Existen diversas maneras de modelar
compartimentos corporales. Un modelo óptimo es el que usa el menor
número de compartimentos, pero describe adecuadamente el
procedimiento farmacocinético subyacente. Un procedimiento usado
frecuentemente en estudios de distribución de fármacos de la
técnica anterior es modelar el cuerpo entero con dos
compartimentos, por lo cual el medio de contraste se introduce en un
compartimento de plasma central, se distribuye a un compartimento
extracelular periférico, y después se elimina del compartimento de
plasma central por excreción renal. Aunque este esquema es
suficiente para describir la última farmacocinética de medio de
contraste (horas), necesita refinamiento adicional para ser
aplicado a la descripción de la primera farmacocinética
(minutos).
La Figura 2 muestra un modelo de compartimento
que está diseñado para simular aumento inicial de contraste en la
aorta. En este modelo, el modelo de contraste se inyecta dentro de
la vena antecubital y se distribuye al corazón derecho, el
compartimento pulmonar, el corazón izquierdo y la aorta. Después
recircula de vuelta al corazón derecho por la circulación
sistémica. Este esquema de transporte está simplificado
específicamente para centrarse en la farmacocinética inicial del
aumento de contraste aórtico, reduciendo así la complejidad de
nuestro análisis. Por ejemplo, una eliminación constante de medio
de contraste desde el compartimento sanguíneo central por excreción
renal (transporte a orina) es sólo sustancial en la última
farmacocinética y por lo tanto no se considera en este modelo de
compartimento sencillo.
El modelo de la Figura 2 se describe
matemáticamente de la siguiente manera. Sean Cv, Cr, Cp, Cl y Cs
las concentraciones de contraste en la vena periférica (de la
antecubital al corazón derecho) corazón derecho, pulmonar, corazón
izquierdo, y circulación sistémica, respectivamente. Vv, Vr, Vp, Vl
y Vs representan los volúmenes (de sangre e intersticial) del
compartimento correspondiente de la vena periférica, corazón
derecho, pulmonar, corazón izquierdo, y circulación sistémica,
respectivamente. Qv es el caudal volumétrico de sangre que sale de
la vena periférica. Qr, Qp, Ql y Qs son equivalentes y representan
el gasto cardiaco del sistema. Cc y Qc son la concentración y
caudal volumétrico del medio de contraste inyectado,
respectivamente. Durante la inyección de contraste, todos los
caudales sanguíneos volumétricos (Qv, Qr, Qp, Ql y Qs) se
incrementan en Qc. Las ecuaciones que determinan el modelo se
escriben a partir de ecuaciones de equilibrio de masas para cada
compartimento (Ecuaciones 1-5).
Las curvas de aumento aórtico fueron simuladas
por ordenador resolviendo numéricamente las Ecuaciones
1-6. Los parámetros fisiológicos usados en el
modelo para seres humanos incluyen 40 ml para Vv (vena periférica),
250 ml cada uno para Vr (corazón derecho) y para Vl (corazón
izquierdo), 600 ml para Vp (circulación pulmonar), y 10 1 para Vs
(circulación sistémica). Los caudales sanguíneos volumétricos
asociados son 250 ml/min o 4,2 ml/s para Qv y 6,5 l/min para el
gasto cardiaco. Estos valores fueron estimados basándose en datos
publicados de fisiología humana para un adulto estándar. Para
imitar canales de vasos sanguíneos, el compartimento venoso
periférico y el compartimento pulmonar se dividen además en
múltiples compartimentos más pequeños en serie (5 compartimentos
secundarios para el compartimento venoso periférico y 30
compartimentos secundarios para el compartimento pulmonar).
Como los datos fisiológicos cardiovasculares
detallados para modelos porcinos son bastante incompletos
comparados con modelos humanos, los inventores cambiaron la escala
de los parámetros fisiológicos humanos anteriores para determinar
los parámetros fisiológicos para el modelo porcino. Los volúmenes
de compartimentos del modelo porcino fueron estimados multiplicando
los volúmenes de compartimentos de un modelo humano estándar de 70
kg por la proporción de peso corporal, por ejemplo, para un cerdo
de 25 kg, la proporción es 25:70. Se sabe que el gasto cardiaco
medio por peso corporal de los cerdos es el doble de alto que el de
los seres humanos. Por lo tanto, el gasto cardiaco para un cerdo de
25 kg corresponde al de un ser humano de 50 kg. Aunque existe algo
de subjetividad al seleccionar estos parámetros, fueron estimados
de datos fisiológicos disponibles y representan simplemente un
conjunto de valores de referencia para simulación para comparar con
daros experimentales.
Se usó un total de 38 ecuaciones diferenciales
ordinarias para describir el modelo de la Figura 2. Estas
ecuaciones se resolvieron usando programas de integración numérica
del método de Runge-Kutta de quinto orden. Este
modelo fue ejecutado en un ordenador personal y tardó menos de una
fracción de segundo en ser calculado. La curva de concentración de
contraste a lo largo del tiempo fue calculada para cada zona
resolviendo estas ecuaciones diferenciales para un protocolo de
inyección de contraste dado. Después de que la concentración de
contraste en cada compartimento fuera calculada resolviendo las
Ecuaciones 1-6, se tradujo en un valor de aumento
de TC.
Para un protocolo de inyección de entrada dado,
puede usarse el modelo matemático descrito anteriormente para
predecir la curva de aumento de contraste de salida de la aorta. A
la inversa, puede usarse el modelo para resolver e problema
inverso, es decir, para predecir una función de entrada para un
perfil dado de aumento de contraste de salida. Resolver un
algoritmo de inyección de contraste de entrada que generará un
aumento de contraste vascular prolongado, uniforme, es el foco de la
presente invención.
El problema inverso puede resolverse
directamente por la transformada de Laplace de las ecuaciones
determinantes en el modelo con un aumento aórtico constante deseado
y condiciones iniciales dados. La manipulación matemática para la
solución se detalla más adelante. Esta solución, es decir un perfil
de inyección de contraste, se aplicó a su vez como entrada para el
modelo matemático para simular y verificar la reproducibilidad del
aumento dé contraste aórtico constante. La simulación se realizó
tanto para modelos matemáticos porcinos y humanos ajustando los
valores de entrada fisiológicos. Se probaron diferentes perfiles de
inyección para estudiar cómo afectan al aumento de contraste
aórtico. Además, se investigó el efecto del gasto cardiaco reducido
sobre el aumento. El modelo fue modificado disminuyendo el gasto
cardiaco el 20% y el 40%. Fueron simulados aumentos de contraste en
este modelo con la inyección de entrada que, cuando se usa en gasto
cardiaco normal, produciría un aumento de contraste uniforme. Los
patrones de estos aumentos fueron comparados con los del gasto
cardiaco normal.
Para probar las soluciones matemáticas, se llevó
a cabo un estudio porcino. Todos los cuidados animales y
procedimientos realizados fueron aprobados por el Comité
Institucional de Estudios Animales. Cuatro cerdos que pesaban
inicialmente 24-26 kg fueron sometidos a exploración
en dos o tres sesiones separadas. Cada sesión estuvo separada por
al menos dos días. Dos cerdos tuvieron todas sus sesiones en una
semana, mientras que los otros dos cerdos tuvieron intervalos de
4-5 semanas entre sus primeras dos y las últimas
sesiones, lo que tuvo como resultado un incremento en su peso a
35-40 kg en su última sesión.
En cada sesión, el cerdo fue anestesiado,
intubado, y fue sometido a exploración durante tres o cuatro
conjuntos de imágenes obtenidas en orden aleatorio. Durante la
exploración, cada cerdo fue ventilado con oxígeno y bajo volumen de
ventilación pulmonar para minimizar el defecto de imagen producido
por el movimiento de respiración. Cada conjunto de imágenes estaba
compuesto de 27 secciones de TC dinámica (colimación de 5 mm)
adquiridas a un nivel aórtico fijo a mitad del abdomen, a
continuación inyección i.v. de medio de contraste dentro de una
vena periférica. Cada conjunto de exploraciones estaba separado
45-60 minutos para minimizar el efecto de la
administración de contraste previa. Todas las exploraciones TC
fueron realizadas con un escáner Somatom Plus-S
(Siemens Medical Systems, Iselin, New Jersey) usando un tiempo de
exploración de un segundo y un retardo entre exploraciones de un
segundo.
Fueron probados tres tipos de esquemas de
inyección: monofásica, bifásica y multifásica. Las inyecciones
bifásicas fueron realizadas mediante un inyector de la técnica
anterior que se usaba en exploración TC clínica habitual, mientras
que las inyecciones monofásica y multifásica se llevaron a cabo con
un inyector que se inventó para lograr los protocolos requeridos.
Este inyector fue capaz de distribuir medio de contraste en diversos
algoritmos de inyección monofásica o multifásica, como se explica
con más detalle a continuación. La velocidad de inyección
multifásica se determina por una velocidad de inyección inicial y
un coeficiente de decrecimiento exponencial, como se muestra en la
Figura 3. El volumen total inyectado de medio de contraste
corresponde a la suma integrada de la inyección multifásica a lo
largo de la duración de inyección.
La mayoría de las inyecciones fueron realizadas
con la velocidad inicial de inyección de 2 ml/s. Los volúmenes de
medio de contraste usados fueron 50, 70 y 90 ml de iotalmato de
meglumina (Conray 60; Mallinckrodt Medical, St. Louis, Missouri;
282 mgl/ml). Se probaron tres coeficientes de decrecimiento
exponencial diferencial (0,007; 0,017; 0,026). Estos coeficientes
estaban diseñados inicialmente como (0,01; 0,02; 0,03),
respectivamente, hasta que nueva prueba y verificación revelaron
discrepancias entre el diseño y los valores reales. Estos fueron los
tres incrementos discretos más pequeños permitidos en el prototipo
del inyector inventivo. No se usó coeficiente de decrecimiento
superior a 0,03 porque era evidente que un incremento adicional en
el coeficiente se apartaría más de los aumentos vasculares
uniformes. Se determinó que una inyección monofásica era
equivalente a un coeficiente de decrecimiento exponencial cero
donde la velocidad de inyección permanece constante en una
velocidad de inyección inicial a lo largo de toda la duración de
inyección.
Las inyecciones probadas y comparadas más
exhaustivamente fueron 50 ml totales de medio de contraste
inyectado por una inyección monofásica de 2 ml/s y por una
inyección multifásica de 2 ml/s de velocidad inicial que tiene un
coeficiente de decrecimiento exponencial de 0,017. Se repitieron
los mismos procedimientos de inyección pero con un volumen de medio
de contraste total aumentado de 70 ml o tanto con velocidad de
inyección aumentada a 3 ml/s como con volumen aumentado a 90 ml.
Otras inyecciones estudiadas incluyen inyecciones bifásicas de 50
ml (2 ml/s durante 12 s y después 1,4 ml/s durante 18 s) y 70 ml de
medio de contraste (2 ml/s durante 17 s y después 1,0 ml/s durante
36 s). Aproximadamente la mitad del volumen de contraste total fue
inyectado en cada fase de las inyecciones bifásicas. La primera y
segunda velocidades de inyección de las inyecciones bifásicas
fueron determinadas por la velocidades de inyección inicial y final
de las inyecciones multifásicas con un coeficiente de decrecimiento
exponencial de 0,017 de un volumen de medio de contraste total
correspondiente, respectivamente.
Fueron medidos valores de atenuación de la aorta
a partir de exploraciones de contraste posterior (al mismo nivel
que las exploraciones de contraste previo) usando una zona circular
de interés (ROI) en el centro de la aorta. El aumento de contraste
fue calculado como la diferencia absoluta en el valor de atenuación
entre las exploraciones de contraste previo y posterior. Para el
análisis de datos se evaluaron la duración de inyección (ID), la
magnitud del aumento aórtico máximo (PA), la uniformidad de aumento
(la duración del aumento logrado con el 90% del máximo: 90%DCE).
También fueron calculadas desviaciones media y típica. A
continuación se explican los resultados.
La Figura 4 muestra una curva de aumento aórtico
simulado generada a partir del modelo para un cerdo de 25 kg con 50
ml de medio de contraste de 282 mgl/ml inyectado en una monofásica
de 2 ml/s. Esta curva concordaba bien con una curva de aumento
aórtico empírico observado en un cerdo de 25 kg A (Figura 1A),
incluyendo el tiempo hasta y la magnitud del aumento aórtico máximo
(simulado frente a empírico: 28 frente a 26 s y 234 frente a 250
HU). Estas curvas diferían notablemente en la parte posterior al
máximo cuando la recirculación de contraste se vuelve sustancial
con la discontinuidad de inyección de contraste. Esta parte fue
simplificada en el modelo que está concentrado principalmente en la
parte inicial del protocolo de inyección, es decir, el primer pase
de farmacocinética del bolo de contraste.
El algoritmo de inyección de contraste que
proporcionó un aumento vascular uniforme prolongado fue resuelto
como se muestra más adelante. La solución, es decir el protocolo de
inyección de contraste, se expresa como el producto de una
velocidad de rechazo inicial y una función exponencial del tiempo,
como se muestra en la Ecuación 15. El coeficiente de decrecimiento
exponencial es igual a Q/Vs, la relación del gasto cardiaco al
volumen sistemático de distribución de medio de contraste, que es en
sí mismo proporcional al gasto cardiaco por peso corporal.
La Figura 5a muestra tres perfiles de inyección
exponencial con una velocidad de inyección inicial de 2 ml/s y
coeficientes de decrecimiento (0,01; 0,02 y 0,03) para una duración
de inyección de 120 s. La cantidad total de medio de contraste en
cada inyección está representada por el área por debajo de cada
curva. Un decrecimiento exponencial más bajo tuvo como resultado
una cantidad total más alta de medio de contraste y una velocidad
de inyección final más alta a 120 s. Las curvas de aumento de
contraste aórtico correspondientes a estos perfiles de inyección
exponencial fueron simuladas a partir del modelo matemático (con
parámetros fisiológicos porcinos) resolviendo las Ecuaciones
1-6 y se representan en la Figura 5b. Se observó
aumento aórtico uniforme plano con una constante de decrecimiento
exponencial de 0,02 (Q/Vs=77/3571=0,021). Con coeficientes de
decrecimiento 0,01 ó 0,03, el aumento de contraste sube a un ritmo
constante por encima de este nivel plano o desciende después de un
punto máximo por debajo del nivel plano, respectivamente.
La Figura 6 muestra dos curvas de aumento
aórtico simulado para un modelo humano usando protocolos de
inyección monofásica o multifásica con inyecciones de decrecimiento
exponencial de 0,01 (Q/Vs=108/10000) a una velocidad de inyección
inicial de 3 ml/s para un total de 160 ml de medio de contraste. Se
consiguió un aumento de contraste prolongado uniforme con el
protocolo de inyección multifásica. Obsérvese que este coeficiente
de decrecimiento exponencial para el modelo humano es
aproximadamente la mitad que el del modelo porcino, reflejando los
valores fisiológicos usados en el modelo que el gasto cardiaco
medio por peso corporal para seres humanos es la mitad que para
cerdos.
El efecto del gasto cardiaco reducido en el
aumento fue evaluado reduciendo el gasto cardiaco el 20 y el 40% en
el modelo. La inyección exponencial con un coeficiente de
decrecimiento 0,01, que genera un aumento uniforme para gasto
cardiaco normal (Q=108 ml/s), se usó como la inyección de contraste
de entrada para este modelo con gasto cardiaco reducido. Los
aumentos aórticos simulados de salida se muestran en la Figura 7.
Como allí se muestra, las curvas de aumento de contraste se vuelven
más convexas con un aumento de magnitud, a medida que disminuye el
gasto cardiaco.
La Figura 8 demuestra las curvas de aumento
aórtico porcino empírico obtenidas para dos cerdos usando
inyecciones exponenciales multifásicas con tres coeficientes de
decrecimiento exponencial diferentes (0,007; 0,017; 0,026). Los
perfiles de inyección de contraste se describen en la Figura 3. La
inyección exponencial con una constante de decrecimiento de 0,017
mostró que el aumento aórtico es más uniforme que con otros
protocolos de inyección. Este resultado era compatible con la
predicción del modelo teórico de que una inyección exponencial con
una constante de decrecimiento de 0,02 proporcionaba un aumento
aórtico plano. Las inyecciones con constante de decrecimiento más
baja (0,007) o más alta (0,026) tuvieron como resultado aumentos
aórticos que suben a un ritmo constante o descienden después de un
punto máximo, respectivamente, según predijo el modelo teórico. La
magnitud de aumento aórtico en la Figura 8a era sustancialmente más
alta que en la Figura 8b, reflejando la diferencia de peso corporal
entre dos cerdos (25 kg frente a 40 kg). Sin embargo, los patrones
de aumento aórtico producidos por tres coeficientes de
decrecimiento exponencial diferentes eran coherentes.
En la Figura 9 se muestran curvas de aumento
aórtico en dos cerdos que experimentan inyecciones exponenciales
monofásicas y multifásicas para (a) 50 ml y (b) 70 ml de medio de
contraste. La inyección monofásica usó una velocidad de inyección
de contraste de 2 ml/s, mientras que la inyección multifásica
comenzó a 2 ml/s pero descendió exponencialmente con una constante
de decrecimiento de 0,017. Los resultados ilustrados demuestran
claramente que las inyecciones multifásicas produjeron aumento
vascular más prolongado y uniforme que las inyecciones monofásicas.
El comportamiento de la inyección multifásica comparado con la
monofásica puede resumirse para cuatro cerdos de la siguiente
manera. Para una velocidad de inyección inicial de 2 ml/s de 50 ml
de medio de contraste, la inyección multifásica incrementó ID el
30%, redujo PA una media del 19%, e incrementó el 90%DCE una media
del 81%. Para inyecciones de 70 ml con una velocidad de inyección
inicial de 2 ml/s, ID incrementado el 51%, PA disminuido el 18%, y
el 90%DCE incrementado el 94%.
La Figura 10a muestra curvas de aumento aórtico
empírico en un cerdo de 40 kg obtenidas con inyecciones
exponenciales (coeficiente de decrecimiento 0,017) monofásicas y
multifásicas con una velocidad de inyección inicial de 3 ml/s y 90
ml de medio de contraste: En este cerdo, el procedimiento de
inyección multifásica tuvo como resultado aumento aórtico prolongado
uniforme pero ligeramente descendente. La Figura 10b demuestra tres
curvas de aumento aórtico empírico generadas por inyecciones
monofásicas, multifásicas y bifásicas de 70 ml de medio de
contraste. La inyección monofásica constó de una inyección de 2 ml/s
durante 35 s, mientras que la inyección multifásica tuvo una
velocidad inicial de 2 ml/s con un coeficiente de decrecimiento de
0,017 durante 53 s. La inyección bifásica se realizó con una
velocidad de 2 ml/s durante 17 s y después una velocidad de 1,0
ml/s durante 36 s. Las inyecciones multifásicas produjeron de nuevo
aumento vascular más prolongado y uniforme que las inyecciones
monofásicas. Una inyección bifásica tuvo como resultado aumento más
prolongado que una inyección monofásica pero generó dos puntos
máximos de aumento con un valle en medio.
Un aumento vascular prolongado uniforme es
deseable en angiografía de TC y algunas aplicaciones de TC de pecho
donde los vasos, no el parénquima de los órganos, son el objetivo
de interés. Este patrón de aumento es útil para el propósito de
procesamiento y visualización de imagen, en el que el
postprocesamiento 3D está basado frecuentemente en un valor umbral
de atenuación de TC. También puede proporcionar un intervalo de
exploración óptima para un volumen dado de medio de contraste más
largo que un aumento de contraste de un solo punto máximo generado
por una inyección monofásica convencional. Alternativamente, puede
permitir el uso de un volumen inferior de material de contraste para
una duración de exploración dada.
Pueden lograrse aumentos de contraste aórtico
prolongados uniformes mediante inyecciones exponenciales
multifásicas con coeficientes de decrecimiento seleccionados
adecuadamente de acuerdo con las enseñanzas de la presente
invención. El protocolo de inyección multifásica fue deducido
matemáticamente de un modelo farmacocinético basado
fisiológicamente, y después se usó un modelo porcino para confirmar
las conclusiones observadas en análisis teóricos y simulaciones por
ordenador. Aunque están justificados nuevos estudios clínicos para
confirmar las conclusiones y el comportamiento del inyector, se
espera de las experiencias previas en estudios comparativos y
farmacocinética que un modelo humano se comportaría de modo
similar.
Se usó un modelo de compartimento simplificado
que tiene un número limitado de compartimentos, en lugar de un
modelo de cuerpo entero más complicado. El modelo de compartimento
actual fue diseñado específicamente para resolver un perfil de
inyección de contraste que genere un aumento vascular prolongado
uniforme. Este modelo sencillo no proporciona una descripción
completa de características de aumento en cada órgano pero puede
describir adecuadamente el procedimiento farmacocinético subyacente
de interés, es decir, características de aumento al primer pase de
la aorta. En este sentido, los resultados simulados guardaban buena
correlación con los resultados experimentales procedentes del modelo
porcino. Como las ecuaciones 1-5 del modelo en el
Apéndice A no incluyen aclaramiento renal ni otro aclaramiento de la
circulación sistémica, la concentración de contraste mantiene una
meseta estable después del cese de inyección de contraste. Esto
puede no ser un factor significativo en exploraciones de menos de
5-10 minutos de duración.
El hecho de que una inyección exponencial
multifásica genera un aumento vascular uniforme puede explicarse
conceptualmente de la siguiente manera. El aumento de contraste en
un sistema es proporcional a la cantidad neta de medio de contraste
presente, es decir entrada de flujo menos salida de flujo de medio
de contraste. El aumento aórtico refleja una acumulación de medio de
contraste en el volumen sanguíneo central (es decir medio de
contraste inyectado y recirculado menos medio difundido del vaso).
Por lo tanto, el aumento vascular sube cuando la velocidad de
infusión de material de contraste dentro del volumen sanguíneo
central supera la velocidad a la que se difunde el medio de
contraste. Este suceso fisiológico explica ese punto máximo de
aumento aórtico poco después de la finalización de la inyección con
una inyección monofásica, que representa la acumulación máxima de
medio de contraste dentro del compartimento de volumen sanguíneo
central. La velocidad a la que el medio de contraste sale del
compartimento sanguíneo central hacia el compartimento intersticial
es probablemente proporcional al gradiente de concentración entre
los dos compartimentos, es decir una función exponencial de tiempo,
porque el fenómeno de transporte de contraste está determinado por
difusión pasiva y permeabilidad. Por lo tanto, cuando la velocidad
de salida de flujo de medio de contraste está equilibrada por la
velocidad de infusión de medio de contraste por un protocolo de
inyección exponencial multifásica, se produce un aumento vascular
uniforme.
Los resultados experimentales mostraron que la
selección apropiada de un coeficiente de decrecimiento en
inyecciones exponenciales multifásicas era crucial para generar
aumento vascular uniforme. El coeficiente de decrecimiento era
proporcional al gasto cardiaco por peso corporal. Como el gasto
cardiaco por peso corporal en seres humanos es la mitad que el de
los cerdos, un coeficiente de decrecimiento de 0,01 sería adecuado
para seres humanos. Este valor, que ya está normalizado por peso
corporal, es independiente del peso corporal. Por ejemplo, una
inyección mutifásica con un coeficiente de decrecimiento de 0,017
tuvo como resultado un patrón de aumento vascular uniforme similar
pero con una disminución de magnitud en el mismo cerdo explorado en
su peso de línea de base de 25 kg y después tras ganar
15-20 kg.
El coeficiente de decrecimiento diseñado para
generar un aumento uniforme para gasto cardiaco normal tuvo como
resultado aumento más convexo con magnitud incrementada donde
existe un gasto cardiaco reducido, demostrando el efecto del gasto
cardiaco sobre el aumento de contraste. En teoría, aunque difícil
en la práctica, si el grado de reducción de gasto cardiaco es
conocido, puede reproducirse exactamente el mismo aumento vascular
uniforme para pacientes con gasto cardiaco reducido. Esto puede
lograrse bajando la velocidad de inyección inicial y el coeficiente
de decrecimiento calculado para pacientes con gasto cardiaco normal
en una cantidad proporcional a la reducción de gasto cardiaco. Sin
embargo, es evidente que una inyección multifásica diseñada para
lograr un cierto nivel de aumento vascular en pacientes con gasto
cardiaco normal no tendrá como resultado una sobreestimación de
aumento de medio de contraste en pacientes con gasto cardiaco
reducido.
La duración del aumento aórtico puede
prolongarse incrementando el volumen de medio de contraste para una
velocidad de inyección inicial dada o inyectando lentamente a una
velocidad inicial más baja para un volumen de medio de contraste
dado. Con una inyección monofásica, la magnitud máxima de aumento
aórtico depende de tres factores de inyección, es decir la
concentración, velocidad de inyección, y volumen total de medio de
contraste. Con una inyección multifásica, sin embargo, la magnitud
máxima puede ser independiente del volumen total de medio de
contraste, siempre que el volumen no sea demasiado pequeño para
llegar de un aumento en pendiente ascendente inicial a un nivel de
meseta. Por lo tanto, un protocolo de inyección multifásica es
ventajoso respecto a una inyección monofásica cuando se desea una
duración prolongada, aunque evitando la subida de aumento de
contraste, incrementando el volumen de medio de contraste.
Aunque el análisis teórico indicó que una
inyección multifásica debe seguir a un decrecimiento exponencial
para generar un aumento vascular prolongado uniforme, pueden usarse
otros patrones funcionales para aproximarse a un decrecimiento
exponencial. Por ejemplo, un segmento corto de una curva
exponencial puede ser aproximado por una función lineal sin mucha
disparidad. Esto implica en la práctica que puede usarse un
protocolo de inyección lineal o en pendiente en lugar de una
inyección estrictamente exponencial cuando la duración de inyección
no es demasiado larga y cuando el coeficiente de decrecimiento es
relativamente pequeño (por ejemplo, la curva exponencial con
coeficiente de decrecimiento de 0,007 en la Figura 3). Además, una
leve discrepancia de aumento respecto a una aproximación
ligeramente diferente de función exponencial puede ser
indiscernible debido a fluctuaciones fisiológicas intrínsecas en el
aumento causadas por pulsación vascular y movimiento respirador.
Sin embargo, todas estas están incluidas como parte de la presente
invención de acuerdo con la enseñanza de este documento.
Los datos demuestran que las inyecciones
bifásicas no eran suficientes para generar un aumento vascular
uniforme. En el estudio, fueron generadas inyecciones multifásicas
con resolución temporal inferior al segundo por el inyector
prototipo. Sin embargo, este grado de alta resolución temporal
puede no ser necesario. El número e intervalo de etapas temporales
requeridas en la inyección multifásica depende de la duración de
inyección y los coeficientes de decrecimiento exponencial. Aunque
el efecto de la resolución temporal sobre el aumento producido por
inyecciones mutifásicas no ha sido investigado totalmente, la
resolución temporal multifásica de 2-3 segundos
parece suficiente para generar aumento uniforme debido a
fluctuación fisiológica intrínseca. Este factor presenta otra razón
por la que la adherencia estricta a toda la función de
decrecimiento exponencial no es necesaria para lograr aumento
vascular clínicamente satisfactorio y uniforme.
El inyector de contraste o sistema de
distribución particular que los inventores piensan que es
particularmente útil para implementación de la presente invención
incluye un ordenador, u otro control programable digitalmente, para
proporcionar entrada y control por parte del operador del protocolo
de inyección. En particular, un sistema de distribución de contraste
de Liebel-Flarsheim modelo CT 9000 ADV, como el
representado en la fig. 11, representa tal inyector de contraste.
Como se muestra allí, el sistema de distribución de contraste 20
incluye un cabezal 22 para aceptar la jeringa que contiene el medio
de contraste, una consola de control 24 que puede ser una pantalla
LCD para proporcionar entrada y control del inyector por parte del
operador, y un soporte 26 con una base 28 que contiene el ordenador
u otro controlador digital.
En el inyector objeto de la invención, los
parámetros de inyección son introducidos en fases. Cada fase tiene
un flujo constante, un volumen y un retardo opcional. Estos
parámetros se visualizan en la consola de control del inyector 24 y
el operador puede cambiar los valores. Típicamente, un operador
puede introducir hasta cuatro fases. El inyector realiza entonces la
inyección ejecutando estas fases en orden secuencial. Para el
inyector de la presente invención, se cambiaron los parámetros de
la 2ª fase y se rediseñó la pantalla de la consola para permitir al
operador introducir los parámetros para una inyección con un caudal
decreciente exponencialmente. El operador introduce el coeficiente
exponencial y un tiempo transcurrido para definir el protocolo de
inyección. El caudal inicial para la 2ª fase es el caudal de la 1ª
fase. Esta disposición permite al operador flexibilidad para
experimentar con diferentes perfiles de inyección que pueden incluir
flujos de estado estacionario antes y/o después del flujo
decreciente exponencial. En el inyector prototipo, el 1^{er}
flujo se usó para permitir que el caudal seleccionado llegara al
estado estacionario (aproximadamente 2ml de volumen) y la 3ª fase
no se usó. Se incluyen el organigrama y el programa de software
particular usados en el inyector prototipo.
También se incluyen los datos de validación que
incluyen los datos obtenidos midiendo durante una inyección el
volumen de la jeringa frente al tiempo usando un transductor de
posición lineal. Se incluye un diagrama de estos datos, y se
compara con un gráfico calculado de la curva exponencial que se
desea obtener. Según se muestra, la curva de resultado real es una
aproximación casi igual a la curva teórica.
Aunque la invención ha sido desvelada y descrita
en forma de una realización preferida, los inventores contemplan
que pueden preverse diversos cambios y variaciones por parte de
quienes tengan conocimientos normales de la materia sin apartarse
de la invención. Por ejemplo, el control digital y los caprichos de
los dispositivos actuales pueden resultar bien en protocolos de
inyección que no son curvas verdaderamente exponenciales. Además,
como se mencionó anteriormente, otros factores pueden servir para
limitar lo cerca que una velocidad de inyección puede aproximarse a
una curva exponencial. Sin embargo, tales variaciones están
incluidas dentro de la enseñanza de la presente invención así como
otras modificaciones que incluyen cambios en el inyector
particular. Por ejemplo, virtualmente cualquier inyector controlado
lógicamente podría realizar un protocolo de inyección multifásica y
no debe considerarse que la invención está limitada a un inyector
controlado por ordenador, o incluso un inyector controlado
digitalmente. Aunque normalmente se considera como deseable la
entrada por parte del operador, también se considera que es parte de
la presente invención un inyector preprogramado o mandado o
cableado que es configurado para realizar un protocolo de inyección
multifásica. En cambio, debe considerarse que la invención sólo
está limitada por el alcance de las reivindicaciones adjuntas.
Para desarrollar ecuaciones determinantes para
el modelo en la Figura 2, se escriben ecuaciones de equilibrio de
masas para cada compartimento con flujo de contraste de entrada y
salida.
- V_{v}\frac{dCv}{dt} = Qc(t)Cc - QvCv(t)
- [1]
- V_{r}\frac{dCr}{dt} = QvCv(t) + QsCs(t) - QrCr(t)
- [2]
- V_{p}\frac{dCp}{dt} = QrCr(t) - QpCp(t)
- [3]
- V_{l}\frac{dCl}{dt} = QpCp(t) - QlCl(t)
- [4]
- V_{s}\frac{dCs}{dt} = QlCl(t) - QsCs(t)
- [5]
sujeto a las condiciones, iniciales en el
momento t=0:
[6]Cv(0) = 0, Cr(0)
= 0, Cp(0) = 0, Cl(0) = 0, Cs(0) =
0
donde Cv(t), Cr(t),
Cp(t), Cl(t), y Cs(t) representan la
concentración del contraste respecto al tiempo t, dentro de los
compartimentos venoso periférico, corazón derecho, pulmonar,
corazón izquierdo (aorta) y sistémico, respectivamente. Vv, Vr, Vp,
Vl y Vs son los volúmenes de los diversos compartimentos, que se
suponen constantes. Este flujo sanguíneo y volumen de cada
compartimento se determinan a partir de datos fisiológicos
conocidos. Qv, Qr, Qp, Ql y Qs representan los flujos. Qc(t)
y Cc son el flujo dependiente del tiempo y la concentración del
material de contraste inyectado. El flujo en cada compartimento es
igual al gasto cardiaco,
Q:
Q = Qr = Qp =
Ql =
Qs
Las ecuaciones 1-6 pueden
resolverse numéricamente para predecir y simular una curva de
aumento aórtico para una condición dada de inyección de contraste.
En la Figura 4 se muestra un ejemplo en un modelo porcino con
inyección monofásica de 2 ml/s.
A la inversa, estas ecuaciones diferenciales
pueden usarse para estimar un algoritmo de inyección de contraste
de entrada que genera un aumento vascular uniforme prolongado, es
decir resolver un problema inverso, como se muestra más adelante.
Como las concentraciones iniciales de contraste en los
compartimentos corporales son iguales a cero, tomando la
transformada de Laplace de las ecuaciones [1]-[5] se obtiene
- s(VsCv(s)) = Qc(s)Cc - QvCv(s)
- [7]
- s(VrCr(s)) = QvCv(s) + Q(Cs(s) - Cr(s))
- [8]
- s(VpCp(s)) = Q(Cr(s) - Cp(s))
- [9]
- s(VlCl (s)) = Q(Cp(s) - Cl (s))
- [10]
- s(VsCs(s)) = Q(Cl(s) – Cs(s))
- [11]
donde Cv(s), Cr(s), Cp(s),
Cl(s), Cs(s) y Qc(s) son las transformadas de
Laplace de Cv(t), Cr(t), Cp(t), Cl(t),
Cs(t) y Qc(t), respectivamente. Un perfil de aumento
aórtico uniforme, es decir constante Cl(t), puede modelarse
eficazmente suponiendo
- Cl(s) = aH(s) = \frac{\alpha}{s}
- [12]
donde a es una constante de escala y H(s)
es la transformada de Laplace de la función escalonada de
Heaviside, H(t):
Combinando [12]y[7]-[11],
[13]\underline{Qc}(s) =
\frac{(sVv + Q)\alpha}{sCcQv}\left\{\frac{(sVr + Q)(sVp + Q)(sVl
+Q)}{Q^{2}} - \frac{Q^{2}}{(sVs +
Q)}\right\}
La transformada inversa de Laplace de [13] da el
siguiente resultado:
La ecuación [14] puede ser aproximada eliminando
los términos que implican la función delta de Dirac, d(t), y
sus derivadas, ya que estos términos sólo contribuyen al aumento de
impulso en la concentración de contraste inmediatamente después de
t=0 y no al comportamiento del estado estacionario. Sin estos
términos, [14] se simplifica a
[15]Qc(t)\cong\frac{Q\alpha(QvVs
- QVv)}{CcQvVs} E^{\tfrac{-Qt}{Vs}} = (velocidad \ de \ inyección
\
inicial)\text{*}E^{\tfrac{-Qt}{Vs}}
Los parámetros que forman términos de
multiplicación fuera del término exponencial en esta ecuación son
independientes del tiempo y están normalizados por la constante de
normalización "\alpha" para establecer como la velocidad de
inyección inicial.
El diagrama de flujo de implementación se
muestra en las figuras 12A y 12B.
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\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Validación:
Para validar el inyector, se midió el volumen de
la jeringa frente al tiempo durante una inyección, usando un
transductor de posición lineal. Esta medición se muestra en la
figura 13C como un diagrama de volumen frente a tiempo.
Este diagrama se comparó contra el volumen
calculado mostrado en la figura 13B.
En la figura 13A se muestra un diagrama de flujo
frente a tiempo.
Claims (25)
1. Un inyector de contraste para inyectar a un
paciente con un agente de contraste para lograr sustancialmente un
nivel deseado de aumento vascular durante un intervalo deseado de
una rutina de inyección, caracterizado porque el inyector de
contraste comprende un control de velocidad que, en uso, reduce de
manera controlable la velocidad de inyección a sustancialmente una
velocidad exponencial que tiene un coeficiente de decrecimiento que
se aproxima a un gasto cardiaco seleccionado por peso corporal que
tipifica al paciente o una aproximación curvilínea de dicha
velocidad exponencial a lo largo de todo el intervalo deseado de
dicha rutina de inyección para mantener sustancialmente dicho nivel
deseado de aumento vascular.
2. El inyector de contraste según la
Reivindicación 1, en el que el coeficiente de decrecimiento es
igual a la relación del gasto cardiaco al volumen sistemático de
distribución de medio de contraste.
3. El inyector de contraste de la reivindicación
2 en el que dicho coeficiente de decrecimiento está en el intervalo
de aproximadamente 0,01 a aproximadamente 0,03.
4. El inyector de contraste de la Reivindicación
3, en el que dicho coeficiente de decrecimiento es aproximadamente
0,01.
5. El inyector de contraste de la reivindicación
1 en el que dicho control de velocidad es programable por
software.
6. El inyector de contraste de la reivindicación
5 en el que dicho control de velocidad comprende un microprocesador
programable por software.
7. El inyector de contraste de la reivindicación
1 que además comprende un dispositivo de entrada para que un
operador introduzca diversos parámetros del paciente para uso por
dicho software al calcular la velocidad exponencial o aproximación
curvilínea.
8. El inyector de contraste de la reivindicación
2 en el que dicho intervalo deseado comprende una parte sustancial
de dicha rutina de inyección.
9. El inyector de contraste de la reivindicación
2 en el que dicho control de velocidad incluye un control que
reduce continuamente la velocidad de inyección durante una rutina
de inyección.
10. El inyector de contraste de la
reivindicación 2 en el que dicho control de velocidad incluye un
control que reduce la velocidad de inyección a una velocidad
calculada para que sea adecuada para mantener sustancialmente un
aumento vascular mínimo.
11. El inyector de contraste de la
reivindicación 2 en el que dicho control de velocidad incluye un
control que comienza la rutina de inyección a una velocidad de
inyección inicial seleccionada para que esté en proporción al gasto
cardiaco seleccionado que tipifica a un paciente con gasto cardiaco
reducido.
12. Un inyector de contraste según una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el
inyector de contraste está programado para lograr sustancialmente
un nivel deseado de aumento vascular durante un intervalo deseado
de una rutina de inyección, caracterizado porque el inyector
de contraste comprende un control de velocidad programado para
reducir de manera controlable la velocidad de inyección a
sustancialmente una velocidad exponencial que tiene un coeficiente
de decrecimiento que se aproxima a un gasto cardiaco seleccionado
por peso corporal que tipifica al paciente o una aproximación
curvilínea de dicha velocidad exponencial a lo largo de todo el
intervalo deseado de dicha rutina de inyección para mantener
sustancialmente dicho nivel deseado de aumento vascular.
13. El inyector de contraste de la
reivindicación 12 en el que dicho control de velocidad está
programado por software.
14. El inyector de contraste de la
reivindicación 13 en el que dicho control de velocidad comprende un
microprocesador programado por software.
15. El inyector de contraste de la
reivindicación 12 en el que dicho control de velocidad incluye un
control que está programado para reducir continuamente la velocidad
de inyección durante una rutina de inyección.
16. El inyector de contraste de la
reivindicación 12 en el que dicho control de velocidad incluye un
control que está programado para reducir la velocidad de inyección
a una velocidad calculada para que sea adecuada para mantener
sustancialmente un aumento vascular mínimo.
17. El inyector de contraste de la
reivindicación 12 en el que dicho control de velocidad incluye un
control que está programado para comenzar la rutina de inyección a
una velocidad de inyección inicial seleccionada para que esté en
proporción al gasto cardiaco seleccionado que tipifica a un
paciente con gasto cardiaco reducido.
18. Un procedimiento de programación de un
inyector de contraste, siendo el inyector de contraste para
inyectar a un paciente con un agente de contraste para lograr
sustancialmente un nivel deseado de aumento vascular durante un
intervalo deseado de una rutina de inyección, caracterizado
porque el procedimiento incluye la etapa de programar una velocidad
de inyección que reduce a sustancialmente una velocidad exponencial
que tiene un coeficiente de decrecimiento que se aproxima a un
gasto cardiaco seleccionado por peso corporal que tipifica al
paciente, o una aproximación curvilínea de dicha velocidad
exponencial, a lo largo de todo el intervalo deseado de dicha
rutina de inyección.
19. Un procedimiento según la Reivindicación 18,
en el que el coeficiente de decrecimiento exponencial es igual a la
relación del gasto cardiaco al volumen sistemático de distribución
de medio de contraste.
20. Un procedimiento según la Reivindicación 18
o la Reivindicación 19, en el que el coeficiente de decrecimiento
está en el intervalo de aproximadamente 0,01 a 0,03.
21. Un procedimiento según la Reivindicación 20,
en el que el coeficiente de decrecimiento es aproximadamente
0,01.
22. Un procedimiento según una cualquiera de las
reivindicaciones 18 a 21 en el que el procedimiento incluye las
etapas de introducir el peso del paciente.
23. Un procedimiento según una cualquiera de las
reivindicaciones 18 a 22, en el que el intervalo deseado comprende
una parte sustancial de dicha rutina de inyección.
24. Un procedimiento según una cualquiera de las
reivindicaciones 18 a 23, en el que la velocidad de inyección se
reduce continuamente durante la rutina de inyección.
25. Un procedimiento según cualquiera de las
Reivindicaciones 18 a 24, en el que el procedimiento incluye
programar el inyector de contraste para comenzar la rutina de
inyección a una velocidad de inyección inicial seleccionada para
que esté en proporción al gasto cardiaco seleccionado que tipifica
a un paciente con gasto cardiaco reducido.
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