DE69837448T2

DE69837448T2 - Gerät und computerprogrammprodukt zur quantitativen bestimmung von herzmuskelkontraktionen

Info

Publication number: DE69837448T2
Application number: DE69837448T
Authority: DE
Inventors: Hisatoshi Nagoya-shi Maeda
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1998-06-09
Filing date: 1998-08-17
Publication date: 2008-01-24
Anticipated expiration: 2018-08-18
Also published as: WO1999064890A1; EP1087239B1; EP1087239A1; DE69837448D1; US6507752B1; JP3394242B2; EP1087239A4

Description

Deutschsprachige Übersetzung der Beschreibung der Europäischen Patentanmeldung Nr. 98 937 848.4 des Europäischen Patents Nr. 1 087 239 Deutsches Aktenzeichen: 698 37 448.7-08

Diese Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zum Ausführen eines Verfahrens zum Auswerten einer Segmentherzmuskelfunktion aus einem Kontraktionswert, der aus Kurzachsenbildern einer Zählverteilung unter Verwendung von radioaktiven Herzmuskel-Perfusions-Bildgebungsmitteln, die sich im menschlichen Herzen nach intravenöser Injektion ansammeln, berechnet wird, und durch Verwenden einer rotierenden Gamma-Kamera unter elektrokardiographischer (EKG-)Triggerung.
Häufig wurde eine Bewertung der Herzmuskelfunktion durch Verwenden von radioaktiven Herzmuskel-Perfusions-Bildgebungsmitteln eingesetzt. Dieses Verfahren enthält eine Einschätzung der Herzmuskelgesundheit durch Messen der Herzmuskelblut-Perfusion und -Metabolismus aus dem Ausmaß der Ansammlung dieser Mittel. Es liegen zwei weithin eingesetzte Techniken zum Auswerten des Betrags von Ansammlungen vor: einzelphotonenemissionsberechnete Tomografie (SPECT, „Single Photon Emission Computed Tomography") und positronenemissionsberechnete Tomographie (PET). Bei beiden Techniken werden Daten aus einer Mehrzahl von Winkeln um das Objekt herum gewonnen und werden querlaufende Bilder erhalten. Diese Techniken weisen die Vorteile des Gewinnens von mehr Informationen als konventionelle Planarbilder auf.
Eine weitere Technik zum Bewerten der Segmentherzfunktion liegt im Analysieren von EKG-getriggerten Bildern, die durch Unterteilen eines Herzzyklus in eine Mehrzahl von gleichmäßig unterteilten Zeitintervallen erhalten sind. Diese EKG-getriggerte Technik ermöglicht uns, sequenzielle SPECT- oder PET-Bilder aus der end-diastolischen bis hin zu der end-systolischen Phase zu erhalten.
Es werden oft Änderungen in der Wanddicke von der Diastole zu der Systole zum Bewerten der Herzmuskelfunktion eingesetzt (Maximalzählverfahren, K. Narita, Kakulgaku, 33, 617–28, 1996, K. Fukuchi, J. der Nuklearmedizin, 38, 1067–73, 1997). Andere Verfahren zum Bewerten der Herzfunktion enthalten: Volumenänderungen, die unter Verwendung der Kantenerfassungstechnik durch Schwellenwertbildung, oder durch eine Gauß'sche Näherung der Zählverteilung, oder durch eine Näherung der Kontur der inneren Oberfläche der Kammer durch eine Kurveneinpassung (K. Narita, Kakulgaku, 33, 1227–39, 1995, S. Kumita, Kakulgaku, 33, 1189–96, 1996, E.G. Depuey, J. der Nuklearmedizin, 36, 952–5, 1995, Porenta, J. der Nuklearmedizin, 36, 1123–9, 1995), oder durch Inspektion des Epikardium durch Verwenden einer dreidimensionalen Animation der Wandbewegungen berechnet sind.
Bei dem Maximalzählverfahren wird das Maximalzählen durch ein manuelles Einstellen eines zu betrachtenden Bereiches (ROI, „region of interest") oder durch automatisches Aufnehmen des Maximalzählens entlang einer Geraden bestimmt, die radial von dem Zentrum ausgeht. Es besteht jedoch eine Debatte darüber, dass der Punkt, bei dem das Maximalzählen in der systolischen Phase gemessen wird, sich nicht bei der gleichen Position auf dem Herzmuskel bei der diastolischen Phase befindet; ebenso gibt das Maximalzählen nicht immer die Dicke der Wand an. Das volumetrische Verfahren weist Nachteile der fehlenden Präzision bei der Bestimmung der inneren und äußeren Begrenzungen der Wand auf (I. Buvat, J. der Nuklearmedizin, 38, 324–9, 1997), und deshalb ist ein Erhalten einer Erkenntnis bezüglich der Segmentwandfunktion schwierig.
Es wurde ein Hybridverfahren vorgeschlagen, das Zählinformationen mit geometrischen Informationen kombiniert (I. Buvat u.a., „A ,Hybrid' Method for Measuring Myocardial Wall Thickening from Gated PET/SPECT Images", J. der Nuklearmedizin, Ausgabe 38, 1997, Seiten 324–9).
Der Hauptzweck der dreidimensionalen Animationsanalyse liegt im visuellen Studieren der Wandbewegung, die zentripetal ist, d.h. den Versatz der Wand lotrecht zu der Wand. Eine schwache Wandbewegung, die durch dieses Verfahren beobachtet wird, ist nicht parallel zu der Wand, und gibt deshalb nicht immer eine Verringerung der Herzfunktion bei dem Punkt an.
Es ist erforderlich, die Kontraktion parallel zu der Herzwand zu analysieren, da die Muskelfasern näherungsweise parallel zu der Herzwand verlaufen.
Die Erfindung stellt eine Vorrichtung zum Ausführen eines Verfahrens zum Berechnen eines Dislokationsbetrags von einer Vielzahl von Punkten auf einem Herzmuskel in einer tangentialen Richtung entlang einer Herzwand in einem menschlichen Probanden wie in Patentanspruch 1 definiert bereit. Ferner ist ein wie in Patentanspruch 3 definiertes Computerprogrammprodukt bereitgestellt.
Eine Weiterentwicklung ist in den abhängigen Patentansprüchen 2 und 4 dargelegt.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Es zeigen:
1 ein Integrationsmodell zum Projizieren einer Zählverteilung eines Kurzachsenbildes auf einen zylindrischen Schirm unter Verwendung eines Zylinderkoordinatensystems,
2 eine Zeichnung der Projektion einer Zählverteilung auf einen zylindrischen Schirm, (1) dessen Langachse die gleiche wie die Langachse des Herzens ist; ein projiziertes Rechteck ABCD ändert seine Gestalt zu A'B'C'D' nach einer Translation und Rotation des Herzens; wobei Bezugszeichen 2: Herzmuskel auf einem Kurzachsenbild, und Bezugszeichen 3: auf einem Teilstück zu integrierender Bereich angeben,
3A und 3B Zwischenbilder während der Berechnung: EKG-getriggerte SPECT-Bilder von einem Patienten mit einer 50%-igen bis 90%-igen Stenose der rechten Kranzarterie, der linksschrägen vom Herzen wegführenden Arterie und der linken gekrümmten Arterie; 3A die Zählverteilung der zweiten Phase des entfalteten zylindrischen Schirms; 3B die Differenzen der Zählverteilung zwischen den Dritt- und den Zweit-Phasenbildern, die zur Betonung des Kontrasts mit 5 multipliziert sind; Bezugszeichen ba gibt die Spitze, p die Hinterwand, s die Scheidewand, an die Hinterwand und 1 die laterale Wand an, und
4 eine Zeichnung der Verteilung der Kontraktion und Expansion bei der dritten Phase, die durch Einstellen der Bildelementgröße der ersten Phase als einheitlich berechnet ist; hierbei gibt Bezugszeichen 1 die verringerte Kontraktion der basalen hin zu der lateralen Wand, 2 bei der Hinterwand und 3 bei der apikalen bis hin zu der posterolateralen Wand an; die Kontraktionen des Muskels sind am Ende der systolischen Phase über das gesamte Herz verteilt, und diese anomalen Bereiche werden erachtet, durch Fortführungsverzögerungen begründet zu sein.
Beschreibung der Ausführungsbeispiele
In dieser Erfindung werden zu der Herzwand parallele Muskelkontraktionen aus dem Versatz von jedem Punkt auf der Wand durch Verwenden von durch SPECT und PET erhaltenen Bildern ausgewertet.
Es werden Bilddaten von 360° um einen Probanden herum mit dem R-Wellen-Trigger des EKG erhalten. Aus den Daten werden die querlaufenden Bilder konstruiert, und die Kurz- und Langachsenbilder werden nach manueller oder automatischer Bestimmung der Langachse rekonstruiert. Diese Prozesse werden normalerweise durch einen speziellen Computer und Software durchgeführt, die zusammen mit kommerziell erhältlichen Gamma-Kamerasystemen verfügbar sind.
Es werden Gleichungen für die Langachse für jede Phase aus den Positionen der Zentren dieser Kurzachsenbilder unter Verwendung der Einpassung kleinster Quadrate berechnet. Das Zentrum eines jeden Bildes wird unter Verwendung des Schwerpunkt-Verfahrens oder Näherung eines Kreises oder einer Ellipse bestimmt.
Die Kurzachsenbilder werden gleichmäßig in eine Mehrzahl von fächerförmigen Bereichen mit einem spitzen Winkel (Δθ) um den Ursprung (O gemäß 1) unterteilt, der als der Schnitt der Langachse und der Bildebene definiert ist. Es sei die Zählverteilung auf dem Kurzachsenbild als P (r, θ, z, t) bezeichnet, wobei θ = Winkel um den Ursprung herum, r = Abstand von dem Zentrum, z = Abstand entlang der z-Richtung parallel zu der Richtung von der Spitze zur Basis und t = Zeit ist. Die Zählverteilung pro Einheitswinkel ist durch Gleichung (1) unter Verwendung des Zylinderkoordinatensystems gegeben als:
Die Integration in r erfolgt von O bis r_max, was groß genug ist, um das Bild abzudecken.
Die aus der vorstehend beschriebenen Integration erhaltenen Werte werden auf einen virtuellen zylindrischen Schirm (2) projiziert, dessen Achse die gleiche wie die Langachse des Herzens ist, und dessen Durchmesser gleich r₀ ist. Es sei der Abstand entlang der Umfangsrichtung (entlang der tangentialen Richtung auf dem zylindrischen Schirm) s (s = r₀ θ) und es sei die Zählverteilung auf dem Schirm σ (s, z, t). 3A zeigt eine projizierte Zählverteilung auf dem entfalteten zylindrischen Schirm σ (s, z, t), die unter Verwendung von Daten von einem Patienten berechnet ist.
Es seien die Seitenlängen eines kleinen Rechtecks ABCD auf dem Schirm (2) AB und AD gleich Δs und Δz. Ändert dieses Rechteck seine Gestalt zu A'B'C'D', wenn sich das Herz zusammenzieht, dann ändert sich der Bereich des Rechtecks ABCD von ΔsΔz zu (1 + v_S'SΔt + v_Z' _ZΔt) ΔsΔz vom Zeitpunkt t zum Zeitpunkt t + Δt, wobei v_S, v_Z, v_S'S und v_Z'Z die Geschwindigkeit des Versatzes und ihre partiellen Ableitungen hinsichtlich s und z bezeichnen. Die Ausdrücke von höherer als der dritten Ordnung in Δ sind ignoriert. Die Gesamtzählungen in dem Rechteck ABCD zum Zeitpunkt t sind als σ (s, z, t) ΔsΔz geben, was zu σ (s + v_SΔt, z + v_ZΔt, t + Δt) × (1 + v_S,SΔt + v_Z,ZΔt) ΔsΔz zum Zeitpunkt t + Δt in dem Rechteck A'B'C'D' wird. Die Gesamtzählungen in ABCD und A'B'C'D' sollen die gleichen sein, da sich die Rechtecke ABCD und A'B'C'D' auf dem selben Bereich auf der Herzwand befinden, und da während der Studie in dem Herzmuskel auf Grund der Herzkontraktion kein Perfusion- Bildgebungsmittel seine Position verändert, erzeugt wird oder entfernt wird. Somit können wir σ (s + v_SΔt, z + v_ZΔt, t + Δt) × (1 + v_S,SΔt + v_Z,ZΔt) = σ (s, z, t) setzen, der zu σ,_Sv_S + σv_S,S + σ,_ZV_Z + σv_Z,Z = – σ,_t nach ignorieren der Ausdrücke von höherer als der dritten Ordnung in Δ wird. Diese Gleichung wird Kontinuitätsgleichung für Flüssigkeiten genannt. σ,_S und σ,_Z sind die partiellen Ableitungen von σ in s und z. 3B zeigt σ,_t Δt, die Differenz der Zählverteilung zwischen den gemäß 3A gezeigten zwei aufeinander folgenden Phasen.
Es sei ein Flusspotenzial als gegeben definiert:
Und die nachstehende Gleichung wird abgeleitet
Diese Differenzialgleichung zweiter Ordnung, die den Flüssigkeitsfluss beschreibt, kann numerisch mit einem Computer unter Verwendung eines Finite-Elemente-Verfahrens, oder einer Fourier-Analyse oder einer Differenzengleichung gelöst werden (Morse und Feshbach, Verfahren der theoretischen Physik, McGraw-Hill; New York, Seiten 692–710, 1953).
Da die Änderungen in der Verteilung der radioaktiven Herzmuskel-Perfusions-Mittel in dem Herzmuskel mathematisch als eine zweidimensionale Flüssigkeit auf dem zylindrischen Schirm beschrieben werden können, können wir den Versatz eines jeden Punktes auf dem Schirm als ein Partikel der Flüssigkeit berechnen, und der Versatz eines Punktes auf dem Schirm kann auf den Herzmuskel zurückprojiziert werden. Die Kontraktion des Herzmuskels wird als die Änderungen in den Abständen zwischen den zwei beliebigen Punkten berechnet.
Durch numerisches Lösen der Gleichung des zweidimensionalen Flusses (3) mit einem Computer können v_S und v_Z ausgewertet werden als
Bezeichnet man die end-diastolische Phase durch den Index 1, dann sind die Versätze der s- und der z-Richtung in der n-ten Phase
wobei Δτ das Zeitintervall zwischen den zwei Phasen ist.
Es ist erforderlich, den Versatz auf dem Schirm zurück auf die Herzwand zu projizieren. Wir wählen den mittleren Abstand der Zählverteilung r, der durch den nachfolgenden Ausdruck:
als der Abstand von dem Ursprung (O) zu dem Muskel definiert ist. Der Punkt (s_n, z_n) auf dem Schirm, der einem Punkt auf der Herzwand entspricht, wird unter Verwendung von Gleichung (6) als (r_n, θ_n, z_n) auf dem Zylinderkoordinatensystem berechnet, in dem θ_n = s_n/r₀, und r_n der Wert ist, der durch Berechnen von Gleichung (6) in der Richtung θ = θ_n erhalten ist. Der Versatz eines Punktes von (r₁, θ₁, z₁) in der diastolischen Phase, hin zu (r_n, θ_n, z_n) in der n-ten Phase wird unter Verwendung von Gleichungen (5) und (6) berechnet.
In Gleichungen (1) bis (6) werden s und z als kontinuierliche Variablen behandelt. In der nuklearen Medizin bestehen jedoch die tatsächlich verwendeten Bilder aus einer finiten Anzahl von Bildelementen, und deshalb müssen die Parameter (s, z) mit den diskreten Ganzzahlen (i, j) ersetzt werden, wobei i = 1, 2, ..., m und j = 1, 2, ..., 1, wobei m und 1 die Matrizengröße auf dem virtuellen Schirm sind. Der Wert von ψ (i, j)s werden durch Ersetzten der rechten Seite von Gleichung (3) durch die Differenz zwischen zwei Bildern mit aufeinander folgenden Phasen berechnet. Die Geschwindigkeiten des Versatzes vs (i, j) und v_Z (i, j) werden aus der Differenz von ψ (i, j) durch Verwenden von Gleichung (4) berechnet, ist aber σ (i, j) gleich Null oder nahe Null, dann können v_S (i, j) und v_Z (i, j) nicht berechnet werden. Somit setzen wir σ = 0,1 × σ_max, wenn σ < 0,1 × σ_max, wobei σ_max = Maximalwert von σ. Wird die Position eines Bildelementes (i, j) bei der End-Diastole als (s₁ (i, j), z₁ (i, j)) = (i, j) gesetzt, dann ist die Position bei der n-ten Phase (s_n(i, j), z_n(i, j)) durch die nachfolgende Gleichung gegeben als:
Da s_n(i, j) und z_n(i, j) nicht immer eine Ganzzahl sind, werden v_S und v_Z bei dem Punkt (s_n (i, j), z_n (i, j)) aus vier angrenzenden Bildelementen interpoliert.
Es sei der Bereich eines Rechtecks einheitlich, das durch vier Punkte (i, j), (1 + 1, j), (i, j + 1) und (i + 1, j + 1) bei der End-Diastole definiert ist, dann wird bei der n-ten Phase der Bereich näherungsweise r n(i, j)/r 1(i, j)(sn(i + 1, j) – sn(i, j))(zn(i, j + 1) – zn(i, j)) (8)wobei r n (i + 1, j) = r n(i, j), (r n(i, j + 1) – r m (i, j)) und (s_n(i, j + 1) – s_n(i, j)) ignoriert werden. 4 zeigt die Segmentkontraktion und -Expansion, die aus Gleichung (8) berechnet sind. Durch Setzen eines ROI auf dieses Bild, kann die Segmentkontraktion gemessen werden.
Bei dem Maximalzählverfahren wird die Kontraktion des Muskels aus der Änderung in der Dicke lotrecht zu der Wandoberfläche berechnet. Da das Herz bei seinem Schlagen sowohl translatiert als auch rotiert, und da Messungen bei externen Koordinatensystemen durchgeführt werden, befindet sich der in der diastolischen Phase gemessene Punkt nicht notwendigerweise in der systolischen Phase bei dem selben Punkt. Bei der dreidimensionalen Animationstechnik kann lediglich die Bewegung lotrecht zu der Wand analysiert werden. Bei der vorliegenden Erfindung kann die Unsicherheit hinsichtlich des Orts der Messungen auf Grund von translatorischen oder rotatorischen Bewegungen des Herzens beseitigt werden. Der Versatz eines jeden Punktes wird aufeinander folgend für eine jede Phase berechnet, und wird die Kontraktion aus diesen Versätzen ausgewertet, was bedeutet, dass die Kontraktion auf einem Koordinatensystem ausgewertet wird, das an der Herzwand fest ist.
Durch Verwenden dieser Erfindung kann eine Kontraktion in der tangentialen Richtung entlang der Herzwand ausgewertet werden, was mit den konventionellen Techniken unter Verwendung von Radionukliden-Perfusionsmitteln nicht möglich war. Da die Daten bezüglich des gesamten Bildes verwendet werden, kann dieses Verfahren bei verrauschten Bildern mit einen niedrigen Signal-/Rauschverhältnis angewendet werden.
Die Kontraktion und Expansion können numerisch entlang der tangentialen Richtung bei einem beliebigen Punkt und in einem beliebigen Bereich auf der Herzwand berechnet werden. Wir können dieses Verfahren nicht lediglich zum Auswerten von Änderungen bei der Kontraktionsrate anwenden, sondern ebenso, um zu quantifizieren, wie sich die Kontraktion entlang der Herzwand ausbreitet, einschließlich Kontraktionsanomalien und Kontraktionsverzögerungen, und können es bei klinischen Verwendungen als ein neues Verfahren anwenden.

Claims

Vorrichtung, die Einrichtungen umfasst, um ein Verfahren zum Berechnen eines Dislokationsbetrags von einer Vielzahl von Punkten auf einem Herzmuskel in einer tangentialen Richtung entlang einer Herzwand in einem menschlichen Probanden durch numerische Berechnungen auszuführen, wobei das Verfahren die nachfolgenden Schritte umfasst: Projizieren einer Zählverteilung auf einem EKG-getriggerten Kurzachsen-SPECT- oder PET-Bild unter Verwendung eines Herzmuskel-Perfusions-Bildgebungsmittels auf einen virtuellen zylindrischen Schirm, der die gleiche Achse wie das Herz aufweist, Entfalten des Schirms in eine Ebene, Ausdrücken von räumlichen und zeitlichen Änderungen der Zählverteilung auf dem Schirm unter Verwendung einer zweidimensionalen Gleichung zweiter Ordnung durch Behandeln der Änderungen als einen zweidimensionalen Liquidfluss, und Auswerten der Projektion des Versatzes von jedem der Vielzahl von Punkten durch numerisches Lösen der Differentialgleichung.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, die zum Ausführen des nachfolgenden Schritts eingerichtet ist: Quantifizieren einer Kontraktion der Herzwand in einer tangentialen Richtung aus der Differenz in dem Versatzbetrag auf der Herzwand.
Computerprogrammprodukt, das eingerichtet ist, um ein Verfahren zum Berechnen eines Dislokationsbetrags von einer Vielzahl von Punkten auf einem Herzmuskel in einer tangentialen Richtung entlang einer Herzwand in einem menschlichen Probanden durch numerische Berechnungen auszuführen, wobei das Verfahren die nachfolgenden Schritte umfasst: Projizieren einer Zählverteilung auf einem EKG-getriggerten Kurzachsen-SPECT- oder PET-Bild unter Verwendung eines Herzmuskel-Perfusions-Bildgebungsmittels auf einen virtuellen zylindrischen Schirm, der die gleiche Achse wie das Herz aufweist, Entfalten des Schirms in eine Ebene, Ausdrücken von räumlichen und zeitlichen Änderungen der Zählverteilung auf dem Schirm unter Verwendung einer zweidimensionalen Gleichung zweiter Ordnung durch Behandeln der Änderungen als einen zweidimensionalen Liquidfluss, und Auswerten der Projektion des Versatzes von jedem der Vielzahl von Punkten durch numerisches Lösen der Differentialgleichung.
Computerprogrammprodukt gemäß Anspruch 3, das zum Ausführen des nachfolgenden Schritts eingerichtet ist: Quantifizieren einer Kontraktion der Herzwand in einer tangentialen Richtung aus der Differenz in dem Versatzbetrag auf der Herzwand.