WO1999064890A1

WO1999064890A1 - Procede de determination quantitative d'une contraction cardiaque a l'aide d'un tomographe transversal synchronise avec un electrocardiogramme

Info

Publication number: WO1999064890A1
Application number: PCT/JP1998/003653
Authority: WO
Inventors: Hisatoshi Maeda
Original assignee: Hisatoshi Maeda
Priority date: 1998-06-09
Filing date: 1998-08-17
Publication date: 1999-12-16
Also published as: EP1087239A4; US6507752B1; EP1087239B1; JP3394242B2; DE69837448T2; DE69837448D1; EP1087239A1

Description

明細書心電図同期横断断層像による心筋収縮運動の定量法技術分野

この発明は，心臓の筋肉（心筋）に集積する放射性医薬品を人体に投与することにより，心筋に集積した放射性薬品から出る放射線を，体外に設置した回転型ガンマカメラを用いて，心電図同期の下で画像としてデーター収集をおこない，このデーターから心臓への放射性薬品の集積分布の横断断層像を作り，心筋の収縮率を計算し心機能を評価する心臓核医学の分野に関する。背景技術

放射性物質で標識された薬品（放射性薬品）を人体に投与し，心筋に集積した放射性薬品の量を測定し，心筋への集積量，集積分布より血流 ·代謝などの心筋の機能を評価する方法が，心臓核医学の分野において用いられている。

心筋への放射性薬品の集積を評価する方法として，多方向から画像デ一夕一を収集し，これを再構成して横断断層像を得る単 1光子放射横断断層像 (S i n g l e P h o t o n Em i s s i o n C om p u t e d

T omo g r a p h y, S P ECT) 法，または陽電子放射横断断層像 (P o s i t r o n Em i s s i o n C omp u t e d

T omo g r a p h y, P ET) 法があリ，放射性薬品の分布の横断断層像を用いてよリ多くの情報を得ることができる。

心電図同期を使って 1心拍の間を複数（以下分割されたそれぞれの時相を位相と呼ぶ。）に分割し，それぞれの位相の画像を分析して心臓の機能を調ベる方法がある。この方法で心臓の収縮期から，拡張期，再度収縮期に至る 1心拍内の連続する経時的な S P ECT像または P ET像を得ることが可能である。

心筋の収縮の評価法として，心臓壁の収縮期と拡張期の心臓壁の厚さの差を測定する方法（最高カウント法，成田充啓核医学 33 (6) 61 7 — 28 1 996, F u k u c h i K J o u r n a l o f

N u c l e a r e d i c i n e 38 (7) 1 067 - 73 1 99 7) , カウン卜分布の閾値や、カウン卜分布をガウス分布と仮定して境界を抽出し，心臓内腔面を連続した曲線で近似して内腔の容積変化を定量する方法（成田充啓核医学 32 (1 1 ) 1 227 - 39 1 995, 汲田伸一郎核医学 33 (1 1 ) 1 1 89— 96 1 996, De P u e y EG J o u r n a l o f N u c l e a r e d i c i n e 36 (6) 952 - 5 1 995, Po r e n t a J o u r n a l o f N u c l e a r e d i c i n e 36 (6) 1 1 23 - 9 1 99 5) , 各位相の心筋の外側境界面を用いて 3次元のアニメーションを作成し，心臓の動きを視覚的に観察して心臓の収縮拡張を調べる方法などがある。

最高カウン卜法においては，用手的に関心領域（R e g i o n o f I n t e r e s t, RO I ) を設定し， R O I内の最高カウントを求めたリ，中心から放射状に伸びる直線上のカウン卜の最高値を自動的に抽出することにより，最高カウン卜を求める。しかしながら最高カウン卜を測定する部位は，収縮期と拡張期において必ずしも同一の部位であるとは限らないこと，最高カウン卜が必ずしも心臓壁の厚さを反映しているとは限らないことなどの問題がある。また，内腔の容積変化を測定する方法においては，内腔と壁との境界決定に問題があり（B u v a t I J o u r n a l o f N u c l e a r e d i c i n e 38 (2) 324 - 9 1 997) 局所的な心筋の収縮不良を知ることは簡単ではない。

3次元アニメーションによる解析法においては，心臓の壁面と垂直な方向の収縮拡張，すなわち心臓の中心から遠ざかる方向の運動を視覚的に観察することが主である。視覚的に捉えられる収縮運動の不良は，心臓壁面に平行な方向の運動ではないので，必ずしもその部位の心筋の収縮不良を反映しているとは限らない。

心筋は心臓壁とほぼ平行に走行しているので，心筋の収縮を評価するためには，心臓壁と平行な面内における収縮，すなわち心臓壁に沿った収縮を測定する必要がある。本発明においては，心筋の収縮を定量する目的で， S P E C Tまたは P E T短軸像を用いて心臓壁に平行な平面内における心筋の変位を計算し，これより心筋の収縮率の定量を行うことを目的としている。発明の開示

心電図同期を用 L、て被検者の周囲より画像データーをとリ，この画像データーをもとに横断断層像を再構成する。再構成された横断断層像から，用手的もしくは自動的に長軸を決定し，心臓の長軸像 ·短軸像を作る。これらの一連の作業は，一般的に市販の核医学データー収集装置に付属のコンピューター，およびソフトウェア一にて処理される。

本発明においては、このように処理されたデーターを用いて、それぞれのスライスの短軸像の中心座標を，重心法，円近似法，楕円近似法などを用いて求め，まず各短軸像の中心を貫く心臓の中心軸（長軸）を最小二乗法で，それぞれの位相について求める。

このようにして求めた長軸と各スライスの交点（図 1 ， 0 ) を中心に，短軸像を複数の等しい角度（△ 0 ) をもつ扇形の領域に分割する。短軸像の力ゥン卜分布を P ( r , θ , z， t ) とおく。ここで 0は短軸像上の中心点の周囲の角度， rは中心点からの距離， zは長軸方向，すなわち心臓の心尖部と心基部を結ぶ方向の距離， tは時間である。これらの扇形の領域について，単位角あたりのカウン卜を円筒座標を使って数式（1 ) に示すように計 -

4 算する。単位角あたりのカウン卜 /0 ( Θ , z , t ) は次式で与えられる。， z，り: ¹ ] Γ z， ^{(1 )}

Γ _ma xは短軸像上の心筋像を覆い尽くすように十分大きくとる。

図 2に示すように，上式で計算された積分値を，心臓の長軸と中心軸を同一にする r 0の半径をもつ仮想的な円筒スクリーン上に投影する。円周方向 (円筒スクリーンの接線方向）の距離 sを， s = r _o 0とおき，スクリーン上に投影されたカウントの分布をび（s , z , t ) とおく。図 3 Aは実際の患者に対して σ ( s , ζ , t) を計算し，円筒スクリーンに投影し、このスクリーンを展開し、表示したものである。

円筒スクリーン上に微小面積をもつ矩形 A B C Dを考える（図 2) 。 A B の長さを A s , ADの長さを Δ ζとおく。この矩形が心臓の収縮拡張により矩形 A' B ' C D' に変形投影される場合を考える。心臓の収縮による投影スクリーン上で， sと ζ方向の点 Αの変位のスピードを V_s, V _zとおくと，矩形 A' B ' C D' の面積は， A tのあいだに， A s A zから（1 + V s, ₅Δ t +V ₂, _ΖΔ t ) Δ ε Δ ζに変化する。 V_s， _sと V_z, _zは，変位スピード V _sと V_zの s方向， z方向の微分を表す。ただし△の 3次以上の高次の項は省略した。展開された円筒スクリーン上でのカウン卜分布を σ

( s , ζ , t ) とおくと，時刻 tにおける矩形 A B C D内の総カウン卜数は， σ ( s , z， t ) Δ ε Δ ζで与えられる。時刻 t +A tにおける矩形

A' B ' C' D' 内の総カウン卜数は， σ (s +V_SA t , z + V _ΖΔ t , t + Δ t ) X ( 1 + V s, ₅Δ t +V _Z, ₂Δ t ) Δ s Δ zになる。それぞれの矩形内のカウン卜は，心筋に固定した同一部分の異なる時刻におけるカウン卜を投影したものであり，心筋内に取り込まれた放射性薬品は，検査の時間内では心筋の収縮拡張によって心筋内を移動したり，新しく生成されたり，また消失することはないと考えられるので，等しいとおくことが可能である。 .

5 ゆえに

σ (s， ζ， t ) Δ s Δ ζ = σ ( s + V _s Δ t , z +V_z厶 t, t +Δ t ) X ( 1 + V s, ₅Δ t +V_Z, _ΖΔ t ) Δ s Δ zとなり， Δの 3次以上の項を無視すると，下記の式が導かれる。

σ V s, s + σ _s V s + σ V _{2; ζ} +び， _ZV_Z =—び， _t

となる。この式は流れの連続の式と呼ばれるもので、び， ₅とひ， _zは、それぞれ s， z方向のびの微分値を表す。図 3 Bは，図 3 Aの 2つの連続する位相間のカウン卜の差 σ, _tを表示したものである。

ここで速度ポテンシャルと呼ばれる Ψを次のように定義すると

(2) dz

次式がえられる。

この流体の運動を記述する 2次元 2階偏微分方程式は、与えられた右辺に対して有限要素法，フーリエ変換法，差分方程式法などを用いて、適当な境界条件をおくことにより，コンピュータ一で数値的に解くことができる。（例えば， M o r s e a n d F e s h b a c h, Me t h o d o f

T h e o r e t i c a I P h y s i c s , Mc G r aw— H i I I ；

N ewY o r k, p p 692— 7 1 0 1 953)

このように円筒スクリーンに投影された心筋に集積した放射性薬品の分布の変化は，数学的に流体として記述することができるので，スクリーンに投影された心筋のそれぞれの点の変位を，流れに沿った点の移動として計算することが可能である。心筋の変位は，スクリーンに投影された心筋上の点を，心筋の上に逆投影することによって計算することができる。心筋の収縮は，心筋上の任意の 2点間の距離の変化として計算することができる。 2次元の流れの式（3) を，コンピューターを用いて Ψを数値的に求め，次式を使って V _s， V _zを計算する。

1 (9Ψ

V_Z = 1^ (4)

a dz

最大拡張期の位相を下付文字 1で表すと， n番目の位相における s方向， z 方向の変位は，それぞれ，

k=l

n-1

Zn = Zl+ ∑ ζ(¾' ) ^{Δ τ} (5)

k=l

で計算される。ここで Δては各位相のあいだの時間である。

投影されたスクリーン上での変位を，心筋上の変位になおす必要があるので，中心（0) から心筋までの距離を，カウン卜分布の長軸からの平均距離として次式で求める。

(⁶ )

点（S _n， Z _n) に対応する心筋上の点は，数式（6) を使って円筒座標上の点（f _n， Θ _n , Z _n) に逆投影される。ただし 0 _n = S _nZ r 0で， f _nは数式

(6) を 0 _nの方向について計算したものである。このようにして、拡張期に (f τ , Θ z！) で与えられた心筋上の点は、数式（5) と（6) を用いて n番目の位相においては（f _n， Θ _n, z _n) で与えられる点に変位する。数式（1 ) から（6) までは（s， z ) を連続変数として考えているが，実際の核医学に用いられる断層像は，有限な数の画素（ピクセル）により構成されているので，非連続なパラメ一夕一（ i ， j ) で置き換える必要がある。（ただし， i = 1 ， 2， · · ， m， j = 1 ， 2， · ·， Iで， m， Iは投影スクリーンの像の横幅と高さのピクセル数である。）連続する 2つの位相のカウン卜の投影分布の差を，数式（3) の右辺に等しいとおいて Ψ ( i , j ) を計算する。 Ψ (に j ) の差分より，数式（4) を使って，点（ i， j ) における変位のスピード V _s ( i , j ) ， V _z ( i , j ) を計算するが， σ ( i， j ) が 0，または 0に近い部位においては， V_s ( i， j ) , V _ζ ( i , j ) は求められないので，び（し j ) < 0. 1 ひ _{ma x} ( _maxはびの最大値を表す）の場合，び（ i , j ) =0. 1 CT_{ma x}と置き換えて，数式 (4) を計算する。最大拡張期におけるピクセル（ i , j ) の位置を（s！ ( i， j ) , z！ ( i， j ) ) = ( i , j ) とおくと， n番目の位相におけるこのピクセルの位置（s _n ( i , j ) ， z n ( i , j ) ) は次式を用いて計算できる。

n-l

s_n(i,j)=i+ £ v_s(s_k(i,j), z_k(i,j))

ん' =ι n-l

z_n(i,j)= j+∑ _z(s_k(i,j), z_k(i,j)) (7)

ん' =1 s _k ( i , j ) ， z _k ( i， j ) は必ずしも整数とは限らないので，その場合は，そのピクセルを含む 4ピクセルの値から補間法を用いて V_s, V_zを求める。

最大拡張期に点（ i , j ) ， ( i + 1 , j ) , ( i , j + 1 ) , ( i + 1， j + 1 ) に対応する心筋上の点で囲まれる面積を 1 とおくと， n番目の位相においては，この面積は次式で近似される。

f_n(i, j)/f (i， j) x (s_n(i+1 , j) - s_n(i, j)) x (z_n(i, j+1) - z_n(i, j)) (8) ここで， r-_n(i+1，j)^r-_n(i，j)とおき， (f_n(i,j+l)-f_n(i,j)), (s_n(i,j+1)- s_n(i，j))を 0とし数式（8) を導いた。この式を使って，心筋のそれぞれの部位での収縮拡張の値を計算できる。図 4は数式（8) を利用して，収縮と拡張率を表示したものである。この画像上に RO Iを設定し， RO I内の数値を測ることにより，局所的な収縮拡張率の数値を知ることができる。従来の技術との関連における有利な効果

心筋の収縮を定量する場合，従来の最高カウン卜法においては，測定系に固定された座標点における心筋に垂直な方向の厚さの変化を用いているため，心臓が移動回転することにより，測定する部位が収縮期と拡張期において必ずしも同一部位を測定しているとは限らない。また心臓の動きを 3次元アニメーションとして捉える方法においては，心筋と垂直な方向の運動のみが解析可能である。本発明においては，心筋の変位を各位相の画像のあいだで連続して計算し，心筋の変位をもとに心筋の収縮を計算しているので，心筋に固定された座標系を用いて計算していることになり，測定部位の不確定さを除外することが可能である。

本発明においては，従来の核医学的方法では測定できなかった心筋の接線方向の変位，および収縮率を数値的に計算することが可能であり，円筒スクリーンへ投影する際に，収集した画像の大部分の点のデーターを用いて積分計算を行っているので，信号雑音比の低い雑音の多い画像でもデーター処理が可能である。臨床応用上の有利な効果

本発明により心筋の接線方向の収縮を，心筋上の任意の点，任意の領域で数値的に測定することが可能となり，心筋の収縮率以外に，収縮が広がって行く様子（伝達異常，遅れ）などを定量的に知ることが可能になり，心機能の測定の新しい手法として臨床に用いることが可能である。図面の簡単な説明

第 1図は，心筋の短軸像のカウン卜分布を，円筒座標を用いて円筒スクリーン上に投影するために積分する方法の模式図である。第 2図は，長軸と軸を同一にする円筒形スクリーン（1 ) へのカウン卜を投影する様子を示す図で，投影された領域 A B C Dが，心筋の変位，収縮拡張にょリ A ' Β ' C D ' に変形する様子を示す。 2は短軸像上の心筋を， 3は積分される 1スライス上の領域を示す。

第 3図は，右冠状動脈，左前下行枝，左回旋枝にそれぞれ 5 0から 9 0 % の狭窄をもつ患者の心電図同期 S P E C T検査における計算途中の経過を図にして示したものである。第 3図 Aは第 2番目の位相のカウン卜分布を円筒スクリーンに投影し，展開したものである。第 3図 Bは 3番目と 2番目の投影カウン卜の差を円筒スクリーン上に投影したもので，差を 5倍に広げて表示したものである。 b aは心基部を， a pは心尖部を， pは後壁を， sは中隔を， a nは前壁を， Iは側壁を表す。

第 4図は，第 1位相のピクセルの大きさを 1としたとき，第 3番目の位相における数値計算されたピクセルの大きさ，すなわち収縮または拡張率を表示したものである。 1は側壁心基部寄りの， 2は後壁の， 3は心尖部よりの側壁から後壁に広がる収縮不良を示すが，収縮末期では収縮はほぼすベての心筋に広がっており， 1 ， 2， 3で示された異常は収縮の遅延であることが判った症例である。

Claims

請求の範囲

1 . 心臓核医学において，心筋に集積する放射性医薬品を用いた心電図同期心筋 S P E C Tまたは P E Tの短軸像上のカウン卜分布を，心臓の長軸と同一な中心軸を有する仮想的な円筒形のスクリーン上に投影する。この円筒形スクリーンを 2次元平面に展開し、 2次元平面上の力ゥン卜分布の時間的空間的な変化を流体としてとらえることにより、カウン卜分布の変化を 2次元 2階偏微分方程式を使って表現し、この式をコンピューターを用いて数値的に解き，円筒形スクリーンに投影された心筋の各点の変位を求めること。

2 . 請求 1で述べた方法を用いて求めた円筒形スクリーンに投影された心筋の変位を、心筋上に逆投影することにより，心筋の各点の変位，およびそれらの変位の差を用いて心臓壁の接線方向の収縮率を定量すること。