DE3324380A1

DE3324380A1 - Verfahren und geraet zur erzeugung von bildern bei nuklearmedizinischen kardiologischen untersuchungen

Info

Publication number: DE3324380A1
Application number: DE19833324380
Authority: DE
Inventors: Patrick L. von Dr. Illinois Behren
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 1982-07-06
Filing date: 1983-07-06
Publication date: 1984-08-09
Also published as: JPS5932881A; US4458688A

Description

Verfahren und Gerät zur Erzeugung von Bildern "bei nuklearmedizinischen kardiologisehen Untersuchungen

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und ein Gerät zur Erzeugung eines nuklearmedizinisehen Bildes einer kardiologischen Struktur. Mit dem Begriff "kardiologische Struktur" ist das Herz oder ein Teil desselben gemeint. Es kann sieh jedoch auch um ein anderes blutdurchflossenes Organ handeln. Die Erfindung liegt also auf dem Gebiet der Nuklearmedizin und läßt sich zu angiοgraphischen Untersuchungen des Herzens und insbesondere des linken Ventrikels einsetzen. Speziell erlaubt die Erfindung - unter Zuhilfenahme einer Gammakamera - Untersuchungen über den Ablauf der Herzbewegung.

Angiographische Methoden auf der Basis von strahlenden Substanzen (Tracern), die dem Patienten verabreicht werden und sich im zu untersuchenden Organ ansammeln oder dieses durchfließen, werden zunehmend zur Untersuchung und Bewertung von Herzstrukturen benutzt. Die Betonung liegt dabei auf der Untersuchung der Funktion des linken Ventrikels in verschiedenen Krankheitsstadien.

Gewöhnlich wird bei der Messung der Herzstruktur oder der Herzfunktion das folgende, auf nuklearmedizinische Prinzipien beruhende Verfahren eingesetzt: Eine radioaktive Indikatorflüssigkeit (radioaktivmarkierter Träger, Tracer oder Radionuklid) wird dem Patienten zugeführt und im Herzen nach Maßgabe der zu

Nm 2 Rl/ 05.07.1983

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untersuchenden Funktion verteilt. Die durch den radioaktiven Zerfall des Indikators ausgesandten Photonen (z.B. Gammastrahlen) werden von einer Szintillationskamera erfaßt. Diese Szintillationskamera ist mit einem Kollimator versehen, welcher dafür sorgt, daß nur die in bestimmten Herzregionen erzeugten Photonen durch den Kollimator hindurchtreten und in einen Szintillationskristall eintreten können. Dort erzeugen die Photonen Lichtblitze. Diese Lichtblitze werden von Fotovervielfacherröhren (Fotomultipliern) nachgewiesen. Bei jedem Lichtblitz werden elektrische Signale auf die Elektronik der Szintillationskamera übertragen. Hier wird der Ort oder die Position der Wechselwirkung des Photons mit dem Szintillationskristall festgestellt und in entsprechende Positionssignale umgesetzt. Die Kamera wandelt auch die Energie der Photonen (Gammastrahlen) in ein entsprechendes elektrisches Energiesignal um, das verarbeitet und angezeigt wird. Das verarbeitete Signal wird dabei an einen Rechner weitergeleitet, wo es gespeichert und darauf auf dem Bildschirm dargestellt wird. Der Rechner ist so programmiert, daß er die Informationen speichert sowie eine Quantifizierung und eine optimale Sichtanzeige der Daten ermöglicht. Wenn die Signale von einer Reihe solcher Wechselwirkungen Photonen/Kristall verarbeitet und auf dem Bildschirm dargestellt werden, bildet die dort befindliche Information ein - nuklearmedizinisches Bild

Der Aufbau einer bestimmten Szintillationskamera, nämlich der nach dem Anger-Prinzip arbeitenden Kamera, wird im U.S. Patent 3.011.057 beschrieben. Einzelheiten bezüglich nuklearniedizinischer Bilddarstellungen von kardiologischen Strukturen sind in den drei Literaturstellen "The American Journal of Cardiology", Band 45,

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März, 1980, Seiten 661 - 673, Band 46, Dezember 1980, Seiten 1109 - 1115, und Band 46, Dezember 1980, Seiten 1125 - 1132, beschrieben.

Für die radionuklide Cineangiographie, d.h. Bewegungsuntersuchungen am Herzen mittels nuklearmedizinischer Methoden, wurde bereits eine mit der Fourier-Analyse arbeitende Methode beschrieben, die Bilder aus erfaßten kardiologischen Daten formt (Geffers et al:

"Data Processing and Functional Imaging in Radionuclide Ventriculography"; Proceedings of Fifth International Conference on- Review of Information Processing in Medical Imaging, Nashville, TN, 1977). Bei dieser früheren Methode wurden jeweils die sogenannten Zeit-Aktivitäts-Kurven (hier sind die erfaßten radioaktiven Ereignisse gegen die Zeit aufgetragen) aller Pixel einer Fourier-Analyse unterzogen. In dieser Fourier-Analyse wird bei jeder Zeit-Aktivitäts-Kurve ein schnelles Computerprogramm (FFT) zur Fourier-Umsetzung zur Anwendung gebracht, um

2Ό die Amplitude A und die Phase 0 der Grundfrequenz des Herzzyklusses zu berechnen oder abzuleiten. Sowohl die Amplituden A als auch die Phasen 0 werden für alle Pixel auf dem Bildschirm dargestellt. Bei dieser Methode sind einige Nachteile zu verzeichnen. Erstens:

Die Fourier-Analyse erfordert Daten, die sich über einen kompletten Zyklus der Grundfrequenz erstrecken. Zweitens: Die praktische Ausführung mit Hilfe des FFT-Computerprogramms erfordert es, daß die Anzahl der betrachteten oder summierten Punkte ein Vielfaches von 2 ist. Die erste Forderung ist schwierig zu erfüllen, wenn am Ende der Zeit-Aktivitäts-Kurve ein sogenannter "Datenabfall¹¹, d.h. eine verhältnismäßige große Streuung der Meßwerte auftritt, die auf Änderungen des R-R-Intervalls des Herzens Zurückzuführen ist. Um die zweite Forderung zu erfüllen, benötigt man gewöhn-

- M

- pi - VPA 82 P 7419DE

lieh eine zusätzliche Bearbeitung der Daten. Ein dritter Nachteil der Fourier-Analyse besteht darin, daß die Grundperiode nicht ohne weiteres verändert werden kann, so daß sie der "natürlichen" Herzperiode entspricht. Oft tritt eine Diastaseperiode in der Volumenkurve auf, die dazu führt, daß das durchschnittliche R-R-Intervall und die "natürliche" Herzperiode beträchtlich unterscheidet. Im Fall der Fourier-Analyse ist es aber notwendig, daß die Grundperiode das R-R-Interval ist.

Obgleich sich die beiden Parameter A und 0 bei der Bestimmung und Bewertung des Betrages oder Grades der • Herzbewegung sowie der Feststellung des Zeitpunkts dieser Bewegung als nützlich erwiesen haben, geben sie dem betreuenden Arzt jedoch keinen Anhaltspunkt bezüglich ihrer Zuverlässigkeit. Ein Hinweis in dieser Richtung wäre aber für den Untersuchenden äußerst hilfreich.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein Gerät zur Erzeugung eines nuklearmedizinischen Bildes anzugeben, die eine zuverlässige Untersuchung und Diagnose der kardiologischen Struktur ermöglichen. Insbesondere soll die quantitative Auswertung von Herzbewegungen bei der nuklearen Bilddarstellung der Parameter A und 0 verbessert werden.

Die genannte Aufgabe wird bei einem Verfahren der eingangs genannten Art durch zwei nebengeordnete Lösungsmöglichkeiten gelöst, die in den Ansprüchen 1 und 2 gekennzeichnet sind. Die genannte Aufgabe wird bei einem Gerät der eingangs genannten Art durch zwei nebengeordnete Lösungsmöglichkeiten gelöst, die in den Ansprüchen 5 und 6 gekennzeichnet sind.

VPA 82 P 7419DE Gemäß der Erfindung werden also Bilder von kardiologisehen Strukturen auf der Grundlage nuklearer Untersuchungsmethoden dargestellt. Ein dem Patienten zugeführter radioaktiver Indikator wird dabei innerhalb der kardiologischen Struktur verteilt. Mit Hilfe der Gammakamera werden die kardiologischen Daten (Zählraten) gemäß der örtlichen Verteilung des Indikators erfaßt. Diese Daten stellen jeweils eine Zeit-Aktivitäts-Kurve an einer bestimmten Stelle der Pixelmatrix dar. Diese Pixelmatrix überlagert die kardiologische Struktur.

Die Zeit-Aktivitäts-Kurve enthält die erfaßten radioaktiven Zählraten als Funktion der Zeit. Die Daten werden in einem Speicher gespeichert, der bevorzugt ein Bestandteil eines Computers ist, z.B. eines Mikroprozessors.

Mittels des Computers wird jede Zeit-Aktivitäts-Kurve einer Cosinusschwingung der folgenden Form angepaßt:

o(t) = A₀ + A cos ( 2.X t/T + 0), (1)

wobei A dem Durchschnittswert der angepaßten Cosinus-Schwingung c(t) entspricht, wobei A die Amplitude der Cosinusschwingung c(t) darstellt, wobei T für die Periode der Cosinusschwingung c(t) steht, und wobei 0 die Phase der Cosinusschwingung c(t) ist.

Aus dieser angepaßten Cosinusfunktion c(t) werden die Amplitude A, die Phase 0 sowie die Fehlerrate E abgeleitet. Die jeweilige Fehlerrate E ist dabei ein Maß für die Zuverlässigkeit der zugehörigen Zeit-Aktivitäts-Kurve .

- 43»

- -or - VPA 82 P 7419DE

Vorzugsweise wird eine mathematische Standard-Methode bei der Anpassung an die mathematische sinusförmige Zeit-Aktivitäts-Kurve bei jedem Pixel verwendet. Es kann sich dabei bevorzugt um das "least square fitting'-handeln. Dieses ist ein mathematisches Verfahren, welches über den quadratischen Abstand zu einer Vielzahl von Meßpunkten in einem x-y-Koordinatenfeld die Kurve bestimmt, die allen Punkten am nächsten liegt.

Die Amplitude A, die Phase 0 und die Fehlerrate E werden in der erwähnten ersten Ausführungsform gleichzeitig für jeden Ort oder für jeden Pixel dargestellt. Die Amplitude A und die Phase 0 liefern dabei ein erstes bzw. zweites funktionelles Bild. Das Bild der Fehlerrate E der einzelnen Pixel ist ein Abbild der Zuverlässigkeit der einzelnen Amplituden- A und Phasenwerte 0, die im ersten bzw. zweiten funktioneilen Bild enthalten sind.

In der erwähnten zweiten Ausführungsform wird die Fehlerrate E mit der vorbestimmten maximalen Fehlerrate E* verglichen. Danach wird der aus der angepaßten Cosinusschwingung abgeleitete Parameter A und/oder 0 für jeden Ort x,y dargestellt, und zwar nur dann, wenn die Fehlerrate E unter der vorgegebenen maximalen Fehlerrate E* liegt. Falls die Fehlerrate E die vorbestimmte maximale Fehlerrate E* überschreitet, wird der Parameter A und/oder 0 dieses Pixels nicht zur Darstellung gebracht. Folglich enthalten das erste und das zweite funktioneile Bild nur Daten mit geprüfter Zuverlässigkeit.

Ein Vorteil der Erfindung ist darin zu sehen, daß das Vertrauen des Arztes in die nuklearmedizinischen Bilder der Herzparameter erhöht wird. Dem Betrachter dieser Bilder wird ein (quantitativer) Hinweis bezüglich der Zuverlässigkeit der gemessenen und/oder bildhaft dargestellten Parameter gegeben. Dieses trägt zu einer zuverlässigen Diagnose bei.

- ψ - VPA 82 P 7419DE

Weitere Vorteile und Ausgestaltungen der Erfindung werden im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen mittels der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Figur 1 ein kardiologisches bildgebendes Gerät einschließlich einer Gammakamera in einer Über sichtsdarstellung ,

Figur 2 einen Datenflußplan zur Veranschaulichung

der Verarbeitung der von der Gammakamera erfaßten Daten,

Figur 3 eine Zeit-Aktivitäts-Kurve, wobei die gezählten Kernstrahlungsereignisse über der

Zeit aufgetragen sind, und

Figur 4 eine Zeichnung zur Veranschaulichung eines Amplitudenbildes, eines Phasenbildes und eines Fehlerratenbildes einer Herzstruktur.

Nach Figur 1 liegt ein Patient, dem ein radioaktives Mittel oder Indikator verabreicht wurde, auf einer Lagerungsplatte 2. Das Herz des Patienten ist mit 4 bezeichnet. Der Strahlungsdetektorkopf 6 einer Gammakamera, die durch Arme 7 und eine Säule 8 getragen wird, ist dicht an den Brustkorb des Patienten herangebracht. Die durch den Zerfall des radioaktiven Indikators oder Tracers entstehenden Photonen durchlaufen den Kollimator 10 des Strahlungsdetektorkopfes 6. Sie treffen auf einen Szintillationskristall 12, der zum Beispiel aus durch Thallium aktiviertem Natriumiodid besteht. In dem Szintillationskristall 12 verursacht jedes ankommende Gammaquant durch seine Wechselwirkung mit demselben einen Lichtblitz. Dieser Lichtblitz wird

-&- VPA 82 P 7419DE

von einer Anordnung von Fotovervielfacherrohren oder Fotomultipliern 14 nachgewiesen. Das dabei entstehende Signal wird vorverstärkt und an die Elektronik 16 der Szintillationskamera weitergeleitet. Diese Elektronik 16 enthält eine konventionelle Positionsbestimmungsschaltung, die den Ort x,y der Wechselwirkung mit dem Szintillationskristall 12 ermittelt. Ein elektrisches Verarbeitungssignal, das jeweils den Ort x,y der Wechselwirkung beschreibt, wird über ein Kabel 18 an einen Rechner 20 geleitet, wo es gespeichert wird.

Der Rechner 20 bildet und speichert nach bekannter Art eine Zeit-Aktivitäts-Kurve c(t) für jeden Ort oder Pixel. Das Verarbeitungssginal kann auf einem dem Rechner 20 zugeordneten Bildschirm 22 dargestellt werden. Wenn die Signale von einer Reihe der erwähnten Wechselwirkungen verarbeitet und bildlich dargestellt sind, dann bildet die Formation aller Pixel ein . - nukleares Bild.

Im vorliegenden Fall werden zusätzlich drei spezifische Bilddarstellungen erhalten. Diese spezifischen Bilddarstellungen sind mit A(x,y), E(x,y) und 0(x,y) bezeichnet. Die Bilddarstellungen A(x,y), E(x,y) und 0(x,y) nehmen nur einen verhältnismäßig geringen Teil der Fläche des Bildschirms 22 in Anspruch. Der größere obere Teil des Bildschirms 22 wird zur Darstellung anderer Informationen verwendet.

In Figur 2 ist die Verarbeitung der durch die Elektronik 16 erzeugten elektrischen Signale gezeigt. Im Speicher des Rechners 20 wird eine Zeit-Aktivitäts-Kurve c(t) für jeden Ort x,y auf dem Szintillationskristall 12-oder was dem entspricht, für jeden Pixel auf dem Bildschirm 22-gebildet. Die Zeit-Aktivitäts-

- 4C-

- Φ - VPA 82 P 7419DE

Kurve c(t) gibt die erfaßten Strahlungsereignisse c als Funktion der Zeit t wieder. Die Größe c könnte man auch als Zählstand oder Ereigniszahl zu einem gegebenen Zeitpunkt t bezeichnen. Die Erfassung und Darstellung dieser sogenannten 'radionukliden Cineangiogramme" ist ein Standardverfahren, das im Stand der Technik geläufig ist. Deshalb braucht es hier nicht im einzelnen erörtert zu werden. Die Zeit-Aktivitäts-Kurve c(t) ist eine sinusförmige Funktion, wie am besten aus Figur 3 hervorgeht.

Wie bereits erwähnt, werden die sinusförmigen Funktionen, d.h. die Zeit-Aktivitäts-Kurven c(t) aller Pixel, in der Speichermatrix des Rechners 20 gespeichert. Anschließend können eine radionuklide Cineangiographie-Studie (Bewegungsstudie des Herzens) und eine Diagnose der kardiologisehen Bilder durchgeführt. Die Zeit-Aktivitäts-Kurven c(t) werden aber auch für andere Zwecke verwendet, wie im Nachfolgenden näher erläutert wird.

Wie aus ^lgav 3 zu ersehen ist, wird jede erfaßte Zeit-Aktivität s-.Kurve c(t) an eine Cosinusschwingung der folgenden Form angepaßt:
25

c(t) = A₀ + A cos(2tct/T + 0). (2)

Darin ist A_n der Durchschnittswert der Anpassung oder die Nullfrequenzamplitude, A die Amplitude der Cosinusschwingung, T die Periode der Cosinusschwingung und die Phase der Cosinusschwingung c(t). Die vier Parameter, die während der Anpassung verändert werden können, sind die Parameter A_n, A, T und 0. Ist die Anpassung optimal, werden die Parameter A_Q, A, T und 0 festgehalten.

VPA 82 P 7419DE Vorzugsweise wird eine mathematische Standardmethode, bekannt als "least square fitting" (LSF), verwendet, um die Zeit-Aktivitäts-Kurven c(t) der einzelnen Pixel an Cosinusfunktion der Form A_Q + A cos (27ΰ· t/T + 0) anzupassen. Die Methode des "least square fintting" liefert gute Resultate, auch dann, wenn nur unvollständige Daten während eines Zyklus verwendet werden.

Die Anzahl der benutzten Datenpunkte unterliegt keinen Einschränkungen. Als weiterer Vorteil kommt hinzu, daß die Zeitlage der anzupassenden Punkte willkürlich gewählt werden kann; das heißt z.B., daß der letzte Teil des Zyklus unberücksichtigt gelassen werden kann.

Das Verfahren kann-wie folgt ablaufen:

Die Parameter T und 0 sind nicht-linear; sie können durch ein Suchverfahren ermittelt werden. Nachdem die Werte für T und 0 festgelegt sind, werden die Parameter A_Q und A durch ein lineares Anpaßverfahren ermittelt. Der Wert Aq ist dabei wieder der Durchschnittswert des Zählstandes aller Pixel. Der Parameter A zeigt den Betrag oder die Amplitude der Bewegung des betreffenden Pixels an. Der Parameter 0 ist die Phase der Pixelbewegung und gibt die sogenannte "Anfangszeit der Kontraktion" des Pixels wieder. Der Parameter T, der die Grundperiode der Pixelbewegung darstellt, ist proportional zu der Geschwindigkeit der Kontraktion.

Unter der Annahme, daß der Wert T fest ist, können die Parameterwerte für jeden Pixel durch folgendes Verfahren ermittelt werden:

1. Es wird vorläufig ein Wert für die Phase angenommen.

- Vf - VPA 82 P 7419DE

2. Dann werden die Werte von (A_Q + A) ermittelt, die nach der linearen "least square fitting" Methode am besten eine Anpassung an die Kurve c(t) ergeben.

3. Dies wird mit einer Reihe von 0-Werten wiederholt, bis nach der LSF-Methode die bestmögliche Anpassung an die Daten c(t) gefunden ist.

Anstelle der Cosinusfunktionen können auch Sinusfunktionen den Daten c(t) angepaßt werden. Die Ergebnisse unterschaden sich von der Cosinusanpassung durch einen Phasenwinkel von 90°.

Eine Alternativlösung für eine solche sinusförmige Funktion, die an die Pixel-Zeit-Aktivitäts-Kurven c(t) angepaßt wird, ist gegeben durch:

c(t) = Aq + a_R cos ω t + a-r sin tot, (3)

wobei ω = 2 Tc /T für die Frequenz steht und an und aj Amplituden sind. R und I bedeuten dabei "real" bzw. "imaginär".

Die Gleichung (3) ist äquivalent mit Gleichung (2), wenn die folgenden Beziehungen gelten:

/22

A =|/ a_R + a-j- und

0 = tan" Ca₁Za₁₁).

Wenn diese funktionalen Beziehungen in dem LSF-Verfahren benützt werden, ergeben sich drei Gleichungen, die drei unbekannte Größen A_Q, A und 0 enthalten. Diese Gleichungen sind linear bezüglich dieser Parameter. Das bedeutet, daß sie durch eine einfache Matrix-Inversionsmethode gelöst werden können.

- J2. - VPA 82 P 7419DE

Die eben erläuterten Verfahren sind einer Fourier-Analyse überlegen. Sie ermöglichen es, daß sogar unvollständige Zyklen analysiert werden. Sie ermöglichen darüber hinaus bei Patienten mit unregelmäßiger Herztätigkeit eine bessere Bestimmung der Amplitude und der Phase.

Obgleich die Periode T in dem vorliegenden vorgeschlagenen Verfahren kein angepaßter Parameter ist, kann sie beliebig variiert und damit zu einem angepaßten Parameter werden. Dies macht es möglich, daß das Anpassungsverfahren die "natürliche" Herzperiode und nicht notwendigerweise das R-R-Interval benutzt. Hinzu kommt noch als weiterer Vorteil, daß sich Bewegungsinformation, die in der Zeit-Aktivitäts-Kurve c(t) des Pixels enthalten ist, mehr auf die Grundperiode T konzentriert und nicht mit höheren Frequenzkomponenten geteilt werden muß. Wie Untersuchungen gezeigt haben, ist z.B. 500 msec ein angemessener Wert für die Periode T.

Als Ergebnis jeder Anpassung bildet sich eine glatte Kurve 22 mit sinusförmigem Verlauf. Die Werte A₀, A, T und 0 stellen die Bewegung der einzelnen Pixel in der beabsichtigten nuklearmedizinischen Untersuchung eines kardiologisehen Blutgefäßes dar.

Es soll noch einmal wiederholt werden: Während des Anpassungsverfahrens für jede Pixellage x, y werden drei.

Parameter errechnet und zur weiteren Verwendung abgespeichert. Diese drei Parameter enthalten im wesentlichen alle nützliche Informationen, die zur Quantifizierung der Herzbewegung bei einer radionukliden cineangiographischen Studie benötigt werden. Diese drei Parameter sind die Nullfrequenz-Amplitude Aq, die Phase 0 und die

_ $2 _ VPA 82 P 7419DE

Amplitude A der Grundfrequenz des Herzzyklusses. Zusätzlich wird ein Fehlerratenwert E aus der angepaßten Cosinuswelle c(t) abgeleitet. Dieser Fehlerratenwert E steht für die Zuverlässigkeit der erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve c(t). Die Herleitung oder Beschaffung des Fehlerratenwertes E wird später im Detail erklärt.

Es wurde bei den Untersuchungen festgestellt, daß im hinteren Bereich oder Endbereich der Kurve 22 ein sogenannter "Datenausfall 24" entsteht. Der "Datenausfall 24", der in Figur 3 dargestellt ist, ist ein Bereich verhältnismäßig hoher Streuung der Meßwerte (Zählraten). Dieser "Datenausfall 24" wird durch die Veränderungen des R-R-Intervalls hervorgerufen. Der Datenausfall 24 trägt dazu bei, was ebenfalls experimentiell beobachtet wurde, daß nämlich die Interpolation der Kurve 22 häufig nicht sehr zuverlässig ist. Mit anderen Worten, es ist festgestellt worden, daß die Daten Aq, A und 0 wegen des am Ende der Kurve c(t) vorhandenen Datenausfalls 24 nicht sehr genau sind. Um diese Genauigkeit zu verbessern, wird in dem vorliegenden Anpassungsverfahren ein "Abschneiden" des Datenausfalls 24 durchgeführt. Dies ist in Figur 3 durch einen vertikalen Strich 26 angedeutet, der durch das letzte Maximum der Kurve c(t) im Zeitpunkt t verläuft. Das bedeutet, daß Daten, welche jenseits der Zeitgrenze t liegen, nicht bei der Berechnung der Parameter A_n, A und 0 berücksichtigt werden. Dadurch werden eindeutig Fehler vermieden, die sonst durch den abfallenden hinteren Teil 24 der Kurve 22 entstehen würden.

Es wird nun noch einmal Figur 2 betrachtet. Daraus geht hervor, daß nach der Datenerfassung und Datenspeicherung (vgl. Block 30), nach der Nichtannahme oder dem "Abschneiden" des Datenausfalls 24 (vgl. Block 32) und nach der Berechnung der Parameter A_Q, A, 0 und E (vgl. Block

- j4-

-M- VPA 82 P 7419DE

34), die Größen A und 0 als Graustufen an den Pixelkoordinaten χ,y eingetragen werden. Dadurch entstehen Bilddarstellungen A(x,y) und 0(x,y), welche die regionale Herzbewegung auf unterschiedliche Weise wiedergeben (vgl. Block 36). Die Bilddarstellung A(x,y) kann dabei als "erstes funktionelles Bild" oder "Amplitudenbild" bezeichnet werden. Es zeigt den Betrag der Bewegung der gerade betrachteten Herzstruktur an. Die Bilddarstellung 0(x,y) kann als "zweites funktionelles Bild" oder "Phasenbild" bezeichnet werden. Es macht jeweils den Zeitpunkt erkennbar, an dem die einzelnen Pixel der gerade betrachteten Herzstruktur eine Bewegung ausführen. Beide Bilder A(x,y) und 0(x,y) werden zur diagnostischen Auswertung der regionalen Herzwandbewegung

15'. auf dem Bildschirm für das Auge sichtbar dargestellt.

Obgleich die Amplituden A der Grundfrequenz des Herzzyklusses und die Phasen 0, die jeweils für alle Pixel im Bild dargestellt werden, nützliche Mittel sind für die Bestimmung des Betrags der Herzbewegung und für den Zeitpunkt, in dem eine solche Bewegung stattfindet, wird dem beobachtenden Arzt kein Anhaltspunkt über die Zuverlässigkeit der Parameter A und 0 an die Hand geben. Um dieses Problem zu bewältigen, wird gemäß einer ersten Möglichkeit das Fehlerratenbild E(x,y) direkt auf dem Bildschirm 22 dargestellt, vgl. Block 36 in Figur 2. Dieses Fehlerratenbild E(x,y) kann direkt neben den Bildern A(x,y) und 0(x,y) dargestellt werden. Es ist ein "drittes funktionelles Bild", welches die Zuverlässigkeit der einzelnen Amplituden- und Phasenwerte, die im ersten bzw. zweiten Bild enthalten sind, anzeigt.

Jeder einzelne Fehlerratenwert E(x,y) kann aus den Parametern A_Q(x,y) und A(x,y) nach der folgenden Formel errechnet werden:

-JH-

t5 - VPA 82 P 7415DE

E(x,y) = ^Έ ^ A₀(X, y) /A(x,y), (4)

wobei Np die Anzahl der angepaßten Bilder, A_Q der Durchschnittswert der Anpassung und A die Amplitude der Anpassung ist. Die Einheit des Fehlerratenwertes E, der gemäß Gleichung (4) erhalten wird, ist Radian. Wenn der Wert in Graden ausgedrückt werden soll, muß mit dem Faktor 180°/Tf multipliziert werden. 10

Es soll hier noch erwähnt werden, daß die Blöcke 30, 32 und 34 in Figur 2 einen Computer repräsentieren, der die angegebenen Funktionen durchführt.

Der Aufbau oder die Zusammensetzung der drei Bilder A(x,y), E(x,y) und 0(x,y) kann aus Figur 4 entnommen werden, wo eine spezifisch herausgegriffene Pixelposition x1, y1 betrachtet wird. Der rechte Herzventrikel ist durch das Bezugszeichen 40 bezeichnet, während der linke Herzventrikel mit dem Bezugszeichen 42 belegt ist. Es wird angenommen, daß der gerade betrachtete Pixel im linken Herzventrikel 42 liegt. Das "least square fitting" der zugehörigen Zeit-Aktivitäts-Kurve führt zu einer Bildamplitude A1, einem Phasenwert 01 und einem Fehlerratenwert E1.

In Figur 2 ist auch eine zweite Möglichkeit dargestellt, nach der unter Benützung der Fehlerratenwerte E(x,y) ein Bild geschaffen wird, das die Zuverlässigkeit der berechneten Daten A und 0 wiedergibt. Diese zweite Möglichkeit ist unten rechts eingezeichnet. Gemäß einem Block 38 wird jeder Fehlerratenwert E mit einem vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert E* verglichen. Dieser Block 38 kann ebenfalls durch den bereits erwähnten Computer in der Praxis realisiert werden. Von Interesse

- VPA 82 P 7419DE sind hier nur diejenigen Daten A und 0, für welche der errechnete Fehlerratenwert E unter dem vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert E* liegt. Das heißt, daß für jeden Ort x,y die Parameter A und 0 nur dann im Bild dargestellt werden, wenn die zugehörige Fehlerratenbedingung S C E* eingehalten ist. Alle anderen Parameter A und 0, für die diese Bedingung nicht eingehalten ist, werden nicht im Sichtfeld angezeigt. Folglich werden Bilder A'(x,y) und 0'(x,y) bildlich dargestellt, welche nur zuverlässige Daten enthalten. Dies ist im Block A-O von Figur 2 symbolisiert.

Das voranstehend erwähnte Anpassungsverfahren kann insbesondere zur Steuerung und Überwachung der Datenerfassung bei einer Szintillationskamera mit Computer verwendet werden, wie z.B. beim Typ "SCINTIVIEW", das von der Firma Siemens Gammasonics, Inc., Des Piaines, Illinois, U.S.A. hergestellt wird. Der Bedienende kann eine gewünschte Phasenauflösung vor oder während der Untersuchung einstellen, indem er einen entsprechenden Wert in den Speicher des Systems eingibt oder diesen Wert extern an für das Programm zugänglichen Schaltern einstellt. Da die Phasenauflösung von der Amplitude und dem Durchschnittswert der angepaßten Kurve abhängt, sollten die Phase und ihr zu erwartender Fehler für jeden Pixel in einem interessierenden Gebiet regelmäßig auf den neuesten Stand gebracht werden. Die Datenerfassung kann durch das Programm dann beendet werden, wenn die gewünschte Phasenauflösung für jeden Pixel im interessierenden Gebiet erreicht ist. Eine Tabelle, die die Phasenauflösung als Funktion der Amplitude und des Durchschnittswertes enthält, kann in dem Speicher des zur Szintillationskamera gehörenden Computers gespeichert sein.

6 Patentansprüche
4 Figuren

Claims

_ yf'_ VPA 82 P 7419 DE Patentansprüche

Verfahren zur Erzeugung eines nuklearmedizinischen iildes einer kardiologischen Struktur, g e k e η η zeichnet durch die folgenden Schritte:

a) Erfassen von kardiologischen Daten gemäß der örtlichen Verteilung (x, y) eines radioaktiven Indikators in der kardiologischen Struktur (4), wobei jedes der besagten Daten eine Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an einer Stelle (x, y) innerhalb einer die besagte kardiologische Struktur (4) überlagernden Pixelmatrix darstellt, wobei die besagte Zeit-Aktivitäts-Kurven (c(t)) im jeweiligen Pixelort erfaßte radioaktive Ereignisse (c) als Funktion der Zeit (t) darstellen;

b) Speichern der erfaßten kardiologischen Daten (c(t));

c) Anpassen jeder erfaßten Zeit-Aktivitäts-Rurve (c(t)) an eine Cosinusschwingung der Form:

c(t) = Aq + A cos {-γ- * t +0),

wobei Aq den Durchschnittswert der besagten angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), A die Amplitude dieser besagten Cosinusschwingung (c(t)), T die Periode dieser besagten Cosinusschwingung (c(t)) und 0 die Phase dieser besagten Cosinusschwingung (c(t)) darstellen;

d) Ableiten der besagten Amplitude (A), der besagten Phase (0) und eines Fehlerratenwertes (E) aus besagter angepaßter Cosinusschwingung (c(t)), wobei der Fehlerratenwert (E) die Zuverlässigkeit der erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) repräsentiert j und

- 18 - VPA 82 P 7419DE

e) gleichzeitiges Darstellen für jede Stelle (x, y) der folgenden Größen:

el) der Amplitude (A), wodurch ein erstes funktionelles Bild (A(x, y)) erhalten wird, welches den Betrag der Bewegung der kardiologischen Struktur (4) darstellt;

e2) der Phase (0), wodurch ein zweites funktionelles Bild (0(x,y)) erhalten wird, welches den Zeitpunkt darstellt, in dem ein Bestandteil der kardiologischen Struktur (4) Bewegungen durchführt;

e3) des Fehlerratenwerts (E), wodurch als drittes funktionelles Bild (E(x,y)) ein Fehlerratenbild erhalten wird, welches die Zuverlässigkeit der einzelnen Amplituden- und Phasenwerte darstellt, die im besagten ersten bzw. zweiten funktioneilen Bild enthalten sind.
2. Verfahren zur Erzeugung eines nuklearmedizinischen Bildes einer kardiologischen Struktur während einer nuklearen Untersuchung, gekennzei chnet durch die folgenden Schritte:

a) Erfassen von kardiologischen Daten gemäß der örtlichen Verteilung (x, y) eines radioaktiven Indikators in der kardiologischen Struktur (4), wobei jedes der besagten Daten eine Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an einer Stelle (x, y) innerhalb einer Pixelmatrix darstellt, die die besagte kardiologische Struktur (4) überlagert, wobei die besagten Zeit-Aktivitäts-Kurven (c(t)) im jeweiligen Pixelort (x,y) erfaßte radioaktive Ereignisse (c) als Funktion der Zeit (t) darstellen;

- IS - VPA 82 P 7419DE

b) Speichern der erfaßten kardiologisehen Daten (c(t));

c) Anpassen jeder erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an eine Cosinusschwingung der Form:

c(t) = A₀ + A cos ( 2γ- · t + 0),

wobei Aq den Durchschnittswert der besagten angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), A die Amplitude der besagten Cosinusschwingung (c(t)), T die Periode der Cosinusschwingung (c(t)) und 0 die Phase der Cosinusschwingung (c(t)) sind;

e) Vergleichen des Fehlerratenwertes (E) mit einem vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert (E*); und

f) Darstellen eines Parameters (A, 0) für jede Stelle (x, y), welcher Parameter (A, 0) aus der angepaßter. Cosinusschwingung (c(t)) abgeleitet ist, wenn der Fehlerratenwert (E) unter dem besagten vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert (E*) liegt.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet , daß der Fehlerratenwert (E) gemäß der Beziehung:

E =

berechnet wird, wobei Np die Anzahl der angepaßten Bilder, Aq der Durchschnittswert der Anpassung, A* die Amplitude der Anpassung und wobei die Einheit des Fehlerratenwertes E 1 Radian ist.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die erfaßta Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) einen Datenausfall (24) an

-2Q- VPA 82 P 7419 DE

ihrem hinteren Endbereich enthält, dadurch gekennzeichnet , daß der Datenausfall (24) unberücksichtigt bleibt, wenn die erfaßte Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an die Cosinusschwingung angepaßt wird.
5. Gerät zur Bildgebung einer kardiologischen Struktur während nuklearmedizinischer Untersuchungen, gekennzeichnet durch: 10

a) eine Gammakamera (6, 18, 20) zur Erfassung von kardiologischen Daten gemäß der örtlichen Verteilung (x,y) eines radioaktiven Indikators in der kardiologischen Struktur (4), wobei jedes der besagten Daten eine Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an einer Stelle (x, y) innerhalb einer Pixelmatrix darstellt, die die kardiologische Struktur (4) überlagert, wobei die Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) die erfaßten radioaktiven Ereignisse (c) als Funktion der Zeit (t) sind;

b) eine Speichereinrichtung (20) zum Speichern der erfaßten kardiologischen Daten, wobei die Speichereinrichtung (20) funktionsmäßig an die Gammakamera (6, 18) angeschlossen ist;

c) einen Rechner

c1) für'das Anpassen jeder erfaßten Zeit-Aktivitäts-3C Kurve (c(t)) an eine Cosinusschwingung der Form

c(t) = A₀ - A cos (^f. · t + 0),

wobei Aq den Durchschnittswert der angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), A die Amplitude der

VPA 82 P 7419DE Cosinusschwingung (c(t)), T die Periode der Cosinusschwingung (c(t)) und 0 die Phase der Cosinusschwingung (c(t)) ist; und

c2) für das das Ableiten der Amplitude (A), der Phase (0) und eines Fehlerratenwertes (E) aus der angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), wobei der Fehlerratenwert (E) die Zuverlässigkeit der erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) repräsentiert; und

d) zumindest eine bildgebende Einrichtung, um gleichzeitig für jede Stelle (x,y) die folgenden Größen darzustellen:

d1) die Amplitude (A), wodurch ein erstes funktionelles Bild (A(x,y)) erhalten wird, welches den Betreg der Bewegung der kardiologisehen Struktur (4) anzeigt;

d2) die Phase (0), wodurch ein zweites funktionelles Bild (0(x,y)) erhalten wird, welches den Zeitpunkt anzeigt, an dem ein Bestandteil der kardiologischen Struktur eine Bewegung durchführt; und

d3) den Fehlerratenwert (E), wodurch als drittes funktionelles Bild (E(x,y)) ein Fehlerratenbild erhalten wird, welches die Zuverlässigkeit der einzelnen Amplituden- und Phasenwerte, die in dem ersten bzw. zweiten funktioneilen Bild enthalten sind, widergibt.
6. Gerät zur Darstellung von Bildern einer kardiologi sehen Struktur während nuklearmedizinischer Untersuchungen, gekennzeichnet durch, die Gesamtheit der folgenden Merkmale:

- 22 - VPA 82 P 7419DE

a) eine Gammakamera (6, 18, 20) zur Erfassung von kardiologisehen Daten gemäß der örtlichen Verteilung (x,y) eines radioaktiven Indikators in der kardiologischen Struktur (4), wobei jedes der besagten Daten eine Zeit-Aktivitätskurve (c(t)) an einer Stelle (x,y) innerhalb einer Pixelmatrix darstellt, die die kardiologische Struktur (4) überlagert, wobei die Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) die erfaßten radioaktiven Ereignisse (c) als Funktion der Zeit (t) enthält;

b) eine Speichereinrichtung zum Speichern der erfaßten kardiologischen Daten, wobei diese Speichereinrichtung wirkungsmäßig an die Gammakamera (6, 18, 20) angeschlossen ist;

c) einen Rechner

c1) für das Anpassen jeder erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve (c(t)) an eine Cosinusschwingung der Form

c(t) = A₀ + A cos Φψ- · t + 0),

wobei Aq den Durchschnittswert der angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), A die Amplitude der Cosinusschwingung (c(t)), T die Periode der Cosinusschwingung (c(t)) und 0 die Phase der Cosinusschwingung (c(t)) ist;

c2) für das Ableiten der Amplitude (A), der Phase 0 und eines Fehlerratenwertes (E) aus der angepaßten Cosinusschwingung (c(t)), wobei der Fehlerratenwert (E) die Zuverlässigkeit der erfaßten Zeit-Aktivitäts-Kurve (C(t)) repräsentiert; und

- VPA 82 P 741 äME c3) für das Vergleichen des Fehlerratenwertes (E) mit einem vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert (E*), und

d) eine Mldgebende Einrichtung (22), die für jede Lage (x,y) einen aus der angepaßten Cosinusschwingung (c(t)) abgeleiteten Parameter (A,0) darstellt, wenn der Fehlerratenwert (E) unter dem vorbestimmten maximalen Fehlerratenwert (E*) liegt.