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Hintergrund der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Technik der medizinischen
Herzbildgebung zu Diagnosezwecken. Sie findet insbesondere Anwendung
in Verbindung mit Computertomographie-Scannern und wird unter besonderer
Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, dass die
vorliegende Erfindung auch für
andere, ähnliche
Anwendungen offen ist, einschließlich anderer Bildgebungsmodalitäten wie
Magnetresonanzbildgebung (MRI), Elektronenstrahl-CT (EBCT) usw.
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Die
Herzbildgebung ist eine wichtige Anwendung in der medizinischen
diagnostischen Bildgebung. Derzeit gibt es eine Reihe verschiedener
Bildgebungsmodalitäten,
die sich mit der Aufgabe befassen, wie beispielsweise CT, MRI und
dergleichen. Ziel ist es, das Herz in einer oder mehreren gewählten Herzzyklusphasen
abzubilden. Dadurch können koronare
Herzerkrankungen, Wandbewegungsanomalien, Klappenanomalien und andere
Pathologien für
die Herzkranzarterien sichtbar gemacht werden. Es ist daher wünschenswert,
die verschiedenen Herzphasen von physiologischer Bedeutung genau zu
ermitteln und diese Phasen identifizieren zu können, wenn sich die Herzfrequenz
bei einem gegebenen Patienten verändert, sowie auch bei verschiedenen
Patienten, die sich hinsichtlich Alter, Geschlecht und physischer
Verfassung unterscheiden.
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Um
zu ermitteln oder festzulegen, warm sich das Herz in einer bestimmten
Phase des Herzzyklus befindet, verwenden früher entwickelte Verfahren üblicherweise
eine feststehende absolute Verzögerung oder
alternativ eine feststehende prozentuale Verzögerung ab einem auf einfache
Weise festgelegten Zeitpunkt im Herzzyklus (z.B. die R-Zacke in
der Elektrokardiogramm-(EKG-Wellenform). Werden diese Ansätze jedoch
erweitert, um Bilder mehrerer Phasen zu erzeugen, wird der Herzzyklus
dadurch in gleichmäßige Teile
unterteilt. Aufgrund der komplexen Bewegung des Herzens sind unterschiedliche Teile
des Herzzyklus in unterschiedlicher Weise durch Schwankungen bei
der Herzfrequenz betroffen. Das heißt beispielsweise, dass bei
einer zunehmend schnelleren Herzfrequenz der diastolische Teil des
Herzzyklus zunehmend kürzer
wird, während
der systolische Teil weitgehend unverändert bleibt. Folglich ist
die Verwendung einer feststehenden Verzöge rung (entweder einer absoluten
Verzögerung
oder eines Prozentsatz des Herzzyklus) nicht hinreichend geeignet,
dieselbe gewünschte
Phase von Zyklus zu Zyklus zu lokalisieren, wenn ein Patient während der Abtastung
eine sich dynamisch ändernde
Herzfrequenz aufweist. Dieser Ansatz wird umso schwieriger, wenn
er über
Patientenpopulationen mit unterschiedlichen physiologischen Merkmalen
hinweg angewendet wird. Weitere Schwierigkeiten treten auf, wenn
man eine Herzbildgebung mit feststehender Verzögerung unter Verwendung eines
Bildgebungsgeräts
vornimmt, das längere
Erfassungszeiten und strengere zeitliche Vorgaben hat (z.B. herkömmliche CT-Scanner).
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Im
Dokument
DE-A-198 11
360 wird ein medizinischer diagnostischer Bildgeber beschrieben, der
ein Bildgebungsgerät,
einen Bildprozessor und einen Monitor umfasst. EKG-Gating-Mittel
kompensieren den medizinischen diagnostischen Bildgeber bei uneinheitlichen
Veränderungen
des Herzzyklus eines Patienten entsprechend einer uneinheitlichen Verteilung
der Herzphasen beim Herzzyklus eines Patienten.
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Dementsprechend
betrachtet die vorliegende Erfindung ein neues und verbessertes
Verfahren zur Herzbildgebung, das die oben erwähnten und andere Probleme überwindet.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum EKG-Gating
für die Verwendung
in einem Bildgebungsgerät
wie im Anspruch 1 definiert geschaffen. Das Verfahren umfasst das Überwachen
des Herzzyklus eines Patienten sowie das Bestimmen einer Herzzyklusdauer
beim Patienten. Es wird eine gewünschte
interessierende Herzphase ausgewählt
und anhand eines Referenzpunkts im Herzzyklus eine Verzögerung festgelegt. Die
Verzögerung
ist eine Funktion, die eine nichtlineare Beziehung in Bezug auf
mindestens eine der gewählten
Herzphasen und die Herzzyklusdauer hat. Schließlich wird mit Hilfe der Verzögerung die
gewählte
Herzphase im Herzzyklus lokalisiert.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet ein medizinischer
diagnostischer Bildgeber wie im Anspruch 4 definiert ein Bildgebungsgerät, das den
Patienten abtastet, um Bilddaten vom Patienten zu erfassen. Ein
Bildprozessor empfängt
die Bilddaten vom Bildgebungsgerät und
rekonstruiert daraus eine Bilddarstellung des Patienten. Eine Bildaufbereitungseinrichtung
sorgt für die
Bilddarstellung in einem visuell erkennbaren Format. Ein EKG-Gating-Mittel
steuert mindestens entweder das Bildgebungsgerät oder den Bildprozessor so,
dass sich die erhaltene Bilddarstellung mit einer gewünschten
Herzphase des Patienten deckt. Das EKG-Gating-Mittel kompensiert
uneinheitliche Veränderungen
im Herzzyklus des Patienten entsprechend einer uneinheitlichen Verteilung
von Herzphasen im Herzzyklus des Patienten.
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Ein
Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die präzise Positionierung eines Erfassungsfensters,
um eine oder mehrere Herzphasen abzubilden.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Kompensierung
von Bewegungsartefakten in Herzbildern.
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Noch
ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die einheitlich
Erkennung und Abbildung der gleichen gewünschten Herzphase von Zyklus
zu Zyklus in einem Patienten, dessen Herzfrequenz sich während der
Bildgebungsabtastung dynamisch verändert.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist ihre Allgemeingültigkeit
für die
Verwendung bei mehreren Bildgebungsmodalitäten sowie ihre Anpassungsfähigkeit
für die
Verwendung bei Patienten unterschiedlicher Physiologie.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass
beim Abbilden von mehr als einer Herzphase Genauigkeit und Wiederholbarkeit erreicht
wird.
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Weitere
Vorteile und Nutzen der vorliegenden Erfindung werden dem Fachkundigen
beim Lesen und Verstehen der folgenden ausführlichen Beschreibungen der
bevorzugten Ausführungsformen ersichtlich
sein.
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Kurze Beschreibung der Zeichnungen
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Die
Erfindung kann aus verschiedenen Komponenten und Anordnungen von
Komponenten sowie verschiedenen Schritten und Anordnungen von Schritten
bestehen. Die Zeichnungen sollen lediglich die bevorzugten Ausführungsformen
veranschaulichen und sind nicht als Einschränkung der Erfindung auszulegen.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung, die einen CT-Scanner mit dynamischem
EKG-Gating entsprechend Aspekten der vorliegenden Erfindung darstellt;
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2 zeigt
ein Diagramm des Drucks gegenüber
der Zeit für
die Herzanatomie, das in Verbindung hiermit eine entsprechende EKG-Kurve
darstellt;
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3 zeigt
eine Zeitachse, die dynamische Algorithmus- oder Modellparameter
darstellt, welche gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung verwendet werden;
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4A zeigt
ein Diagramm einer gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung verwendeten Compliance-Kurve, dargestellt
mit dem Parameter B = 2,0; und
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4B zeigt
ein Diagramm einer gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung verwendeten Compliance-Kurve, dargestellt
mit dem Parameter B = 1,0.
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Ausführliche
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
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Bezug
nehmend auf 1 umfasst ein CT-Scanner 10 einen
ersten Gantryteil 12, der eine Untersuchungsregion 14 mit
einer sich in z-Richtung erstreckenden Zentralachse definiert. Am
ersten Gantryteil 12 ist ein rotierender Gantryteil 16 befestigt,
der sich um die Untersuchungsregion 14 dreht. Am rotierenden
Gantryteil 16 ist eine Quelle eindringender Strahlung 20,
wie beispielsweise eine Röntgenröhre, so
angeordnet, dass ein Strahlenbündel 22 die
Untersuchungsregion 14 durchquert, während sich der rotierende Gantryteil 16 dreht.
Eine Kollimator-Blenden-Baugruppe 24 formt das Strahlenbündel 22 zu
einem dünnen,
fächerförmigen Strahlenbündel und
blendet das Strahlenbündel 22 selektiv
ein und aus. Alternativ kann das fächerförmige Strahlenbündel 22 auch
elektronisch an der Quelle 20 ein- und ausgeblendet werden.
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Eine
Patientenauflage 30, beispielsweise eine Liege oder dergleichen,
trägt oder
stützt
anderweitig einen untersuchten oder abgebildeten Patienten 32 zumindest
teilweise innerhalb der Untersuchungsregion 14. Optional
werden in einem Spiral-Scanner oder einer Spiral-Betriebsart, während sich
der rotierende Gantryteil 16 dreht, die Auflage 30 und/oder
der erste Gantryteil 12 in z-Richtung relativ zueinander
verschoben, so dass der Patient 32 auf der Auflage 30 entlang
der z-Richtung relativ zur Quelle 20 verschoben wird. Auf
diese Weise folgt die Quelle 20 einem spiralförmigen Pfad
relativ zum Patienten 32.
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Beim
dargestellten Scanner der vierten Generation ist am ersten Gantryteil 12 ein
Ring aus Strahlungsdetektoren 40 um den Umfang der Untersuchungsregion 14 herum
angebracht. Alternativ wird ein Scanner der dritten Generation eingesetzt, bei
dem die Strahlungsdetektoren 40 am rotierenden Gantryteil 16 auf
einer der Quelle 20 gegenüberliegenden Seite der Untersuchungsregion 14 angebracht
sind, so dass sie den vom fächerförmigen Strahlenbündel 22 definierten
Bogen überspannen. Ungeachtet
der Konfiguration sind die Strahlungsdetektoren 40 so angeordnet,
dass sie die von der Quelle 20 emittierte Strahlung empfangen,
nachdem sie die Untersuchungsregion 14 durchquert hat.
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Bei
einer alternativen Ausführungsform
gibt es mehrere Sätze
von Strahlungsdetektoren 40, die sich in separaten entsprechenden
Parallelebenen befinden. Die Ebenen sind in z-Richtung voneinander abgesetzt.
Bei einem Scanner der vierten Generation wird diese Konfiguration
erreicht, indem mehrere Ringe (jeder Ring in z-Richtung vom anderen
abgesetzt) von Strahlungsdetektoren 40 um den Umfang der
Untersuchungsregion 14 herum am ersten Gantryteil 12 angebracht
sind. Ähnlich
werden bei einem Scanner der dritten Generation mehrere Bögen von Strahlungsdetektoren 40 eingesetzt.
Beim Einsatz von Mehrfachring- oder Mehrfachbogenkonfigurationen
ist das verwendete Strahlenbündel 22 beispielsweise
ein Kegelstrahlenbündel,
das dafür
vorgesehen ist, in zwei Dimensionen zu divergieren.
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Bei
einer Quellen-Fächergeometrie
werden in einem Bogen angeordnete Detektoren, die die aus der Quelle 20 austretende
Strahlung überspannen, gleichzeitig
in kurzen Zeitintervallen abgetastet, während sich die Quelle 20 hinter
der Untersuchungsregion 14 dreht, um eine Quellen-Fächeransicht
zu erzeugen. Bei einer Detektor-Fächergeometrie
wird jeder Detektor mehrmals abgetastet, während sich die Quelle 20 hinter
der Untersuchungsregion 14 dreht, um eine Detektor-Fächeransicht
zu erzeugen. Der Pfad zwischen der Quelle 20 und jedem
der Strahlungsdetektoren 40 wird als Strahlengang bezeichnet.
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Die
Strahlungsdetektoren 40 wandeln die detektierte Strahlung
in elektronische Daten um. Das bedeutet, jeder der Strahlungsdetektoren
erzeugt ein Ausgangssignal, das proportional zu der Intensität der empfangenen
Strahlung ist. Optional kann ein Referenzdetektor Strahlung detektieren,
die die Untersuchungsregion 14 nicht durchquert hat. Die
Differenz zwischen der Magnitude der vom Referenzdetektor und jedem
der Strahlungsdetektoren 40 empfangenen Strahlung liefert
einen Hinweis auf das Ausmaß der
Strahlungsdämpfung
entlang eines zu einem abgetasteten Strahlungsfächer gehörenden Strahlengangs.
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Bei
einer Detektor-Fächergeometrie
stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Strahlengangfächer dar,
dessen Scheitelpunkt an einem der Strahlungsdetektoren 40 über eine
kurze Zeitdauer vom Detektor erfasst wird, während sich die Quelle 20 hinter
der Untersuchungsregion 14 dreht. In einer Quellen-Fächergeometrie
stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Strahlengangfächer dar,
dessen Scheitelpunkt an der Quelle 20 durch gleichzeitige
Abtastung aller Detektoren erfasst wird.
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Üblicherweise
werden die erzeugten Ansichten oder Datenlinien der Strahlungsdetektoren 40 vom
CT-Scanner 10 erfasst und von einem Bildprozessor 50 verarbeitet.
Der Bildprozessor 50 empfängt abgetastete Daten und verschiebt
sie optional, um sie von einer Detektor-Fächergeometrie in eine Quellen-Fächergeometrie
oder umgekehrt umzuwandeln. Außerdem
wird eine optionale Welligkeitsfilterung durchgeführt. Wie
in der Fachwelt bekannt, erzeugt der Bildprozessor in jedem Fall
mittels bekannter Bildrekonstruktions- und Rückprojektionsverfahren Bilder
(vorzugsweise vom Herz des Patienten und/oder der umgebenden Anatomie)
aus den erfassten Ansichten oder Datenlinien. Genauer gesagt beinhaltet
die Bildrekonstruktion mathematische Bearbeitungen, bei denen jeder
Datensatz mit einer geeigneten Filter- oder Faltungsfunktion für das Ansichtsformat
gefaltet wird. Die gefalteten Datensätze werden vorzugsweise in
einen Bildspeicher 52 zurückprojiziert. Schließlich ruft
ein Videoprozessor 54 selektiv Schichten, Projektionen,
dreidimensionale (3D) Renderings und andere Bildinformationen aus dem
Bildspeicher 52 ab und formatiert eine Bilddarstellung
in geeigneter Weise für
die Anzeige in einem visuell erkennbaren Format auf einem Videomonitor 56 oder
einer anderen Bildaufbereitungseinrichtung.
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Ein
EKG-Gating-Mittel 58 beinhaltet einen EKG-Monitor 60 (vorzugsweise
digital), der über
Kabel angeschlossen EKG-Daten vom Patienten 32 erfasst.
Alternativ kann das Herz über
eine andere Vorrichtung wie einen Echo-Herzmonitor, einen Ultraschall-Herzmonitor,
einen Herztonmonitor, ein Pulsoximeter usw. überwacht werden.
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Weiter
Bezug nehmend auf 2 wird ein Diagramm des Drucks
gegenüber
der Zeit für
eine Herzanatomie in Verbindung mit einer entsprechenden EKG-Kurve 70 gezeigt.
Die Kurve 72 stellt den Aortendruck in Bezug auf die Zeit
dar, die Kurve 74 den linksventrikulären Druck in Bezug auf die
Zeit und die Kurve 76 den linksatrialen Druck in Bezug
auf die Zeit. Auf der Kurve sind die Anfangs- und Endpunkte sowohl
der systolischen als auch der diastolischen Phasen des Herzzyklus
markiert. Wie in 2 gezeigt entsprechen die Zeiten
t1 bis t4 Folgendem:
- – der Zeitpunkt t1 markiert
das Ende der diastolischen Phase des Herzzyklus und den Beginn einer
isovolumischen Kontraktion, wobei t1 auch mit dem Schließen der
AV-Klappen zeitlich zusammenfällt,
welcher Vorgang an Punkt 76a auf der Kurve 76 gezeigt
wird,
- – der
Zeitpunkt t2 markiert den Beginn der systolischen Phase des Herzzyklus,
wobei t2 auch mit dem Öffnen
der Aortenklappe zeitlich zusammenfällt, welcher Vorgang an Punkt 72a auf
der Kurve 72 gezeigt wird,
- – der
Zeitpunkt t3 markiert das Ende der systolischen Phase des Herzzyklus
und den Beginn einer isovolumischen Relaxation, wobei t3 auch mit dem
Schließen
der Aortenklappe zeitlich zusammenfällt, welcher Vorgang an Punkt 72b auf
der Kurve 72 gezeigt wird, und
- – der
Zeitpunkt t4 markiert den Beginn der diastolischen Phase de Herzzyklus,
wobei t4 auch mit dem Öffnen
der AV-Klappen zeitlich zusammenfällt, welcher Vorgang an Punkt 76b auf
der Kurve 76 gezeigt wird.
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Ferner
sind verschiedene Teile der Kurve 70 gekennzeichnet, einschließlich der
P-, Q-, R-, S- und T-Zacke. Die R-Zacke kennzeichnet den Beginn
der isovolumischen Kontraktionsphase oder -periode. Für die vorliegenden
Zwecke wird hierin auf den Herzzyklus als an einer R-Zacke beginnend
und an der nächstfolgenden
R-Zacke endend Bezug genommen. Das heißt, jeder Herzzyklus beginnt
an einem R-Zackenpeak und endet am nächstfolgenden R-Zackenpeak.
Man kann jedoch einen alternativen Referenzpunkt im Herzzyklus wählen, wobei
die Herzzyklusdauer die Zeit zwischen benachbarten Referenzpunkten
ist. Das Zeitverhalten jedes in 2 gezeigten
Ereignisses bezieht sich auf ein gesundes Herz, dam mit etwa 75
Schlägen
pro Minute schlägt. 2 zeigt
einen vollständigen
Herzzyklus.
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Anhand
historischer Daten und anderer Quellen wurden einige grundlegenden
Eigenschaften oder Muster in Bezug auf die Weise beobachtet, in der
EKG-Signale der Bewegung des Herzens entsprechen, sowie auf die
Weise, wie verschiedene Herzphasen durch Schwankungen der Herzfrequenz und
Abweichungen über
Patientenpopulationen hinweg beeinflusst werden. Es wurde beispielsweise
beobachtet, dass ungefähr
das erste Drittel des Herzzyklus die systolische Phase ist, bei
der sich das Herz aktiv zusammenzieht, um das Blut in die Aorta
zu pumpen (z.B. entsprechen bei einer Person mit einer Herzfrequenz
von 60 Schlägen
pro Minute die ersten 300-400 Millisekunden des Herzzyklus der systolischen
Phase). Außerdem
wird bei einem gegebenen Patienten bei einer Änderung der Herzfrequenz die diastolische
Herzphase stärker
beeinflusst als die systolische Herzphase beeinflusst (d.h., sie
weist eine größere Schwankung
in ihrer Dauer auf). Das bedeutet, dass ein Anstieg oder Abfall
der Herzfrequenz nicht notwendigerweise zu einer linearen Stauchung
oder Dehnung der EKG-Kurve 70 führt. Zudem gibt es während der
diastolischen Phase des Herzzyklus zwei Teilphasen, die man als
schnelle Füllungsphase
(Rapid Filling; RF) und Anspannungsphase (atriale Systole; AS) bezeichnet.
Man hat beobachtet, dass bei normalen jüngeren Patienten die RF-Phase
dominiert und umgekehrt bei älteren
Patienten oder Patienten mit bestimmten Arten einer Herzerkrankung
die AS-Phase dominiert. Weiterhin sollte jede in einem Herzzyklus
abgebildete Phase vorzugsweise vollständig innerhalb eines R-Zacken-Intervalls
liegen, d.h., die letzte abgebildete Phase sollte nicht das nächste R-Zacken-Intervall kreuzen
oder es überlappen.
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Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wurde ein dynamischer Algorithmus oder
ein dynamisches Modell entwickelt, das optional teilweise auf den
oben dargelegten beobachteten Eigenschaften oder Muster basiert.
Der dynamische Algorithmus oder das dynamische Modell dient dazu,
eine oder mehrere gewünschte
Herzphasen bei Schwankungen der Herzfrequenz genau und konsistent
zu ermitteln. Darüber
hinaus lässt
sich das Modell problemlos an verschiedene Patientenpopulationen
anpassen. Vorzugsweise wird das Modell über eine Softwarekonfiguration,
eine Hardwarekonfiguration oder eine Kombination aus beidem implementiert.
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Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
besteht das Ziel darin, eine oder mehrere gewünschte Herzphasen zwecks Abbildung
zu ermitteln, zum Beispiel so genannte Ankerphasen wie die mittelsystolische
Phase und die mitteldiastolische Phase oder optional eine Vielzahl
dazwischen liegender Phasen. Aufgrund einer fehlenden eindeutigen
Signatur im EKG-Signal an diesen Stellen ist es mit früher entwickelten
Verfahren schwierig, diese Phasen konsistent von Zyklus zu Zyklus
zu lokalisieren, weil sich die Herzfrequenz im Laufe der Zeit dynamisch
verändert. Weitere
Probleme treten bei dem Versuch auf, diese Herzphasen über verschiedene
Patientenpopulationen hinweg zu lokalisieren. Beispielsweise wird
der Beginn der diastolischen Phase als irgendwann nach der T-Zacke
dargestellt, wobei es jedoch keine eindeutige Signatur in der EKG-Kurve
gibt, um diese Phase zu identifizieren. Selbst wenn die verschiedenen
Herzfrequenzphasen für
eine gegebene Herzfrequenz und für
eine gegebene Patientenpopulation identifiziert sind, ändert sich
das mit Schwankungen bei der Herzfrequenz und/oder Veränderungen
bei der Patientenpopulation.
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Der
dynamische Algorithmus oder das dynamische Modell gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung, das die gewünschte Herzphase bzw. die gewünschten
Herzphasen genau und konsistent identifiziert, kann folglich im
Hinblick auf die in 3 gezeigte beispielhafte Zeitachse
nachvollzogen werden. Die Zeitachse in 3 zeigt
einen vollständigen Herzzyklus
von R-Zackenpeak zu R-Zackenpeak, wobei „R" jeden R-Zackenpeak darstellt. Der Parameter „rx" stellt die momentane
Herzzyklusdauer oder Herzzyklusperiode vorzugsweise in Millisekunden
dar. Das heißt,
rx ist das Inverse der Herzfrequenz oder Herzschlagfrequenz. Demzufolge
variiert rx, wenn sich die Herzfrequenz mit der Zeit verändert. Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
wird rx berechnet, festgelegt oder anderweitig vom EKG-Monitor 60 erlangt.
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Die
Parameter „L" und „W" stellen jeweils
die Latenz und das Erfassungsfenster dar, beides vorzugsweise in
Millisekunden. Latenz ist die Zeit, die von der Auffor derung zum
Starten des Abbildungsvorgangs bis zum eigentlichen Beginn der Bilddatenerfassung
vom CT-Scanner 10 oder anderen verwendeten Bildgebungsgeräten vergeht.
Das Erfassungsfenster ist die erforderliche Zeitdauer, um genügend Daten
vom CT-Scanner 10 oder anderen verwendeten Bildgebungsgeräten zu erfassen,
so dass das gewünschte
Bild rekonstruiert werden kann. Bei einer spiralförmigen oder
retrospektiven Anwendung definiert das Fenster den Teil der erfassten
Bilddaten, der der gewünschten
Phase entspricht.
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Die
Werte der Parameter L und W werden vorzugsweise vorgegeben oder
anderweitig je nach verwendetem Bildgebungsgerät und verwendeter Bildgebungsmodalität ausgewählt. Im
Fall einer Null-Latenz-Erfassung in Echtzeit beispielsweise sind
L und W jeweils Null. Indem man die Werte der Parameter L und W
entsprechend anpasst, lässt
sich der dynamische Algorithmus oder das dynamische Modell in jedem
Fall auf das jeweilige Bildgebungsgerät und/oder die verwendete Bildgebungsmodalität der Wahl
abstimmen.
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Der
Parameter „D" ist die errechnete
oder anderweitig ermittelte Verzögerung,
die eine gewünschte
Herzphase identifiziert oder zu deren Abbildung führt. Mathematisch
wird die Verzögerung
D vorzugsweise durch folgende Gleichung angegeben: D(rx, px) = px·[HCT0 + C(px)·(rx – HCT0)] – W/2 – L (1),wobei „HCT0" eine Referenzherzfrequenz
darstellt, vorzugsweise eine erwartete durchschnittliche oder mittlere
Herzfrequenz. Optional ist HCT0 ein anpassbarer Parameter, der basierend
auf der jeweiligen Anwendung und/oder den jeweiligen Umständen gesetzt
oder ausgewählt
wird.
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Gemäß Gleichung
(1) ist D eine Funktion von rx und „px", wobei px eine Variable ist, die die
gewünschte
zu lokalisierende und/oder abzubildende Herzphase darstellt. Vorzugsweise
ist px eine Variable mit einem Wert von 0 bis 1, wobei 0 die Herzphase gleich
zu Beginn des Herzzyklus und 1 die Herzphase ganz am Ende des Herzzyklus
darstellt. Wenn px verändert
oder ausgewählt
wird, um die gewünschten
Phasen des Herzzyklus zu lokalisieren und/oder abzubilden, wird
demgemäß basierend
auf der momentanen Herzzyklusdauer und der (nachfolgend beschriebenen) Übereinstimmung
für den
gewählten px-Wert
eine Verzögerung
D für die
entsprechende Herzphase berechnet. Anschließend kann von Zyklus zu Zyklus
jeder errechnete D-Wert verwendet werden, um die entsprechende Herzphase
genau und konsistent zu identifizieren, zu lokalisieren und/oder
abzubilden.
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Eine
der Komponenten der Gleichung (1) ist der Übereinstimmungsausdruck (Compliance-Term) C(px).
Die 4A und 4B sind
Diagramme beispielhafter Compliance-Kurven in Bezug auf px. Vorzugsweise
wird die Compliance-Kurve mathematisch durch folgende Gleichung
angegeben: C(px) = [1 – A(1 – px)B] (2),wobei „A" und „B" vorzugsweise anpassbare
Faktoren oder Parameter für
einen Übereinstimmungsabgleich
sind. Beispielsweise zeigt die durch Gleichung (2) definierte Compliance-Kurve
mit A = 1,0 und B = 2,0, dass, wenn px nahe Null ist, der Wert der Übereinstimmung
sehr klein ist und folglich ein absolut feststehendes Verzögerungsmodell
erreicht wird (4A). Dies steht im Einklang
mit der zuvor erwähnten
Eigenschaft, dass sich bei einer Änderung der Herzfrequenz die
systolische Phase, zumindest im Vergleich zur diastolischen Phase,
nicht sehr verändert.
Steigt andererseits der px-Wert an und kommt man in die diastolische
Phase, emuliert die Kurve tatsächliche
physiologische Zustände
in dieser Region insofern genauer, als die diastolische Phase bei Änderungen
der Herzfrequenz stärker
beeinflusst wird. Die Parameter A und B in der obigen Compliance-Gleichung
bestimmen die Form der Compliance-Kurve C(px).
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In
dem obigen Beispiel ist A = 1,0 und B = 2,0. Bezug nehmend auf 4B wird
eine weitere beispielhafte Compliance-Kurve mit A = 1,0 und B = 2,0
gezeigt. Folglich ergibt sich aus Gleichung (2) oben, dass durch Ändern der
Parameter A und B der dynamische Algorithmus oder das dynamische
Modell benutzt werden kann, um für
eine Anpassung an unterschiedliche physiologische Eigenschaften
und unterschiedliche Bildgebungsmodalitäten zu sorgen. Das heißt, dass
sich der dynamische Algorithmus oder das dynamische Modell beispielweise
durch Ändern
der Parameter A und B an unterschiedliche physiologische Fälle anpassen
lässt.
Wie oben beschrieben können
Herzphasen basierend auf der Patientenpopulation variieren. Die
beiden oben beschriebenen physiologischen Fälle weisen einen auf Alter oder
bestimmten Herzzuständen
basierenden Unterschied auf. Bei den beiden verschiedenen Populationen
sind die interessierenden diastolischen Phasen unterschiedlich,
d.h. eine der beiden Ankerphasen befindet sich an einer anderen
Stelle. Bei jüngeren Patienten
liegt sie gegen Ende der diastolischen Periode, während sie
bei älteren
Patienten näher
zur Mitte der diastolischen Periode liegt. Dieses Modell lässt sich
problemlos an solche Änderungen
anpassen. Beispielsweise funktioniert das Modell gut beim nor malen
jungen Patienten, bei dem die diastolische Phase durch eine „schnelle
Füllung" dominiert wird, indem
man den Parameter B beispielsweise gleich 2,0 setzt, während bei älteren Patienten
eine Änderung
des Parameters B beispielsweise auf 1,0 im Allgemeinen besser zu
deren physiologischer Verfassung passt.
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Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
wird der dynamische Algorithmus oder das dynamische Modell in einer
Vorrichtung realisiert. Dabei wird das obige Modell optional als
ein 2-Parameter-Modell für eine
gegebene Herzzyklusphase neu dargestellt. Auf diese Weise wird die
obige Gleichung (1) dann vorzugsweise umgeschrieben zu: D(rx) = rx(PD/100) + DO (3),wobei PD = rund(100P·C(P)) (4)und DO = rund[HCT0·p·(1 – C(P)) – (W/2) – L] (5),wobei „P" der ausgewählte oder
anderweitig gewählte
Wert von px ist, der die gewünschte
oder gewählte Herzphase
darstellt, und die Funktion „rund" eine Funktion ist,
die das Argument oder den Wert, mit dem sie arbeitet, auf eine bestimmte
Stelle abrundet. Die basierend auf der obigen Gleichung (3) errechnete
oder anderweitig bestimmte endgültige
Verzögerung
D für eine
bestimmte gewünschte
Phase ist nun eine lineare Kombination zweier Parameter „PD" und „DO", die jeweils eine
prozentuale Verzögerung
aus 100% sowie einen Verzögerungsversatz
(vorzugsweise in Millisekunden) darstellen. Bei dieser Implementierung
lässt sich
das Modell problemlos in eine Vorrichtung integrieren (z.B. ein
EKG-Gerät), wobei sich
die Parameter PD und DO basierend auf der jeweiligen interessierenden
Herzphase ändern.
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In
jedem Fall gibt es zahlreiche Herzbildgebungsanwendungen, die von
dem oben beschrieben dynamischen Algorithmus oder dynamischen Modell profitieren.
Es werden nun einige herkömmliche CT-basierte
Anwendungen ohne Einschränkung
der Allgemeingültigkeit
beschrieben.
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Zum
Abbilden des Herzens werden CT-Scanner üblicherweise in zwei Betriebsarten
benutzt, wobei ein Ansatz axial prospektiv synchronisierte Abtastungen
(Axial Prospective Gated Scans; APGS) und ein anderer spiralförmig retrospektiv
synchronisierte Abtastungen (Spiral Retrospective Gated Scans; SRGS)
verwendet. Beim APGS werden die Bilder in der so genannten Axialabtastbetriebsart
erfasst und mit der spezifischen interessierenden Phase synchronisiert.
Häufig
ist das Ziel, die Herzphase mit der geringsten Bewegung zu ermitteln.
Dies ermöglicht
eine bessere Abbildung des Herzens mit nur minimalen Bewegungsartefakten.
Es wird für
eine zuverlässige
Verkalkungsfrüherkennung verwendet.
Die Herausforderung besteht darin, dass sich die Herzfrequenz des
Patienten 32 während
der Abtastdauer verändert
und es schwierig ist, das Herz bei aufeinanderfolgenden Zyklen in
derselben Phase abzubilden. Mit Hilfe des Ansatzes der vorliegenden Erfindung
wird dieses Problem beträchtlich
verringert. Ist das Ziel beispielsweise, Bilder während der enddiastolischen
Phase zu erfassen, können
die Parameter PD und DO errechnet und als Eingabe verwendet werden,
um dann basierend auf der aktuellen Herzfrequenz zum geeigneten
Zeitpunkt einen Auslöseimpuls
zu erzeugen.
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Beim
SRGS werden die Bilder in der so genannten Spiralbetriebsart erfasst.
Die Abtastdaten werden mit dem EKG-Signal markiert. Hier ist das Ziel,
die entsprechenden mehrfachen Phasen des Herzens automatisch zu
ermitteln. Wie oben erörtert könnten die
Ankerphasen beispielsweise die mittelsystolische und die mitteldiastolische
Phase sein. Das oben vorgeschlagene Modell kann verwendet werden,
um diese Stellen zu lokalisieren. Nach der Identifizierung kann
das Herz bei mehreren Phasen des Herzzyklus rekonstruiert werden.
Eine der Phasen, beispielsweise die mitteldiastolische Phase, wird
dann benutzt, um die Herzkranzarterien direkt auf Stenose zu analysieren.
Andererseits könnten mehrere
Herzphasen herangezogen werden, um Wandbewegungsanomalien, Klappenanomalien, Auswurffraktionen
und andere kritische Herzparameter zu untersuchen.
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In
der Lage zu sein, eine Herzphase bei einem Patienten genauer und
zuverlässiger
zu ermitteln, ermöglicht
auch eine funktionale Bildgebung, bei der eine bestimmte Herzphase
näher auf
gewisse Anomalien hin untersucht werden kann. Diese Herzphase kann
beim Patienten über
einen Zeitraum hinweg bei Folgebesuchen des Kardiologen ermittelt werden.
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Bei
alternativen Ausführungsformen
der Erfindung werden verschiedene Parameter verwendet, um verschiedene
Compliance-Kurven zu definieren, die verschiedene Abweichungen bei
Patienten basierend auf Alter, Herzerkrankung, Geschlecht usw. simulieren.
Die Compliance-Kurve wird auch angepasst, um Betrachtungsänderungen
beim Abbilden unterschiedlicher Teile des Herzens zu berücksichtigen,
die sich unterschiedlich bewegen. Ein Sonderfall des oben verallgemeinerten
Modells sind die zum Abbilden der längsten stationären Herzphase
errechneten Verzögerungen.
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Wieder
auf 1 zurückkommend
wird eine bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung für
ein prospektives EKG-Gating gezeigt. Eine Benutzer schnittstelle 80 dient
dazu, die Auswahl der Modellparameter W, L, HCT0, P, A und B zu
ermöglichen.
Optional werden die Parameter manuell durch den Bediener über die
Schnittstelle 80 eingestellt. Alternativ gibt der Bediener
anwendungskonsistente Faktoren (z.B. Patientendaten, Bildgebungsgerät, Bildgebungsmodalität und die
interessierende Herzphase) ein, und die Modellparameter werden automatisch
beispielsweise aus einer Nachschlagetabelle 82 ausgewählt.
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Anschließend werden
die Modellparameter weitergegeben. P, A und B werden in einen Compliance-Prozessor 84 eingegeben,
der C(P) entsprechend Gleichung (2) errechnet oder anderweitig bestimmt.
Dann werden W, L, HCT0, P und C(P) in einen Parameterprozessor 86 eingegeben,
der PD und DO entsprechend Gleichung (5) und (6) errechnet oder
anderweitig bestimmt. Nun werden die Parameter PD und DO zusammen
mit der momentanen, vom EKG-Monitor 60 erhaltenen Herzzyklusdauer
oder -periode rx in einen Verzögerungsprozessor 88 eingegeben.
Basierend auf der entsprechenden Eingabe wird die Verzögerung D
für die
interessierende Herzphase vom Verzögerungsprozessor 88 entsprechend
Gleichung (3) errechnet oder anderweitig bestimmt.
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Die
Verzögerung
D vom Verzögerungsprozessor 88 und
die EKG-Kurve 70 vom EKG-Monitor 60 werden einer
Abtaststeuerung 90 zugeführt. Die Abtaststeuerung 90 steuert
den Betrieb des CT-Scanners 10 in Reaktion auf die EKG-Kurve 70 und
die Verzögerung
D. Genauer gesagt löst
die Abtaststeuerung 90 nach einer Verzögerungsperiode D im Anschluss
an jeden R-Zackenpeak den Betrieb des Scanners 10 aus,
so dass die zum interessierenden Herzzyklus gehörenden Bilddaten vom CT-Scanner 10 erzeugt
und von den Detektoren 40 erfasst werden. Das heißt, der
Scanner 10 wird veranlasst in Betrieb zu gehen oder Daten
zu erzeugen, wenn sich das Herz in der gewünschten Phase befindet. Auf diese
Weise wird das Bildgebungsgerät
so synchronisiert, dass das erfasste Bild dem Zeitpunkt entspricht,
zu dem sich das Herz in der gewünschten
interessierenden Phase befindet.
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Bei
einer alternativen bevorzugten Ausführungsform wird der dynamische
Algorithmus oder das dynamische Modell gemäß vorliegender Erfindung retrospektiv
angewandt. Das heißt,
die Bilddaten werden während
des gesamten Herzzyklus kontinuierlich erfasst und gespeichert.
Beim Erfassen werden die Bilddaten mit der EKG-Kurve 70 vom
Monitor 60 korreliert und markiert. Anschließend wird das
Modell verwendet, um die verschiedenen Herzphasen, die den markierten
Daten entsprechen, zu lokalisieren und/oder zu identifizieren. Auf
diese Weise kann die gewünschte
interessierende Herzphase mit Hilfe der vom Modell ermittelten oder
lokalisierten Daten selektiv zu visuell erkennbaren Bildern rekonstruiert
werden.
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Text in den Zeichnungen
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Figur
1
| Image processor | Bildprozessor |
| Image memory | Bildspeicher |
| Video | Videosignal |
| ECG | EKG |
| ECG waveform | EKG-Kurve |
| Scan controller | Abtaststeuerung |
| Delay processor | Verzögerungsprozessor |
| Parameter processor | Parameterprozessor |
| Look up table | Nachschlagetabelle |
| User interface | Benutzerschnittstelle |
Figur
2
| Pressure | Druck |
| Time (seconds) | Zeit (Sekunden) |
| Atrial systose | Atriale Systose |
| Isovol. contract | isovolumische Kontraktion |
| Reduced ejection | Verringerter Auswurf |
| Isovol. relax. | Isovolumische Relaxation |
| Rapid filling | schnelle Füllungsphase |
| Reduced filling | verringerte Füllung |