(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2024-12-19
(54)【発明の名称】核医学断層撮影画像から心筋血流を定量化する方法
(51)【国際特許分類】
G01T 1/161 20060101AFI20241212BHJP
G06T 7/00 20170101ALI20241212BHJP
【FI】
G01T1/161 D
G06T7/00 612
【審査請求】未請求
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2024534224
(86)(22)【出願日】2022-12-14
(85)【翻訳文提出日】2024-08-02
(86)【国際出願番号】 PT2022050033
(87)【国際公開番号】W WO2023113630
(87)【国際公開日】2023-06-22
(32)【優先日】2021-12-15
(33)【優先権主張国・地域又は機関】AR
(81)【指定国・地域】
(71)【出願人】
【識別番号】524215465
【氏名又は名称】フンダシオン セントロ ディアグノスティコ ヌクレアル
(71)【出願人】
【識別番号】524215476
【氏名又は名称】コミシオン ナシオナル デ エネルギア アトミカ
(71)【出願人】
【識別番号】511102309
【氏名又は名称】ウニベルシダージ デ コインブラ
【氏名又は名称原語表記】UNIVERSIDADE DE COIMBRA
(74)【代理人】
【識別番号】110000338
【氏名又は名称】弁理士法人 HARAKENZO WORLD PATENT & TRADEMARK
(72)【発明者】
【氏名】ナミアス,マウロ
(72)【発明者】
【氏名】パラウ サン ペドロ,アレイ
(72)【発明者】
【氏名】ホセ ペナ アフォンソ デ アブルンオサ,アンテロ
【テーマコード(参考)】
4C188
5L096
【Fターム(参考)】
4C188EE02
4C188FF04
4C188KK24
4C188MM04
5L096AA09
5L096BA06
5L096BA13
5L096FA32
(57)【要約】
核医学の単一の静止断層撮影画像から心筋血流(F)を定量化する方法であって、前記断層撮影画像を処理する段階と、前記心筋血流を計算する段階とを含み、前記放射性トレーサの血中濃度の放射能対時間濃度曲線の積分を単一の時間サンプリング点から計算する方法。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
核医学断層撮影画像から心筋血流を定量化する方法であって、断層撮影画像を取得および再構成する予備段階Bと、前記断層撮影画像を処理する段階Cと、前記心筋血流を計算する段階Dとを含み、
前記予備段階Bは、以下のステップ:
B1)心臓の体積断層撮影画像を取得するステップ;
B2)個体に放射性トレーサを投与するステップA3)の放射性トレーサ投与開始から前記ステップB1)の前記静止断層撮影画像の取得開始までの経過時間Tを秒単位で記録するステップ;
B3)前記ステップB1)で取得した画像を再構成するステップ;を含み、本方法から除外される段階であり;
前記方法は、
前記断層撮影画像を処理する前記段階Cが、次のステップ:
C1)臨床用途に応じて、ステップB3)の再構成された画像において、左心室、上行大動脈、または隣接組織からの干渉を最小限に抑えて血中放射能濃度をサンプリングできる他の関心領域を分割し、ステップC2)に基づいて前記心筋を分割するステップ;
C2)前記臨床用途に応じて、前記心筋を単一の関心領域として維持するか、または前記心筋を関心サブ領域に分割し、前記関心サブ領域は血管領域、心臓セグメント、および他のボクセルの組み合わせからなる群から選択される;
C3)前記ステップC1)およびC2)で分割された関心領域および関心サブ領域のボクセルの平均値を、次式に基づいて計算および記録するステップ:
【数1】
ここで:
V
mは、前記ステップC1)およびC2)で定義された前記関心領域に属するN個のボクセル値の平均値であり;
V
iは、前記関心領域に属する単一のボクセルの値である;を含み、
前記計算する段階Dは、次のステップ:
D1)前記放射性トレーサの入力関数(血中放射能濃度対時間)を、次式を使用して調整するステップ:
【数2】
ここで:
Ca(t)は、前記ステップC3)で得られた、前記左心室、前記上行大動脈、または時間t=Tにおける動脈放射能の濃度を示す隣接組織からの干渉を最小限に抑えて血中放射能濃度をサンプリングできる他の関心領域の、放射能の濃度の平均値であり;
Aは調整される変数であり;
Tは、前記ステップB2)で記録された前記放射性トレーサの投与後時間であり;
また、bは出力係数であり、当該出力係数bの値は0より大きく、使用される放射性トレーサおよび心筋灌流試験が実施される条件を決定するステップA1)で定義された試験の条件に基づく;
D2)前記ステップD1)の式を使用して、前記入力関数の前記係数Aを、次式を使用して計算するステップ:
【数3】
ここで、Tは、前記ステップB2)で記録された前記放射性トレーサの投与後時間である;
D3)K1と呼ばれる前記心筋への前記放射性トレーサの入力定数を、[ml/min/g
tissue]の単位で、次式を使用して計算するステップ:
【数4】
ここで:
mは、前記放射性トレーサ、予備段階Aの前記心筋灌流試験の前記条件、および試験される集団に基づく係数であり;
また、Cm(T)は、前記ステップC2)で得られた前記心筋についての放射能濃度の平均値である;
D4)[ml/min/g
tissue]で測定されるFと呼ばれる前記心筋血流を、少なくとも1×10
-3ml/min/gの許容値が達成されるまで、次式を使用して反復計算するステップ:
【数5】
ここで:
αおよびβは、前記心筋灌流放射性トレーサに基づく係数であり;
また、項α+β・Fは、多重毛細血管に適応したRenkin-Croneモデルの表面透過率積である、
を含むことを特徴とする、心筋血流を定量化する方法。
【請求項2】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記左心室を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは完全な前記心筋を含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項3】
前記ステップC1)の前記領域は、前記左心室を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、3つの前記血管領域を含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項4】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記左心室を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは17の前記心臓セグメントを含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項5】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記左心室を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは前記心筋の各ボクセルを含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項6】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記上行大動脈を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは完全な前記心筋を含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項7】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記上行大動脈を含み、
前記ステップC2)の前記領域は好ましくは3つの前記血管領域を含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項8】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記上行大動脈を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは17の前記心臓セグメントを含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項9】
前記ステップC1)の前記領域は、好ましくは前記上行大動脈を含み、
前記ステップC2)の前記領域は、好ましくは前記心筋の各ボクセルを含むことを特徴とする請求項1に記載の心筋血流を定量化する方法。
【請求項10】
前記方法はデータ処理システムで実施されることを特徴とする請求項1から9のいずれかに記載の心筋血流を定量化する方法。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【0001】
本発明は、陽電子放出断層撮影法(PET)、単一光子放出コンピュータ断層撮影法(SPECT)などの核医学断層撮影画像から心筋血流(F)を定量化する方法に関し、放射性トレーサの放射能濃度の画像を再構成することができる他の核イメージングモダリティに関するものである。
【0002】
本発明は、核医学の静止断層撮影画像からFを定量化することを可能にする。
〔本発明の技術分野〕
【0003】
本発明が属する技術分野は、核医学の診断画像に基づく動物、特にヒトの生理学的パラメータの定量化である。
〔技術の現状と解決すべき問題〕
【0004】
心筋血流(F)を定量化するための最新技術では、この運動パラメータ(1分間に組織1gあたりミリリットルの血液)の推定にコンパートメントモデリングを使用している。コンパートメントモデルは一組の連立微分方程式からなり、各コンパートメントはトレーサの化学状態または空間的位置(例えば、細胞外空間、細胞内空間、遊離トレーサ、代謝トレーサなど)を表す。特定の試験ごとに、モデル予測と測定データ間の誤差を最小化するコンパートメント間の移動係数(運動パラメータ:K1、K2、K3、K4など)が推定される。
図1に2つのコンパートメントモデルの例を示す。
【0005】
これらのモデルには、モデルの入力関数および出力関数(放射能濃度対時間曲線)の知識が必要である。入力曲線は一般に動脈血濃度(Ca)を表し、出力曲線は血流を推定したい関心領域の濃度を表し、これらは動的イメージングから得られる。
【0006】
核医学では、心筋灌流試験において、左心室および心筋のイメージング(すなわち関心領域)におけるそれぞれの放射能濃度の測定値から、Ca(t)および心筋濃度(Cm(t))を経時的に定量化するために、動的PETまたはSPECT断層イメージング(3Dイメージングの時間的シーケンス)が使用される。活性-時間濃度曲線の例を
図2に示す。
【0007】
コンパートメントモデルの完全な解は、K2=0の単一のコンパートメントモデルを考慮することで簡略化できる[Yoshida K, Mullani N and Gould K L 1996 Coronary flow and flow reserve by PET simplified for clinical applications using rubidium-82 or nitrogen-13-ammonia J. Nucl.Med.37 1701-12]。この場合、次式が提案される:
式1:
【数1】
【0008】
ここで、Eは心筋における放射性トレーサの抽出率、Fは心筋血流、Cm(t)は放射性トレーサの投与後の時間tにおける心筋における放射性トレーサの取り込みであり、Ca(t)は時間の関数としての血液中の放射性トレーサの放射能濃度(すなわち動脈放射能濃度)である。抽出率Eは、使用した放射性トレーサの組織透過性(PS)に依存し、血流の関数である。Eは、Renkin-Croneモデルを使用して、次式に基づいてモデル化することができる:
式2:
【数2】
【0009】
心筋血流は、抽出率Eを考慮したK1から次式に基づいて得ることができる[Bailing Hsu.PET tracers and techniques for myocardial blood flow measurement in patients with coronary artery disease.The Journal of Biomedical Research, 2013, 27(6):452-459. doi:10.7555/JBR.27.20130136]:
式3:
【数3】
【0010】
この簡略化されたモデルは、より複雑なコンパートメントモデルと優れた相関性を示した。[Chang C. Y., Hung G. U., Hsu B., Yang B. H., Chang C. W., Hu L. H., Huang W. S., Wang H. E., Wu T. C. and Liu R. S. 2020.Simplified quantification of 13N-ammonia PET myocardial blood flow: A comparative study with the standard compartment model to facilitate clinical use. J. Nucl.Cardiol.27.819-28: doi.org/10.1007/s12350-018-1450-1]に基づくと、さらに簡略化できる。
【0011】
この論文では、Ca(t)の積分を推定するためにt=0からt=2分の間の静止画像を用い、Cm(t)を推定するためにt=2分からt=5分の間の別の静止画像を用い、市販のソフトウェアHeartSeeRで利用可能な実装を使用した。この簡略化も、より複雑なコンパートメントモデルによって推定された血流値との良好な相関を示した。
【0012】
実際には、検出器が180度(またはそれ以上)の円弧上に配置されたSPECTシステムがすでに存在し、あらゆる角度で同時に心臓の動的断層撮影画像を取得することが可能である[特許:TWI611795B、US7683331B2、CN100374877C、US6504157B2、US7968851B2、US7705316B2など]。現在使用されている、あるいは販売されている、ヘッドが1つまたは2つの従来のSPECTシステムの大部分は、動的断層撮影画像の取得ができないか、あるいは検出器の移動のために非常に限られた時間分解能を有している。このため、従来のSPECTシステムでは、動的断層撮影イメージングの取得、および心筋血流の定量化が困難であった。
【0013】
特許第4895080B2では、この問題に対する解決策が提案されており、この解決策では、Cm(t)の決定のために、異なる時間(t1、t2)に取得された心臓の2つの静止SPECT画像が使用され、血漿中の放射性トレーサの放射能濃度について補正がなされた患者からの血液の連続抽出物からCa(t)を得る。
【0014】
血液サンプルの採取は、臨床用途には侵襲的で非現実的な手順であることに留意すべきである。このような背景とは異なり、本発明では、Ca(t)およびCm(t)の測定は、所定の時間における単一の静止断層撮影画像から実施されるため、イメージング技術の手順が簡略化される。
【0015】
[van den Hoff J., Lougovski A., Schramm G., Maus J., Oehme L., Petr J., Beuthien-Baumann B., Kotzerke J. and Hofheinz F. 2014.Correction of scan time dependence of standard uptake values in oncological PET EJNMMI Res. 4 1-14]において、著者らは、18F-FDG放射性トレーサ入力関数曲線(血中トレーサ濃度)の形状は、スケールのみが変化するため、患者間で不変の形状を有することを実証した。特に、ピーク放射能濃度後の曲線の形状を最もよく表す関数の型は、次式に基づく形のポテンシャル関数である:
【0016】
式4:
【数4】
(t>1分、b>0の場合)
ここでも、Ca(t)は放射性トレーサの動脈濃度であり、Aはスケール定数であり、tは放射性トレーサの注入後時間であり、bは各放射性トレーサの定数である。bは曲線の形状を定義する定数であるため、各特定の試験について、定数Aは、既知の時間tについてCa(t)を知ることによって明らかにすることができる。本発明において、入力曲線の形状の不変性は、心筋灌流放射性トレーサ(13N-アンモニアおよび99mTc-MIBI)についても満たされることが検証されている。
図3Aおよび3Bは、異なる個体について、13N-アンモニアの最大放射能濃度のピーク後に左心室で測定された入力関数曲線(Ca(t))を示す。
【0017】
特許出願CN111436959Aでは、心筋の動的PET画像がCa(t)曲線の決定に使用されている。動的画像の全フレームの合計から形成される静止画像は、画像処理(心臓を分割し、Ca(t)およびCm(t)の曲線を取得すること)に使用される。運動パラメータの決定には、複数のコンパートメントのコンパートメントモデルが使用される。このような背景とは異なり、本発明では、所定の時間(T)における単一の静止断層撮影画像に基づいて画像取得および画像処理が行われ、運動パラメータK1が式3を使用して決定される。
〔発明の目的〕
【0018】
本発明の目的は、心臓の核医学の単一の(体積/三次元)静止断層撮影画像を使用し、標準的な動的断層撮影の取得と動的断層撮影に伴う複雑な手順の実行を回避する、心筋血流を定量化する方法である。この方法は、
図4に示すように、単一の一時的なサンプリング点(つまり時点)から放射性トレーサの血中濃度の放射能濃度対時間曲線の積分を計算できることに基づいている。
【0019】
放射性トレーサの動脈放射能濃度Ca(T)および心筋濃度Cm(T)は、静止断層撮影画像を使用して測定される。静止断層撮影画像は、標準的な動的断層撮影画像の取得を避け、放射性トレーサの投与後の特定の時間Tに一度だけ取得される。
〔図面の説明〕
【0020】
本発明の目的を明確にし、かつ理解するために、次の図を示す:
【0021】
図1:従来技術に属する、2つのコンパートメントモデルおよび当該モデルを表す微分方程式の一つを示す。Ca(t):時間の関数としての動脈放射能の濃度。K1:動脈血とコンパートメント1との間の移動係数。K2:コンパートメント1と動脈血との間の移動係数。K3:コンパートメント1とコンパートメント2との間の移動係数。K4:コンパートメント2とコンパートメント1との間の移動係数。C
1(t):コンパートメント1における時間の関数としての放射能濃度。C
2(t):コンパートメント2における時間の関数としての放射能濃度。
【0022】
図2:従来技術に属する、時間(t)の関数としての左心室(Ca(t))および心筋(Cm(t))における13N-アンモニア放射性トレーサの放射能濃度曲線(Bq/ml)である。
【0023】
図3:
異なる個体について、最大濃度のピーク後の左心室(Ca(t))における、例示的な実施形態の放射性トレーサの入力曲線(13N-アンモニア)。
直線軸。
異なる個体について、最大濃度のピーク後の左心室(Ca(t))における、例示的な実施形態の放射性トレーサの入力曲線(13N-アンモニア)。対数軸。
【0024】
図4:本発明の目的をグラフ表示。単一の一時的なサンプリング点(すなわち、時点)からの放射性トレーサの血中濃度の放射能濃度対時間曲線の積分の推定。直線は、時間0とTとの間の積分(曲線下の面積)に対応する。
【0025】
図5:
例示的な実施形態の34の試験について、K
1cと
【数5】
と、決定の係数mとの関係を示すグラフ表示である。
【0026】
図6:例示的な実施形態の、PET/CT(Positron Emission Tomography/Multi-Cut Computed Tomography)技術を使用した心臓の静止断層撮影イメージング軸方向断層撮影における左心室(LV)および心筋(M)のセグメンテーションである。
【0027】
図7:
本発明の方法の例示的実施形態で得られたK1の値(K1)と、例示的な実施形態のセクションで述べた検証された方法(K1c)との間のBland-Altman法による一致の分析。実線は平均差(dm=-0.01)を示し、破線は一致限界(dm±1.96
*SD)を示す。
本発明の方法の例示的な実施形態によって得られたFの値(F)と、例示的な実施形態のセクションで述べた検証された方法(Fc)との間のBland-Altman法による一致の分析。実線は平均差(dm=0.12)を示し、破線は一致限界(dm±1.96
*SD)を示す。
〔発明の詳細な説明〕
【0028】
本発明で提案される方法の説明に先立って、個体を準備する予備段階と、断層撮影画像を取得して再構成する予備段階とを以下に説明する。これは本発明の目的の一部には含まれず、同じ初期データ(「入力」)として必要である。
個体を準備する予備段階A(発明の目的には含まれない):
【0029】
放射性トレーサを使用した心筋灌流試験の実施に関する優れた臨床慣行(Argentine Association of Nuclear Biology and Medicine、European Association of Nuclear Medicine、Society of Nuclear Medicine and Molecular Imaging of the United Statesなど)の勧告に従うと、個体の準備のありうる形態としては次のようなステップが挙げられる:
【0030】
心筋灌流試験を実施する条件の決定:安静時、運動時、薬理学的負荷時、寒冷試験時など;
PETスキャナー(またはハイブリッド改良型PET/CT、PET/MRI(magnetic resonance imaging、磁気共鳴イメージング))、SPECT(またはハイブリッド改良型SPECT/CT、SPECT/MRI)、または放射性トレーサの放射能濃度の画像を再構成できる他の核イメージング装置上に、心臓を視野に入れて個体を配置する;
静脈内の心筋灌流用の放射性トレーサを個体に投与する;
静止断層撮影画像を取得する前に、心肺回路を放射性トレーサが最初に通過することを確実にするために十分な時間を待つ(少なくとも注入後1分);
断層撮影画像の取得および再構成の予備段階B(本発明の目的の一部には含まれない):
【0031】
個体の心臓の体積断層撮影(3D)画像を、使用する装置の検出感度と、再構成された画像に予想されるノイズレベルとに基づく所要時間で取得する。後者は最終計算の不確実性のレベル(標準偏差/平均値)に影響する;
ステップA3)の放射性トレーサ注入開始から、ステップB1)の静止断層撮影画像の取得開始までの経過時間T(秒)を記録する;
減衰補正、散乱線補正、不感時間、放射性崩壊、検出器感度、およびPETの場合はランダム一致を使用し、任意でシステム空間分解能および部分体積補正を使用するイメージング処理の完全な物理モデルを含むアルゴリズムを使用して、ステップB1)で取得された画像を再構成する。
【0032】
個体を準備し、静止断層撮影画像を取得し、再構成する予備ステップが完了したら、本発明の方法目的に適切なステップを以下に説明する:
【0033】
断層撮影画像を処理する段階C
臨床用途に応じて、ステップB3)の再構成された画像において、左心室、上行大動脈、または隣接組織からの干渉を最小限に抑えて血中放射能濃度をサンプリングできる他の関心領域を分割し、ステップC2)に基づいて心筋を分割する;
【0034】
臨床用途に基づいて、心筋を単一の関心領域として維持するか、または心筋を関心サブ領域に分割する。関心サブ領域は、血管領域、心臓セグメント、およびボクセルの他の組み合わせからなる群から選択される。例えば、米国心臓協会によって定義されているように、心筋は17のセグメントに分割される[Cerqueira et al, Standardized Myocardial Segmentation and Nomenclature for Tomographic Imaging of the Heart.Circulation.2002|Volume 105, Issue 4:539-542];
【0035】
前記ステップC1)およびC2)においてセグメント化された関心領域およびサブ領域のボクセル値の平均を、次式に基づいて計算し、記録する:
式5:
【数6】
ここで
V
mは、前記ステップC1)およびC2)で定義された関心領域に属するN個のボクセル値の平均値を意味し;また、
V
iは、関心領域に属する1つのボクセルの値である;
【0036】
心筋血流を計算する段階D
式4を使用して、放射性トレーサ入力関数(血中放射能濃度対時間)を調整する:
【数7】
ここで:
Ca(t)は、前記ステップC3)で得られた、左心室、上行大動脈、または隣接組織からの干渉を最小限に抑えて血中放射能濃度をサンプリングできる他の関心領域の放射能濃度の平均値である。Ca(t)は、時間t=Tにおける動脈放射能濃度を表し、代謝物によって補正されていてもいなくてもよい;
Aは調整される変数である;
Tは、ステップB2)で記録され、ステップA4)に基づいて、静止画像の取得が開始された放射性トレーサの投与後時間である;
bは出力係数で、その値は0より大きい。これは、使用する放射性トレーサとステップA1)で定義した個体の状態とに基づく定数である。
【0037】
特に、例えば、最小二乗法(L2ノルムの最小化)やL1ノルムの最小化によって、調整関数および測定されたデータ間の距離を最小化することに言及する。
【0038】
ステップD1)の式4を使用して、入力関数の係数Aを、次式を使用して計算する:
【数8】
ここで、Tは、前記ステップB2)で記録された放射性トレーサの投与後時間である;
K1と呼ばれ、式3を使用した[ml/min/g
tissue]で測定される、心筋への放射性トレーサの入力速度定数を、次式を使用して計算する:
式6:
【数9】
ここで:
mは、前記放射性トレーサ、予備段階Aの心筋灌流試験の前記条件、および試験される集団(ヒト、動物は異なる地理的地域から由来する可能性があるなど)に基づく係数である;および
Cm(T)は、前記ステップC2)で心筋について得られた放射能濃度の平均値であり、単位は[Bq/ml]である;
[Bq
*min/ml]で表される入力関数Ca(t)の時間t=0と時間t=Tとの間の積分は、bの値に基づいて、次式7aまたは次式の対応する式7bによって得られる:
【0039】
式7a
【数10】
(b≠1);
式7b
【数11】
(b=1);
[ml/min/g
tissue]で測定されるFと呼ばれる心筋血流を、少なくとも1×10
-3ml/min/gの許容値まで、次式(式2および式3の組み合わせから生じる)を使用して反復計算する:
【0040】
式8:
【数12】
である:
式9:
【数13】
ここで:
αおよびβは、前記心筋灌流放射性トレーサに基づく係数であり;また、項α+β・Fは、複数の毛細血管に適応したRenkin-Croneモデルの表面透過率積である。
【0041】
例えば、放射性トレーサ13N-アンモニアおよび82Rbについてのαとβの値は、[Yoshida K, Mullani N and Gould K L 1996 Coronary flow and flow reserve by PET simplified for clinical applications using rubidium-82 or nitrogen-13-ammonia J. Nucl.Med.37 1701-12]に発行される。
〔例示的実施形態〕
【0042】
本発明で説明する方法について、次式の例示的な実施形態が実施された。この例示的な実施形態は、その正しい機能を実証するために、従来の動的試験と対比されている:
【0043】
34の動的安静時心筋血流試験が解析された。この試験は、心循環器疾患を有する個体を対象に、13N-アンモニアを放射性トレーサとするPET/CT技術を使用して実施された。試験は、GEヘルスケアブランドのPET/CTハイブリッドスキャナー、モデルDiscovery710で実施された。投与された放射能は3.2MBq/kgで、0.3ml/sの注入流量、40mlの食塩水総量を有する造影剤注入ポンプを使用した。動的画像の取得は、静脈注射の開始と同時に開始し、次式の時間シーケンスを使用した:35秒×1画像、5秒×30画像、20秒×3画像、30秒×3画像、および5分×最後の1画像。各動的シーケンス画像は、VuePoint HD反復アルゴリズムを使用して、2反復、24サブセット、2.73mmボクセルサイズ、3.27mmスライス厚さ、7.0mm半値全幅のガウス平滑化フィルタを使用して再構成された。再構成中に、同じ解剖学的領域のCTスキャンにより実施される減衰補正、散乱線放射の補正、ランダムな一致とデッドタイムの補正、検出器の感度補正、線量キャリブレータとのクロスキャリブレーションを実施した。
【0044】
各動的試験について、移動係数K1c[ml/min/g]と心筋血流Fc[ml/min/g]の値は、[DeGrado TR, Hanson MW, Turkington TG, Delong DM, Brezinski DA, Vallee JP, Hedlund LW, Zhang J, Cobb F, Sullivan MJ, Coleman RE.13N-labeled ammonia and positron emission tomography.J Nucl Cardiol.1996 Nov-Dec;3(6 Pt 1):494-507. doi: 10.1016/s1071-3581(96)90059-8.pmid: 8989674]による有効な方法を適用するソフトウェアCarimas v2.10を使用して決定した。
t=Tまでの
【数14】
の値は、PET/CT動的断層撮影画像の左心室で測定されたCa(t)の曲線から、曲線下の面積の方法を使用して計算された。
K1cと、
【数15】
との間の関係は、ステップD3)で述べた式6を使用して、グループの試験について確立され、使用された放射性トレーサ(13N-アンモニア)に対する係数mおよび本実施例で上述した試験の型(安静)が決定され、係数mの値は3.11ml/gに等しい。前記関係および係数mの決定を
図5に示す。
【0045】
Ca(T)およびCm(T)の値は、本発明の方法のステップC1)およびC2)で示したように、放射性トレーサ13N-アンモニアの投与後時間Tに対応する心臓の静止PET/CT断層撮影画像を使用して、それぞれ左心室および心筋のボクセルの平均値を測定することによって得られた。
図6は、本実施例の個体における左心室(LV)と心筋(M)のセグメンテーションを示す。
【0046】
動脈入力関数Ca(t)は、左心室における最大動脈濃度ピークの後、式4で表される関数によってモデル化され、試験群の平均出力(b=0.4523)を決定した。Ca(t)は、PET/CT動的断層撮影画像の左心室で測定されたt=Tの値を使用した。
【0047】
係数Aは、上記の係数bおよび各試験のCa(T)値を用い、ステップD2)で述べた式を使用して、グループ内の各試験について計算した。
【0048】
各試験について、t=Tまでの
【数16】
の新しい値は、本発明の方法のステップD3)で述べた式7aを使用して、上記の段落で決定された係数bおよびAを考慮して計算した。
【0049】
各試験について、本発明の方法のステップD3)で述べた式6を使用して、本実施例において上記で推定した相関係数mと、前段落で計算した新しいCa(t)積分から得られる新しい関係
【数17】
の値と、を使用して、移動係数K1の新しい値を計算した。
【0050】
移動係数については、本発明で提案される方法の予測の平均絶対誤差が、前述の検証された方法に関して推定され、K1cとK1の間の絶対差(または頭文字をとってMAE、平均絶対誤差(mean absolute error))の平均として定義された。
図7Aは、2つの方法の間の比較から得られた結果を示す。
【0051】
360秒に相当する時間Tは、MAEを最小化し、前記係数mの決定に対応する最良の決定係数(R2)を考慮することによって得られた。
【0052】
得られたK1値を使用して、Fと呼ばれる心筋血流の値を、式8、式9、および本発明の方法のステップD4)で述べた13N-アンモニアに対する係数α=1.34、β=0.48を使用して、各試験について決定した。
図7Bは、両方の方法間のFの値の比較から得られた結果を示す。
【0053】
特許請求の範囲に開示された核医学断層撮影画像から心筋血流を定量化する方法によって定義される本発明は、データ処理システムにおいて実施される。
【図面の簡単な説明】
【0054】
【
図1】従来技術に属する、2つのコンパートメントモデルおよび当該モデルを表す微分方程式の一つを示す。
【
図2】従来技術に属する、時間(t)の関数としての左心室(Ca(t))および心筋(Cm(t))における13N-アンモニア放射性トレーサの放射能濃度曲線(Bq/ml)である。
【
図3A】異なる個体について、最大濃度のピーク後の左心室(Ca(t))における、例示的な実施形態の放射性トレーサの入力曲線(13N-アンモニア)。
【
図3B】異なる個体について、最大濃度のピーク後の左心室(Ca(t))における、例示的な実施形態の放射性トレーサの入力曲線(13N-アンモニア)。
【
図5】例示的な実施形態の34の試験について、K1cと
【数18】
と、決定の係数mとの関係を示すグラフ表示である。
【
図6】例示的な実施形態の、PET/CT(Positron Emission Tomography/Multi-Cut Computed Tomography)技術を使用した心臓の静止断層撮影イメージング軸方向断層撮影における左心室(LV)および心筋(M)のセグメンテーションである。
【
図7A】本発明の方法の例示的実施形態で得られたK1の値(K1)と、例示的な実施形態のセクションで述べた検証された方法(K1c)との間のBland-Altman法による一致の分析。
【
図7B】本発明の方法の例示的な実施形態によって得られたFの値(F)と、例示的な実施形態のセクションで述べた検証された方法(Fc)との間のBland-Altman法による一致の分析。
【国際調査報告】