DE60023161T2

DE60023161T2 - Verfahren zur abbildung von protonen-quer-relaxationszeiten oder funktionen davon in einem objekt mit lokalisierter bewegung unter verwendung der bildgebenden kernspinresonanz

Info

Publication number: DE60023161T2
Application number: DE60023161T
Authority: DE
Inventors: Paul Clark; Guy Timothy ST. PIERRE
Original assignee: Resonance Health Analysis Services Pty Ltd
Current assignee: Resonance Health Analysis Services Pty Ltd
Priority date: 1999-08-24
Filing date: 2000-08-24
Publication date: 2006-08-03
Anticipated expiration: 2020-08-25
Also published as: EP1218766A4; DK1218766T3; ATE306675T1; DE60023161D1; WO2001014899A1; CA2382393A1; EP1218766A1; US6605943B1; EP1218766B1; ES2250172T3

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Abbilden von Protonen-Transversal-Relaxations-Zeitkonstanten, oder Funktionen davon, in einem Ziel, das einer lokalisierten Bewegung unterliegt, wie zum Beispiel Abdominalgewebe, unter der Verwendung der Kernmagnetresonanzbildgebung.
Hintergrund der Erfindung
Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein Bildgebungsverfahren, das entwickelt wurde, um die interne Struktur im Wesentlichen diamagnetischer Körper durch die Ausnutzung des Phänomens der Kernmagnetresonanz auszuleuchten. Aus semiklassischer Sichtweise erfahren Kernisotope, die ein Kernmagnetmoment aufweisen, in einem statischen Magnetfeld ein Drehmoment, das bei den Momenten um die Achse des Felds eine Präzession mit einer Frequenz erfährt, die zur Stärke des Magnetmoments und zur Stärke des angelegten Felds proportional ist. Außerdem werden die Ausrichtungen der Kernmagnetmomente in einer begrenzten Anzahl von Spin-Zuständen quantisiert. Daher präzedieren für eine bestimmte Kernspezies die Momente oder Spins mit der gleichen Frequenz in einer Zufallsphase um die Richtung des Felds, jedoch in unterschiedlichen Gleichgewichtspopulationen der Spin-Zustände. Wenn ein hochfrequenter (HF) Impuls mit einer Frequenz angelegt wird, die mit der Präzessionsfrequenz einer bestimmten Kernspezies übereinstimmt, werden die Populationen der Spin-Zustände aus ihren Gleichgewichtswerten gestört. Ferner gewinnen die Spins ein gewisses Niveau der Phasenkohärenz dahingehend, dass sie in einem gewissen Grad der Synchronizität miteinander präzedieren. Nachdem der HF-Impuls entfernt wird, kehren die Spins in ihre Gleichgewichtspopulationen durch zwei Relaxationsvorgänge zurück, für die ein Magnetresonanzsignal mit derselben Frequenz wie der HF-Impuls detektiert werden kann. Bei einem der Relaxationsvorgänge tritt eine Rückkehr der Spins in ihre Gleichgewichtspopulationswerte auf, die als Spin-Gitter- bzw. Längsrelaxation bezeichnet wird, wofür die Relaxationsrate durch die Längsrelaxations-Zeitkonstante T₁ gekennzeichnet ist. Der andere Relaxationsvorgang ist einer, bei dem die Spins ihre Phasenkohärenz verlieren, der auch als Spin-Spin oder Querrelaxation bezeichnet wird, wobei die Relaxationsrate durch die Querrelaxations-Zeitkonstante T₂ gekennzeichnet ist. Für eine bestimmte Kernspezies können die Relaxationsraten je nach der das jeweilige Isotop umgebenden chemischen Umgebung sowohl im molekularen als auch im makromolekularen Maßstab stark variieren. Der ausgezeichnete Bildkontrast, der durch MRT erreicht werden kann, ist von der Variation dieser Relaxationsraten zusammen mit den Variationen der Kerndichte abhängig, die im abgebildet werdenden Körper auftreten.
Auch wenn es eine Anzahl von Kernspezies gibt, für welche die Magnetresonanz beobachtet werden kann, so hat das Wasserstoffproton die größte relative Empfindlichkeit. Folglich ist es die Kernspezies, um die die Magnetresonanztomographie entwickelt wurde. Das Wasserstoffproton ist auch die im menschlichen Körper am häufigsten vorkommende Kernspezies, wobei ungefähr zwei Drittel des im Körper vorhandenen Wasserstoffs in Wassermolekülen und der Rest in Fetten und Proteinen enthalten ist. Das Wasserstoffproton stellt daher einen idealen Sondenstoff zur anatomischen Bildgebung dar. Das ausgezeichnete Niveau des Weichgewebekontrasts, das durch MRT erzielbar ist, resultiert aus der Variation der Wasserstoffprotonendichte und den Relaxationszeiten für unterschiedliche Gewebe und der Störung dieser Zeiten in verschiedenen Krankheitszuständen.
Magnetresonanzbilder werden durch eine Variation der Magnetfeldstärke in drei Dimensionen im gesamten zu untersuchenden Subjekt oder Ziel aufgebaut. Die Variationen des Magnetfelds führen zu Präzessionsfrequenzveränderungen der Kernspezies an verschiedenen Punkten im Raum und ermöglichen daher die Unterscheidung von Magnetresonanzsignalen aus unterschiedlichen räumlichen Orten. Eine Abbildung von Signalintensitäten kann dann aufgebaut werden, um ein Magnetresonanzbild zu erhalten. Je nach der Art und Weise, in der der HF- Impuls zur Verursachung der Magnetresonanz angelegt wird, können die dabei entstehenden Bilder entweder vorwiegend T₁-gewichtet oder vorwiegend T₂-gewichtet sein. Bei T₁-gewichteten Bildern spiegeln die Bildintensitäten vorwiegend den Fortschritt der Spin-Gitter-Relaxation wieder, deren Ausmaß davon abhängt, wann die Magnetresonanzsignale erhalten wurden. Bei T₂-gewichteten Bildern spiegeln die Intensitäten im Wesentlichen den Fortschritt der Spin-Spin-Relaxation wieder.
Typischerweise wird die Relaxationszeitkonstante für einen bestimmten interessierenden Bereich über die Bildsequenz durch das Anpassen einer Gleichung auf die gemessenen Signalintensitäten bestimmt, welche die Rückkehr der Wasserstoffprotonen in ihre Gleichgewichts-Spin-Zustände beschreibt. Für auf diese Weise modellierte Relaxationsvorgänge ist die Relaxationszeitkonstante, die hierfür bestimmt wird, im Wesentlichen ein Durchschnitt einer jeden Relaxationszeitkonstante für jedes Wasserstoffproton im interessierenden Bereich. Es kann jedoch in jedem interessierenden Bereich bestimmte Populationen von Wasserstoffprotonen geben, die nicht notwendigerweise räumlich benachbart sind, die jedoch hinsichtlich ihrer chemischen und physikalischen Umgebungen, welche die Protonen erfahren, benachbart sind, und die daher durch ihre eigenen unterscheidbaren Relaxationszeiten gekennzeichnet sind. Zum Beispiel hat die Population von Wasserstoffprotonen, die in Fett vorkommen, unterscheidbar andere Relaxationszeiten gegenüber der Population von Wasserstoffprotonen, die im extrazellulären Wasser auftreten. Daher kann je nach der Anzahl zu unterschiedlichen Messzeiten gewonnener Bilder eine Anzahl von Relaxationsvorgängen in dem einen interessierenden Bereich für unterschiedliche Populationen von Wasserstoffprotonen bestimmt werden. Für die Anzahl von Relaxationsvorgängen, die wunschgemäß gelöst werden sollen, wird die Gleichung, welche die Rückkehr der Wasserstoffprotonen zu ihren Gleichgewichts-Spin-Zuständen beschreibt, für jede unterscheidbare Population eigens summiert. Für die transversale Relaxation, bei der der durchschnittliche Relaxationsvorgang durch einen Abfallsausdruck mit Exponent eins gekennzeichnet ist, bei dem die Relaxationszeitkonstante und die Messzeit beteiligt ist, wird die berechnete Relaxationszeitkonstante typischerweise als diejenige für einen Abfall mit Exponent eins (bzw. monoexponentiellen Abfall) bezeichnet. Wenn zwei oder mehr transversale Relaxationsvorgänge modelliert werden, wird eine Anzahl exponentieller Abfallsausdrücke summiert, und die dabei entstehende Gleichung wird als multiexponentielle Abfallsgleichung bezeichnet. Wenn nur zwei transversale Relaxationsvorgänge modelliert werden, wird die Gleichung als doppel-(oder bi-)exponentielle Abfallsgleichung bezeichnet. In diesem Fall ist es üblich, von schnellen und langsamen Relaxationskomponenten von Wasserstoffprotonen zu sprechen, d.h.: eine Population von Wasserstoffprotonen, an denen eine schnelle Relaxation zurück zu ihren Gleichgewichts-Spin-Zuständen geschieht, und eine Population von Wasserstoffprotonen, an denen eine langsame Relaxation geschieht.
Für eine Abfolge entweder T₁- oder T₂-gewichteter Bilder, die zu unterschiedlichen Messzeiten erhalten wurden, können die Relaxationszeitkonstanten des dominanten Relaxationsvorgangs theoretisch im gesamten Bild bestimmt werden. Jedoch ist die Berechnung einer Abbildung von T₁- oder T₂-Relaxationszeitkonstanten kompliziert, wenn der zu untersuchende Bereich von einer Form der lokalisierten Bewegung betroffen ist. Diese tritt zum Beispiel bei der Abbildung des Abdomens auf, wo die regelmäßige, repetitive Bewegung des Atmens zu Bildintensitätsstörungen im gesamten Bild führt. Das Auftreten von Atmungsartefakten im interessierenden Bereich macht die Berechnung sowohl genauer als auch vollständiger T₁- oder T₂-Abbildungen unmöglich. Bisher wurde über die erfolgreiche Erzeugung von Relaxationszeitabbildungen nur in denjenigen Fällen berichtet, bei denen die Probenbewegung kein Faktor ist, wie zum Beispiel bei nichtmedizinischen Anwendungen der Werkstoffforschung und der NMR-Mikroskopie, sowie bei Abbildungen des Gehirns, bei denen die pulsatilen und respiratorischen Affekte als vernachlässigbar gelten. Die erfolgreiche Erzeugung genauer und vollständiger Relaxationszeitabbildungen über das Abdomen oder andere Ziele, die einem ähnlichen Grad der lokalisierten Bewegung unterliegen, wurde bisher nicht gezeigt.
Die durch die lokalisierte Bewegung verursachten Bildintensitätsstörungen treten aufgrund des Verfahrens des Bildaufbaus auf. Zum Erhalten von Magnetresonanzbildern einer ausreichenden Intensität sowohl für die qualitative als auch für die quantitative Analyse müssen die Bildsignalintensitäten zu einem genügenden Grad über dem Hintergrundbildrauschen liegen. Um derartige Intensitäten zu erzielen, müssen wiederholte Messungen über dieselbe Mess- oder Wiederholungs-)zeit durchgeführt und die Signalintensitäten kumuliert werden. Da Rauschen nicht additiv ist, erhöht sich das Signal-Rausch-Verhältnis, und es können nützliche Bildintensitäten erzielt werden. Dieser Vorgang wird jedoch beeinträchtigt, wenn der zu untersuchende Bereich einer lokalisierten Bewegung unterliegt, wie das bei der Abbildung des Abdomens der Fall ist. Der Atemvorgang führt dazu, dass die für ein bestimmtes Volumen im Raum gemessene Bildsignalintensität eine Art Durchschnitt der Relaxationsvorgänge und Protonendichten für diejenigen Teile des Körpers ist, die sich durch dieses Volumen bewegen. Folglich identifiziert die Bildintensität nicht mehr ein festes Volumen im Subjekt. Was noch wichtiger ist, für eine Abfolge von Bildern, die zu unterschiedlichen Messzeiten gewonnen wurden, wird die Berechnung einer Abbildung genauer und vollständiger Relaxationszeitkonstanten für einen interessierenden Bereich über die Bilder unmöglich.
Ein Ausgleich der Bewegung innerhalb der Magnetresonanzbilder garantiert selbst nicht die Berechnung genauer Relaxationszeitkonstanten. Zum Erhalten echter gültiger Relaxationszeitkonstanten muss noch eine Anzahl weiterer Faktoren berücksichtigt werden.
Ein Verfahren zum Messen einer Überlastung der Leber mit Eisen durch T₂-quantitative MRT ist von O. Papkonstantinou et al. in Magnetic Resonance Imaging, Band 13, Nr. 7, Seiten 967–977, 1995, beschrieben. Bei diesem Verfahren werden T₂-Berechnungen für fünf interessierende Bereiche durchgeführt, von denen jeder 157 Pixel umfasst. Die fünf gemessenen Werte werden dann zum Erzeugen eines einzigen Mittelwerts als einen repräsentativen Wert für die ganze Leber erzeugt.
In einem Beitrag von S. Shioya et al. in Magnetic Resonance in Medicine, 16 (1990) Oktober, Nr. 1, Seiten 49–56, ist ein Verfahren beschrieben, bei dem ein modifiziertes Zeilenabtastbildgebungsverfahren zum Erzeugen eines zweidimensionalen FT-Bilds von Lungengewebe eingesetzt wird, das gegenüber Bewegungsartefaktproblemen unempfindlich ist. Dann wird eine transversale Magnetisierungsabfallmessung für einen einzigen Bereich in der Lunge erhalten, um einen T₂-Wert zu bekommen.
R. Zoroofi et al. beschreiben in Medical Imaging Technology, Band 15, Nr. 1, 1997, Seiten 63–70 ein Verfahren zum Verringen von MRT-Artefakten aufgrund planarer Respirationsbewegung.
Zusammenfassung der Erfindung
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren zum Erzeugen einer Abbildung oder einer Verteilung von Werten von Parametern zu erzeugen, die von den Protonen-Transversal-Relaxations-Zeitkonstanten in einem Ziel abhängig sind, das einer lokalisierten Bewegung unterliegt, unter der Verwendung der Kernmagnetresonanzbildgebung.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, das in Anspruch 1 definiert ist.
Vorzugsweise wird der Schritt des Beschaffens der Abfolge T₂-gewichteter Bilder zu Spin-Echo-Zeiten durchgeführt, die mindestens um eine Größenordnung kleiner sind, als die Zeit zwischen Wiederholungen aufeinanderfolgender HF-Impulssequenzen, die bei der Erzeugung der T₂-gewichteten Bilder verwendet wurden. Diese Zeit wird als die "Wiederholungszeit" bezeichnet.
Vorzugsweise sind die bei der Raum-Nachbarschafts-Mittelung verwendeten benachbarten Intensitäten durch einen rechteckigen Fensterkern eingegrenzt, der einen ersten Bewegungsbereich des Ziels entlang einer ersten Achse der Bildebene und einen zweiten Bewegungsbereich des Ziels entlang einer zweiten senkrechten Achse der Bildebene abdeckt.
Vorzugsweise ist, wenn das Ziel Abdominalgewebe ist, der erste Bewegungsbereich zwischen ungefähr 5 mm und 17 mm entlang der ersten Achse senkrecht zu einer koronalen Ebene und der zweite Bewegungsbereich ungefähr 4 mm–14 mm entlang der zweiten Achse, die entweder in einer sagittalen Ebene oder einer axialen Ebene liegt, wobei das Verfahren in seiner Verwendung Atmungsartefakte in den T₂-gewichteten Bildern berücksichtigt.
Vorzugsweise beinhaltet der Kurvenanpassungsvorgang eine Einbeziehung von Faktoren, um einen Hintergrund-Signalpegel-Versatz oder Messfehler an den Bildintensitäten oder beides zu kompensieren. Vorzugsweise beinhaltet der Kurvenanpassungsvorgang auch die Berücksichtigung der Nachbarschaft der Bildintensitäten zum Hintergrundrauschpegel.
Vorzugsweise beinhaltet der Kurvenanpassungsvorgang als eine Kurve, die den Abfall der Intensitäten mit zunehmender TE modelliert, eine Anpassung der folgenden Gleichung an die verarbeiteten Bildintensitäten:
wobei:
I(TE) eine verarbeitete Bildintensität bei vorgegebenem TE ist;
S_LO der Signalpegelversatz der Bildsignalintensitäten ist;
und, wenn N = 1 ist, die Gleichung einen monoexponentiellen Abfall modelliert und, wenn I(0) für I₁(0) und T₂ für T₂₁ eingesetzt wird:
I(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist;
T₂ die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist;
oder, wenn N = 2 ist, die Gleichung einen biexponentiellen Abfall modelliert und, wenn I_f(0) für I₁(0), T_2f für T₂₁, I_S(0) für I₂(0) und T_2S für T₂₂ eingesetzt wird:
I_f(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund der schnellen Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist;
T_2f die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE für die schnelle Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist;
I_S(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund der langsamen Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist;
T_2S die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, die den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE für die langsame Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist.
Vorzugsweise wird der Signalpegelversatz durch eine Analyse von Hintergrundbildintensitäten in einem Bereich bestimmt, der frei von durch lokalisierte Bewegung verursachten Bildintensitätsstörungen ist.
Vorzugsweise ist der Hintergrund ein Bereich in den T₂-gewichteten Bildern, der sich hauptsächlich durch die Abwesenheit von Wasserstoff-Protonen auszeichnet.
Vorzugsweise wird der Signalpegelversatz die gemittelte Intensität einer Poissonverteilung angenommen, die an die Verteilung der Hintergrundbildintensitäten angepasst ist.
Vorzugsweise wird der Hintergrundrauschpegel als die Mittelung der Poissonverteilung plus eine Standardabweichung hergeleitet.
Vorzugsweise ist die Poissonverteilung, die an die Verteilung der Hintergrund-Bildintensitäten angepasst ist, eine verallgemeinerte Poissonverteilung der folgenden Form:
wobei:
χ ein Bildintensitätswert ist;
α ein Skalierungsfaktor ist und;
θ und λ die Poissonverteilung parametrisieren, und für die das mittlere μ der Poissonverteilung μ = θ(1 – λ)–1 ist und die Varianz σ² σ2 = θ(1 – λ)–3 ist.
Vorzugsweise werden die T₂-gewichteten Bilder mit festen Verstärkungseinstellungen beschafft.
Vorzugsweise werden die T₂-gewichteten Bilder über Spin-Echo-Zeiten beschafft, für welche Bildintensitäten des Phantoms im Wesentlichen konstant sind oder für welche eine prozentuale Veränderung der Bildintensitäten des Phantoms über die Spin-Echo-Zeiten genau bekannt ist.
Vorzugsweise enthält das Verfahren auch den Schritt des Einbeziehens einer prozentualen Veränderung der Phantombildintensitäten über die Spin-Echo-Zeiten in den ROI-Skalierungsfaktor für jedes Bild für diejenigen T₂-gewichteten Bildsequenzen, für welche die Phantombildintensitäten nicht effektiv konstant sind.
Vorzugsweise wird die Instrumentendrift über die Sequenz T₂-gewichteter Bilder durch Teilen der gefilterten Bildintensitäten eines jeden Bilds durch einen zugeordneten ROI-Skalierungsfaktor für dieses Bild korrigiert.
Vorzugsweise weisen die Bereiche im Phantom, für welche die Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren berechnet werden, ein im Wesentlichen identisches Maß der HF-Feld-Variation wie im ROI auf.
Vorzugweise wird der Intensitätsmessfehler an den durch den Kurvenanpassungsvorgang spezifizierten Bildintensitäten als der Standardfehler im ROI der abgezogenen Intensitätswerte berechnet, welche die gefilterten Bildintensitäten, subtrahiert von unverarbeiteten Bildintensitäten sind.
Vorzugweise wird der Standardfehler, der als der Intensitätsmessfehler an den gefilterten Bildintensitäten verwendet wird, als die Standardabweichung im ROI der abgezogenen Intensitätswerte, geteilt durch die Quadratwurzel der Anzahl von Intensitätswerten in der Nachbarschaft der Intensitäten berechnet, über die das Bildfiltern durchgeführt wird.
Vorzugsweise erleichtern Parameter, die durch den Kurvenanpassungsvorgang für den ROI berechnet wurden, eine Identifikation und Kennzeichnung normaler und abnormaler Gewebetypen.
Vorzugsweise geht der ROI durch die Leber eines Tiers oder eines Menschen und werden die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter dazu verwendet, die Anwesenheit und das Ausmaß eines oder mehrerer der folgenden Phänomene zu bestimmen: Fibrose, Cirrhose, Läsionen oder Tumore.
Vorzugsweise sind die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter so formuliert, dass sie weiter mit einem Maß für die Gewebe-Eisenüberlastung für diesen Bereich korrelieren.
Vorzugsweise ist die Formel für N = 1 für die Kurvenanpassungsgleichung die folgende:
Vorzugsweise ist die Formel für N = 2 für die Kurvenanpassungsgleichung die folgende:
Vorzugsweise ist das Maß der Gewebeüberlastung ein Maß der Eisenkonzentration in der Leber.
Vorzugsweise sind die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter transversale Relaxivitäten, wobei für sie die Verteilung der transversalen Relaxivitäten schon durch ein oder zwei Gauß'sche Funktionen zum weiteren Charakterisieren des ROI parametrisiert ist.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Es folgt eine Beschreibung einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung lediglich als Beispiel anhand der beiliegenden Zeichnungen. Es zeigt:
1 eine schematische Darstellung eines Magnetresonanztomographen;
2A–2C Magnetresonanztomographien des Abdomens zu drei unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten;
3 die Kurvenanpassung auf einen gefilterten Bildintensitätswert zu unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten für einen bestimmten Ort (Voxel) innerhalb des ROI;
4 eine Verteilung von Hintergrundbildintensitäten, wobei der Signalpegelversatz gezeigt ist, der bei der Kurvenanpassung von 3 verwendet wird;
5 eine transversale Relaxationsratenabbildung eines ROI durch die Leber, welche durch die Anwendung einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hergestellt wurde;
6 die Verteilung transversaler Relaxationsraten entsprechend der in 5 gezeigten Abbildung;
7A & 7B eine transversale Relaxationsratenabbildung bzw. eine Verteilung eines ROI durch die Leber für einen ersten Patienten;
8A & 8B eine transversale Relaxationsratenabbildung bzw. eine Verteilung eines ROI durch die Leber für einen zweiten Patienten;
9A & 9B eine transversale Relaxationsratenabbildung bzw. eine Verteilung eines ROI durch die Leber für einen dritten Patienten;
10A & 10B den ROI durch die Leber für den dritten Patienten, der in 9A (auf einem Bild mit TE = 6 ms) gezeigt ist, jedoch ferner den Ort eines Tumors ausschließt; bzw. eine zugeordnete transversale Relaxationsratenverteilung.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
1 zeigt einen Magnetresonanztomographen 10, der zum Durchführen einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann. Der physische Aufbau des Tomographen 10 ist ein Teil des Standes der Technik und ist nicht Teil der Erfindung selbst. Der Tomograph 10 enthält eine sich waagrecht erstreckende Kammer 12, in der ein Patient 14 während des Bildgebungsvorgangs in einer liegenden Position ist. Die Kammer 12 umgeben mehrere beabstandete Hauptringmagnete 16. Außerhalb der Kammer 12 sitzen mehrere Gradientenspulen 18 zum Erzeugen und Variieren der Gradienten am Magnetfeld, das durch die Hauptringmagnete 16 erzeugt wird und das durch den Patienten 14 geht. Schließlich ist innerhalb der Kammer 12 eine HF-Spule 20. HF-Impulse werden durch die HF-Spule 20 angelegt, um Protonen innerhalb des Patienten 14 von ihren Gleichgewichts-Spin-Zuständen weg anzuregen.
Beim vorliegenden Verfahren werden drei oder mehr T₂-gewichtete Magnetresonanzbilder derselben Bildebene durch ein Ziel, in diesem Fall den Abdomen des Patienten 14, zu unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten (TE) beschafft. Dies ist in den 2A–2C und 3 dargestellt. Die 2A, 2B und 2C zeigen das Magnetresonanzbild durch den Abdomen des Patienten 14 zu den Spin-Echo-Zeiten TE = 6 ms, TE = 12 ms bzw. TE = 18 ms. Wie in den 2A bis 2C gezeigt, ist ein interessierender Bereich (ROI) 22, in dem sich das Lebergewebe des Patienten 14 abzeichnet, in den T₂-gewichteten Bildern definiert. Dieser ROI 22 ist für alle Bilder gleich, die zu unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten beschafft werden. Die Spin-Echo-Zeiten TE müssen alle um mindestens eine Größenordnung kleiner als die Wiederholungszeit sein. Die Wiederholungszeit ist die Messzeit zwischen dem Anlegen aufeinanderfolgender HF-Impulssequenzen zum Messen entweder T₁- oder T₂-gewichteter Bilder. Insbesondere ist die Wiederholungszeit die Zeit, während der sowohl während der Beschaffung als auch nach dem Abfall eines Magnetresonanzsignals gewartet wird, bevor das Signal erneut angeregt wird. Typischerweise müssen 50 oder mehr Wiederholungen durchgeführt werden, um Bilder mit einem zufriedenstellenden Signal-Rausch-Verhältnis zu erhalten.
Die Bildintensitäten im interessierenden Bereich 22 werden für jedes Bild durch das Anwenden eines Bildfilters verarbeitet, der die Bildintensitätsstörungen ausgleicht, die durch die Atmung des Patienten 14 verursacht werden. Der Bildfilter ist ein Filter, der eine Raum-Nachbarschafts-Mittelung zum Kompensieren der Bildintensitätsstörungen verwendet, die durch die Atmung verursacht werden. Dieser Typ eines Bildfilters ersetz eine Bildintensität bei einem der T₂-gewichteten Bildern an einem bestimmten Ort innerhalb des ROI 22 durch eine Intensität, die von den benachbarten Intensitäten in diesem Bild abhängt. Bei der vorliegenden Ausführungsform des Filters wird die Nachbarschaft der Intensitäten durch einen rechteckigen Fensterkern eingegrenzt, der einen Bereich der Atmungsbewegung von ungefähr 5 mm bis 17 mm senkrecht zur Koronalebene und ungefähr 4 mm bis 14 mm senkrecht zur sagittalen Ebene abdeckt, um die Atmungsartefakte in den T₂-gewichteten Bildern spezifisch zu berücksichtigen.
Eine Kurvenanpassung an die gefilterten Bildintensitäten in Abhängigkeit von den Spin-Echo-Zeiten TE wird durch eine Gleichung der folgenden bevorzugten Form bewerkstelligt:
die sich für einen Abfall mit Exponent 1 der Intensitäten, d.h. wenn N = 1 ist, wie folgt vereinfacht
wobei I(0) dann I₁(0) und T₂ dann T₂₁ ist. Mit dieser Definition ist I(TE) eine verarbeitete Bildintensität bei einer bestimmten TE, ist I(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms (und ist durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen), ist T₂ die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante, welche den Verfall der verarbeiteten Bildintensitäten mit größer werdender TE charakterisiert (und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist), und ist S_LO der Signalpegelversatz der Bildsignalintensitäten. Bei der Kurvenanpassung muss der Hintergrund-Signalpegel-Versatz, die Instrumentendrift und der Grad der Messfehler an den gefilterten Bildintensitäten berücksichtigt werden, um genaue und präzise transversale Relaxations-Zeitkonstanten zu bekommen. Die Kurvenanpassung erfordert auch eine entsprechende Berücksichtigung der Nachbarschaft der gefilterten Bildintensitäten zum Hintergrundrauschpegel.
Diese Kurvenanpassung ist in 3 gezeigt, welche den gefilterten Bildintensitätswert für einen bestimmten Ort (Voxel) im ROI zu drei Spin-Echo-Zeiten, TE = 6 ms, 12 ms bzw. 18 ms, zeigt. Bei dieser Ausführungsform der Kurvenanpassung wurde die Umkehrung der transversalen Relaxationszeitkonstante T₂ bestimmt, die als die transversale Relaxationsrate R₂ bezeichnet wird. Der Signalpegelversatz S_LO wird durch die Analyse der Hintergrundbildintensitäten in einem Bereich bestimmt, der frei von Bildintensitätsstörungen ist, die durch Atembewegung verursacht werden. Der Hintergrund soll einen Bereich innerhalb der T₂-gewichteten Bilder einnehmen, der hauptsächlich frei von der Anwesenheit von Wasserstoffprotonen ist, wie das bei der Luft der Fall ist. Der bevorzugte Wert für den Signalpegelversatz ist derjenige, der die mittlere Intensität einer Poissonverteilung ist, die an die Verteilung der Hintergrundintensitäten angepasst ist. In diesem Fall wird der Hintergrundrauschpegel als der Mittelwert der Poissonverteilung, plus eine Standardabweichung, angenommen. Die an die Hintergrundbildintensitäten angepasste Poissonverteilung ist die verallgemeinerte Poissonverteilung der folgenden Form:
wobei χ ein Bildintensitätswert ist, α ein Skalierungsfaktor ist und θ und λ die Poissonverteilung parametrisieren. Der Mittelwert μ der Poissonverteilung ist der folgende μ = θ(1 – λ)–1 und die Varianz σ² ist σ2 = θ(1 – λ)–3
Die Anpassung der Hintergrundbildintensitäten an eine verallgemeinerte Poissonverteilung ist in 4 gezeigt. Dies stellt einen Spezialfall dar, bei dem die Poissonverteilung fast eine Gauß'sche Verteilung ist. Übrigens ist der Signalpegelversatz, der bei der in 3 gezeigten Kurvenanpassung verwendet wird, in 4 gezeigt und ist der Mittelwert der gezeigten Poissonverteilung.
Bei der Beschaffung der T₂-gewichteten Magnetresonanzbilder wird an Ort und Stelle beim Subjekt zu Zwecken der Bildintensitätskorrektur oder der Bildintensitäts-Fehlerberechnung ein Phantom abgebildet. Bei der vorliegenden Ausführungsform ist das Phantom ein 1000 ml fassender Wassersack 24 (siehe 2A–2C) neben dem Patienten 14 und wird neben dem der Betrachtung unterliegenden Bereich 22 angeordnet.
Die T₂-gewichteten Bilder werden vorzugsweise mit fest eingestellten Verstärkungen beschafft. Außerdem werden die T₂-gewichteten Bilder über Spin-Echo-Zeiten beschafft, für welche die Phantom-Bildintensitäten im Wesentlichen konstant sind oder für welche die prozentuale Veränderung der Phantom-Bildintensitäten über die Spin-Echo-Zeiten genau bekannt ist. Die Phantom-Bildintensitäten werden dann analysiert, um für jedes Bild im Verhältnis zu einem ausgewählten Bild die ROI-Skalierungsfaktoren zu bestimmen, um eine mögliche Instrumentendrift zu korrigieren, welche die Bildsignalintensitäten im ROI über die Abfolge der T₂-gewichteten Bilder stören kann. Die Instrumentendrift über die Bildsequenz wird dadurch korrigiert, dass die gefilterten Bildintensitäten eines jeden Bilds durch den zugehörigen ROI-Skalierungsfaktor für das Bild geteilt werden. Eine prozentuale Veränderung der Phantom-Bildintensitäten über die Spin-Echo-Zeiten wird in den ROI-Skalierungsfaktor für jedes Bild für diejenigen T₂-gewichteten Bildabfolgen einbezogen, für welche die Phantom-Bildintensitäten nicht effektiv konstant sind.
Das Verfahren zur Bestimmung der ROI-Skalierungsfaktoren, welche die Instrumentendrift über die Bildabfolge korrigieren, ist das folgende. Eines der T₂-gewichteten Bilder wird als ein Referenzbild ausgewählt, und die anderen T₂-gewichteten Bilder werden als skalierbare Bilder behandelt. Als Nächstes werden Intensitätsmittelwerte für eine Anzahl von Bereichen des Phantoms beschafft, die in drei oder mehr der T₂-gewichteten Bilder im Wesentlichen frei von Intensitätsgradienten sind und für welche die Bereiche in jedem Bild gleich sind. Die Intensitätsmittelwerte für das Referenzbild werden dann als die Referenzintensitätswerte zugewiesen. Der Intensitätsmittelwert für jeden Bereich des Phantoms für jedes skalierbare Bild wird dann durch den Referenz-Intensitätswert für den übereinstimmenden Bereich im Referenzbild geteilt, um einen Instrumentendrift-Skalierungsfaktor für jeden Bereich in jedem der skalierbaren Bilder zu erhalten. Ein mittlerer Instrumentendrift-Skalierungsfaktor wird dann aus den Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren für jeden Bereich im Phantom für jedes skalierbare Bild berechnet. Die Standardabweichung des Instrumentendrift-Skalierungsfaktors für ein bestimmtes skalierbares Bild wird als die Unsicherheit des mittleren Instrumentendrift-Skalierungsfaktors für dieses Bild verwendet. Der mittlere Instrumentendrift-Skalierungsfaktor für ein skalierbares Bild wird dann dem ROI-Skalierungsfaktor für dieses Bild zugeschrieben. Die Bereiche im Phantom, für welche Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren berechnet werden, weisen das selbe Maß der HF-Feldvariation als diejenigen im ROI auf.
Der Intensitätsmessfehler an den gefilterten Bildintensitäten, der für den Kurvenanpassungsvorgang spezifiziert wurde (siehe die Fehlerwerte an den Intensitätsdaten in 3), wird als der Standardfehler über den ROI differenzierter Intensitätswerte berechnet, welche die gefilterten Bildintensitäten, abgezogen von den unverarbeiteten Bildintensitäten, sind. Der als der Intensitätsmessfehler an den gefilterten Bildintensitäten verwendete Standardfehler wird als die Standardabweichung über den ROI der genannten differenzierten Intensitätswerte, geteilt durch die Quadratwurzel der Anzahl von Intensitätswerten in der Nachbarschaft der Intensitäten berechnet, über welche die Bildfilterung durchgeführt wurde.
Eine Abbildung oder Verteilung durch dieses Verfahren generierter Parameter wird zum Identifizieren und Charakterisieren sowohl normaler als auch abnormaler Gewebetypen verwendet. Zum Beispiel können bei der Leber die Parameter zum Bestimmen der Anwesenheit einer Fibrose, einer Cirrhose, von Läsionen oder Tumoren verwendet werden. Die Parameter können auch so formuliert werden, dass die Formulierung mit einem Maß der Überlastung des Gewebes mit Eisen für den interessierenden Bereich korreliert und daher die Erzeugung einer Abbildung oder Verteilung einer Eisenüberlastung für diesen Bereich ermöglicht. Zum Beispiel kann der transversale Relaxations-Zeitkonstantenparameter T₂ einfach umgekehrt werden, um als die transversalen Relaxationsraten 1/T₂ formuliert zu werden, die dann mit der Gewebe-Eisenmessung korreliert werden können. Wenn die Leber als der interessierende Bereich angenommen wird, können die formulierten Parameter mit der Eisenkonzentration in der Leber korreliert und eine Abbildung oder Verteilung der Eisenkonzentration in der Leber erhalten werden. Wo ferner die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parametern transversale Relaxationsraten sind, kann die Verteilung der transversalen Relaxationsraten durch lediglich ein oder zwei Gauß'sche Funktionen parametrisiert werden, um den ROI weiter zu charakterisieren.
Ein Beispiel für eine Abbildung einer transversalen Relaxationsrate, die durch eine Ausführungsform des vorliegenden Verfahrens erzeugt wurde, ist in 5 für einen interessierenden Bereich in der Leber 22 gezeigt. Die Verteilung der transversalen Relaxationsraten, die der Abbildung von 5 entsprechen, ist in 6 gezeigt und durch eine einzige Gauß'sche Funktion charakterisiert. In 6 ist a = 382 die Stärke der Gauß'schen Funktion, ist b = 84 s^–1 der Mittelwert der Gauß'schen Funktion und ist c = 15 s^–1 die Standardabweichung der angepassten Gauß'schen Funktion.
Die Nützlichkeit dieses Verfahrens zu Zwecken der medizinischen Diagnose wird anhand der 7A–10B hervorgehoben. Die 7A und 7B; 8A und 8B; und 9A und 9B zeigen transversale Relaxationsratenabbildungen bzw. – verteilungen für drei verschiedene Patienten. Die Abbildungen und Verteilungen sind für jeden Patienten offensichtlich ziemlich unterschiedlich. Bei der vorliegenden Ausführungsform können diese Variationen als mit Unterschieden der Eisenverteilung in der Leber der drei Patienten korreliert interpretiert werden. In den 7B und 8B sind die Formen der Verteilungen (d.h. die Formen der Kurven) ziemlich ähnlich, und eine einzige Gauß'sche Funktion kann in jedem Fall an die Verteilungen angepasst werden. Die Positionen der Spitzen- oder Mittelwerte der Kurven sind jedoch zueinander quer verschoben. Diese Verschiebung lässt ein höheres Niveau der Eisenüberlastung in der Leber beim zweiten Patienten als beim ersten Patienten vermuten. Bei 9B hat die Verteilung eine wesentlich größere Breite als die Verteilungen in den 7B und 8B und zeigt eine Unregelmäßigkeit A. Diese Unregelmäßigkeit liegt an der Gegenwart eines Tumors und kann in 9B durch eine zweite kleinere Gauß'sche Verteilung zusätzlich zur hauptsächlichen Gauß'schen Verteilung angepasst werden. In 10A wurde der Tumor aus dem interessierenden Bereich 22 in der Leber des dritten Patienten ausgeschlossen. Durch die Missachtung des Bereichs des Tumors und durch die Wiederherstellung der Verteilung in 10B wurde die Unregelmäßigkeit A, die in 9B gezeigt wurde, eliminiert. Deshalb kann die zweite Gauß'sche Verteilung, die an die Unregelmäßigkeit angepasst wurde, zur Kennzeichnung des Tumors verwendet werden. Der Unterschied zwischen den Positionen der beiden Spitzen der Gauß'schen Komponenten in den 9B und 10B lässt vermuten, dass die Eisenkonzentration im Tumor fast ein Drittel der Eisenkonzentration im umgebenden Lebergewebe beträgt. Diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann daher besser zum Identifizieren und Charakterisieren von Tumoren in der Leber als die unverarbeiteten Bilder allein verwendet werden.
Aus der oben gegebenen Beschreibung ist es für den Fachmann auf dem betreffenden Gebiet ersichtlich, dass das vorliegende Verfahren gegenüber den bekannten Verfahren zum Charakterisieren der transversalen Relaxationsvorgänge im Abdomen zahlreiche Vorzüge und Vorteile hat. Insbesondere gleicht das vorliegende Verfahren die Atmungsartefakte bei T₂-gewichteten Bildern aus. Zusätzlich berücksichtigt das vorliegende Verfahren zum Erhalten sowohl genauer als auch präziser Relaxationszeitkonstanten andere signifikante Faktoren. Diese sind zum Beispiel Hintergrundsignalpegelversatz und Rauschpegel, Instrumentendrift und der Grad des Messfehlers an den gefilterten Bildintensitäten. Dies ermöglicht die Herleitung von Relaxationszeitkonstanten, die im Wesentlichen unabhängig von den Magnetresonanzbildern sind, anhand derer die Bilder beschaffen werden.
Nun, da eine Ausführungsform der Erfindung beschrieben wurde, wird es dem Fachmann auf dem entsprechenden Gebiet ersichtlich sein, dass auch zahlreiche Modifikationen und Variationen vorgenommen werden können. Zum Beispiel zeigt 3 zwar die Verwendung von drei Spin-Echo-Zeiten im Kurvenanpassungsvorgang, doch können auch mehr Zeiten verwendet werden, entweder, um die Genauigkeit zu erhöhen, oder um weitere Erkenntnisse über die abgebildet werdenden Relaxationsvorgänge zu beschaffen. Zum Beispiel kann mit fünf oder mehr zu unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten beschafften Bildern eine biexponentiale Kurve an die verarbeiteten Bildintensitäten angepasst werden. Mit Bezug auf Gleichung (1) liefert die biexponentiale Form für N = 2 die folgende Gleichung
wobei I_f(0) ist I₁(0), T_2f ist T₂₁, I_S(0) ist I₂(0), T_2S ist T₂₂. Bei dieser Definition ist I(TE) eine verarbeitete Bildintensität bei einer bestimmten TE, ist I_f(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund einer schnellen Relaxationskomponenten der Wasserstoffprotonen (und ist durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen), ist T_2f die unbekannte transversale Relaxationszeitkonstante, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten mit zunehmender TE für die schnelle Relaxationskomponente der Wasserstoffprotonen charakterisiert (und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist), ist I_S(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund einer langsamen Relaxationskomponente der Wasserstoffprotonen (und ist durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen), ist T_2S die unbekannte transversale Relaxationszeitkonstante, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten mit zunehmender TE für die langsame Relaxationskomponente der Wasserstoffprotonen charakterisiert (und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist) und ist S_LO der Signalpegelversatz der Bildsignalintensitäten. Wieder wird bei der Kurvenanpassung der Hintergrundsignalpegelversatz, die Instrumentendrift und der Grad der Messfehler an den gefilterten Bildintensitäten berücksichtigt, um genaue und präzise transversale Relaxationszeitkonstanten zu bekommen. Die Kurvenanpassung erfordert auch eine entsprechende Berücksichtigung der Nachbarschaft der gefilterten Bildintensitäten zum Hintergrundrauschpegel.
Ferner können im Zusammenhang mit der Eisenüberbelastung des Körpers verschiedene unterschiedliche Formulierungen der hergeleiteten Relaxationsparameter mit den Gewebeeisenmessungen korreliert werden. Zum Beispiel können bei der Leber die Relaxationsratenparameter, die durch eine multi-exponentielle Modellierung bestimmt werden, durch ihre entsprechenden Populationsdichten gewichtet und in verschiedener Art und Weise summiert werden, um eine verbesserte Korrelation mit der Leberkonzentration zu ermöglichen. Eine derartige Formulierung, die eine verbesserte Korrelation mit der Eisenkonzentration der Leber ermöglicht, ist die folgende:
Außerdem können auch andere Typen von Bildfiltern, wie zum Beispiel Rangfolgen-(und Median-)Filter, über eine Vielzahl von Fensterkernformen verwendet werden. Außerdem kann der Signalpegelversatz von den Bildintensitäten abgezogen und dann in entsprechender Weise aus der Kurvenanpassungsgleichung herausgelassen werden, um die Relaxationsratenparameter zu bestimmen. Außerdem wurde die bevorzugte Ausführungsform zwar anhand des Abdomens beschrieben, doch wird auch in Betracht gezogen, dass das Verfahren für andere Teile des Körpers oder für andere Vorrichtungen, Geräte oder Strukturen verwendet werden kann, bei denen eine lokalisierte Bewegung auftritt.

Claims

Verfahren zum Erzeugen einer Abbildung oder Verteilung von Werten von Parametern, die von den Protonen-Transversal-Relaxations-Zeitkonstanten T₂ abhängig sind, in einem Ziel, das einer lokalisierten Bewegung unterliegt, unter der Verwendung einer Kernmagnetresonanztomografie, wobei das Verfahren mindestens die folgenden Schritte aufweist: – Beschaffen einer Sequenz von drei oder mehr T₂-gewichteten Magnet-Resonanz-Bildern einer identischen Bildebene durch das Ziel zu unterschiedlichen Spin-Echo-Zeiten (TE), wobei zu Zwecken der Bildintensitätskorrektur oder der Bildintensitätsfehlerberechnung ein Referenzphantom an Ort und Stelle beim Ziel abgebildet wird, und wobei die T₂-gewichteten Bilder über Spin-Echo-Zeiten beschafft werden, für welche die Bildintensitäten des Phantoms im Wesentlichen konstant sind oder für die eine prozentuale Veränderung der Bildintensitäten des Phantoms über die Spin-Echo-Zeiten genau bekannt ist; – Definieren eines interessierenden Bereichs ROI über dem Ziel innerhalb der T₂-gewichteten Bilder, der zur Berechnung von Parametern, die abhängig von T₂ sind, für jeden Voxel innerhalb des ROI über alle Bilder denselben Bereich identifiziert; – Verarbeiten von Voxelintensitäten für jedes T₂-gewichtete Bild in dem ROI durch Anwenden eines Raum-Nachbarschafts-Durchschnitts-Bildfilters, das die Voxel-Intensität durch eine Intensität ersetzt, die abhängig von den benachbarten Intensitäten ist und Bildintensitätsstörungen ausgleicht, die durch eine lokalisierte Bewegung des Ziels im ROI verursacht werden, um für jedes T₂-gewichtete Bild gefilterte Voxel-Intensitäten zu erzeugen; – Berechnen von Parametern, die von T₂ abhängig sind, durch einen Kurvenanpassungsvorgang, der auf die gefilterten Voxel-Intensitäten angewendet wird, in Abhängigkeit von der Spin-Echo-Zeit (TE); und – Erzeugen einer Abbildung oder Verteilung von Werten der Parameter, die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechnet werden, oder von anderen Parametern, die von durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parametern abhängig sind oder mit ihnen korrelieren; wobei das Verfahren weiter den Schritt des Anwendens von ROI-Skalierungsfaktoren auf die gefilterten Voxel-Intensitäten umfasst, um eine Instrumentendrift zu korrigieren, welche die Bildsignalintensitäten über die Sequenz T₂-gewichteter Bilder im ROI stört, wobei die ROI-Skalierungsfaktoren durch Analysieren von Bildintensitäten des Phantoms bestimmt werden, das in der folgenden Art und Weise an Ort und Stelle beim Ziel abgebildet wird: – Wählen eines der T₂-gewichteten Bilder als ein Referenzbild und Behandeln aller verbleibender T₂-gewichteter Bilder als skalierbare Bilder; – Beschaffen mittlerer Intensitätswerte für eine Anzahl von Bereichen im Phantom, die im Wesentlichen frei von Intensitätsgradienten sind, in drei oder mehr der T₂-gewichteten Bildern, für welche die Bereiche in jedem Bild gleich sind; – Zuweisen der mittleren Intensitätswerte für die Phantombereiche im Referenzbild zu Referenzintensitätswerten; – Teilen des mittleren Intensitätswerts für jeden Bereich im Phantom für jedes skalierbare Bild durch den Referenzintensitätswert für einen übereinstimmenden Bereich im Referenzbild zum Erhalten eines Instrumentendrift-Skalierungsfaktors für jeden Bereich im Phantom in jedem der skalierbaren Bilder; – Berechnen des mittleren Instrumentendrift-Skalierungsfaktors aus den Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren aus einer beliebigen Anzahl von Bereichen im Phantom für jedes skalierbare Bild; – Verwenden der Standardabweichung der Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren als ein Unsicherheitsfaktor am mittleren Instrumentendrift-Skalierungsfaktor; und – Zuweisen des mittleren Instrumentendrift-Skalierungsfaktors für ein skalierbares Bild zum ROI-Skalierungsfaktor für dieses Bild.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt des Beschaffens der Sequenz T₂-gewichteter Bilder in Spin-Echo-Zeiten durchgeführt wird, die mindestens eine Größenordnung kleiner sind als ein Zeitraum zwischen Wiederholungen aufeinanderfolgender HF-Impulssequenzen, die zur Erzeugung der T₂-gewichteten Bilder verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die bei der Raum-Nachbarschafts-Mittelung verwendeten benachbarten Intensitäten durch einen rechteckigen Fensterkern eingegrenzt sind, der einen ersten Bewegungsbereich des Ziels entlang einer ersten Achse der Bildebene und einen zweiten Bewegungsbereich des Ziels entlang einer zweiten, senkrechten Achse der Bildebene abdeckt.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei, wenn das Ziel Abdominalgewebe ist, der erste Bewegungsbereich zwischen ungefähr 5 mm und 17 mm entlang der ersten Achse senkrecht zu einer koronalen Ebene und der zweite Bewegungsbereich ungefähr 4 mm bis 14 mm entlang der zweiten Achse ist, die entweder in einer sagittalen Ebene oder einer axialen Ebene liegt, wobei das Verfahren in seiner Verwendung Atmungsartefakte in den T₂-gewichteten Bildern berücksichtigt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei der Kurvenanpassungsvorgang eine Einbeziehung von Faktoren beinhaltet, um einen Hintergrund-Signalpegel-Versatz oder Messfehler an den Bildintensitäten oder beides zu kompensieren.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Kurvenanpassungsvorgang als eine Kurve, die den Abfall der Intensitäten mit zunehmendem TE modelliert, eine Anpassung der folgenden Gleichung an die verarbeiteten Bildintensitäten beinhaltet:
wobei: I(TE) eine verarbeitete Bildintensität bei vorgegebenem TE ist; S_LO der Signalpegelversatz der Bildsignalintensitäten ist; und, wenn N = 1 ist, die Gleichung einen monoexponentiellen Abfall modelliert und, wenn I(0) für I₁(0) und T₂ für T₂₁ eingesetzt wird: I(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist; T₂ die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist; oder, wenn N = 2 ist, die Gleichung einen biexponentiellen Abfall modelliert und, wenn I_f(0) für I₁(0), T_2f für T₂₁, I_S(0) für I₂(0) und T_2S für T₂₂ eingesetzt wird: I_f(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund der schnellen Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist; T_2f die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, welche den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE für die schnelle Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist; I_S(0) die unbekannte Intensität bei TE = 0 ms aufgrund der langsamen Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen ist und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist; T_2S die unbekannte Transversal-Relaxations-Zeitkonstante ist, die den Abfall der verarbeiteten Bildintensitäten bei zunehmendem TE für die langsame Relaxationskomponente von Wasserstoff-Protonen charakterisiert und durch den Kurvenanpassungsvorgang zu bestimmen ist.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Signalpegelversatz durch eine Analyse von Hintergrundbildintensitäten in einem Bereich bestimmt wird, der frei von durch lokalisierte Bewegung verursachten Bildintensitätsstörungen ist.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei der Hintergrund ein Bereich in den T₂-gewichteten Bildern ist, der sich hauptsächlich durch die Abwesenheit von Wasserstoff-Protonen auszeichnet.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei der Signalpegelversatz als die gemittelte Intensität einer Poisson-Verteilung angenommen wird, die an die Verteilung der Hintergrund-Bildintensitäten angepasst ist.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Poisson-Verteilung, die an die Verteilung der Hintergrund-Bildintensitäten angepasst ist, eine verallgemeinerte Poisson-Verteilung der folgenden Form ist:
wobei: χ ein Bildintensitätswert ist; α ein Skalierungsfaktor ist und; θ und λ die Possion-Verteilung parametrisieren, und für die das mittlere μ der Poisson-Verteilung μ = θ(1 – λ)–1 ist und die Varianz σ² σ2 = θ(1 – λ)–3 ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei die T₂-gewichteten Bilder mit festen Verstärkungseinstellungen der zum Erzeugen der Kernmagnetresonanztomografie verwendeten Geräte beschafft werden.
Verfahren nach Anspruch 1, weiter mit dem Schritt des Einbeziehens einer prozentualen Veränderung der Phantombildintensitäten über die Spin-Echo-Zeiten in den ROI-Skalierungsfaktor für jedes Bild für diejenigen T₂-gewichteten Bildsequenzen, für welche die Phantombildintensitäten nicht effektiv konstant sind.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Instrumentendrift über die Sequenz T₂-gewichteter Bilder durch Teilen der gefilterten Bildintensitäten eines jeden Bilds durch einen zugeordneten ROI-Skalierungsfaktor für dieses Bild korrigiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei die Bereiche im Phantom, für welche die Instrumentendrift-Skalierungsfaktoren berechnet werden, ein im Wesentlichen identisches Maß der HF-Feld-Variation wie im ROI aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Intensitätsmessfehler an den durch den Kurvenanpassungsvorgang spezifizierten Bildintensitäten als der Standardfehler im ROI der abgezogenen Intensitätswerte berechnet wird, welche die gefilterten Bildintensitäten, subtrahiert von unverarbeiteten Bildintensitäten sind.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei der Standardfehler, der als der Intensitätsmessfehler an den gefilterten Bildintensitäten verwendet wird, als die Standardabweichung im ROI der abgezogenen Intensitätswerte, geteilt durch die Quadratwurzel der Anzahl von Intensitätswerten in der Nachbarschaft der Intensitäten berechnet wird, über die das Bildfiltern durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, wobei die Parameter, die durch den Kurvenanpassungsvorgang für den ROI berechnet wurden, eine Identifikation und Kennzeichnung normaler und abnormaler Gewebetypen erleichtern.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17, wobei der ROI durch die Leber eines Tiers oder eines Menschen geht und die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter dazu verwendet werden, die Anwesenheit und das Ausmaß eines oder mehrerer der folgenden Phänomene zu bestimmen: Fibrose, Zirrhose, Läsionen oder Tumore.
Verfahren nach Anspruch 17 oder 18, wobei die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter so formuliert sind, dass sie weiter mit einem Maß für die Gewebe-Eisenüberlastung für diesen Bereich korrelieren.
Verfahren nach Anspruch 19, wobei die Formel für N = 1 für die Kurvenanpassungsgleichung die folgende ist:
Verfahren nach Anspruch 19, wobei die Formel für N = 2 für die Kurvenanpassungsgleichung die folgende ist:
Verfahren nach einem der Ansprüche 19 bis 21, wobei der ROI durch die Leber geht und das Maß der Gewebe-Eisenüberlastung ein Maß der Eisenkonzentration in der Leber ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 19 bis 22, wobei die durch den Kurvenanpassungsvorgang berechneten Parameter transversale Relaxivitäten sind, wobei für sie die Verteilung der transversalen Relaxivitäten schon durch ein oder zwei Gaußsche Funktionen zum weiteren Charakterisieren des ROI parametrisiert ist.