ES2924754T3

ES2924754T3 - Sistema y método para estimar una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena

Info

Publication number: ES2924754T3
Application number: ES15787262T
Authority: ES
Inventors: Fayçal Djeridane; Timothé Boutelier
Original assignee: Olea Medical SA
Current assignee: Olea Medical SA
Priority date: 2014-10-13
Filing date: 2015-10-09
Publication date: 2022-10-10
Anticipated expiration: 2035-10-09
Also published as: FR3027115B1; US20160245889A1; EP3207397B1; JP2017530816A; WO2016059329A1; JP6662866B2; EP3207397A1; FR3027115A1; US9983287B2

Abstract

La invención se refiere a un sistema y un método para estimar una cantidad de interés sobre la base de datos relacionados con la perfusión resultantes de la adquisición de una pluralidad de volúmenes o estaciones de un paciente. Un método de este tipo puede implicar un paso para desencadenar la restauración de dicha cantidad de interés en forma de un gráfico consolidado por medio de una interfaz hombre-máquina adecuada. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema y método para estimar una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena

Campo de la invención

La invención se refiere a una unidad de procesamiento, un producto de programa informático y un método para estimar una cantidad de interés en base a datos de perfusión resultantes de la adquisición de una pluralidad de volúmenes o estaciones de un paciente. La invención se distingue de los métodos conocidos en particular por su precisión y por la gran consistencia de los parámetros estimados en relación con una pluralidad de estaciones, particularmente para estudiar órganos.

La invención se basa en particular en técnicas de obtención de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión (PW-MRI). Estas técnicas permiten obtener rápidamente información valiosa sobre la hemodinámica de órganos presentes en humanos o animales. Esta información es particularmente crucial para un médico que busca establecer un diagnóstico y tomar una decisión terapéutica en el tratamiento de patologías.

Para implementar tales técnicas, se usa en principio, un dispositivo de obtención de imágenes magnéticas nuclear 1, como se ilustra por medio de un ejemplo no limitativo en las figuras 1 y 2. Este puede suministrar una pluralidad de secuencias de imágenes digitales 12 de una o más porciones del cuerpo, tal como, por medio de ejemplos no limitativos, el cerebro, el corazón, los pulmones, etc. Con este fin, dicho dispositivo aplica una combinación de ondas electromagnéticas de alta frecuencia sobre la porción del cuerpo considerada y mide la señal reemitida por ciertos átomos, tal como, por medio de un ejemplo no limitativo, el hidrógeno para la obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear. El dispositivo por lo tanto permite determinar la composición química y por lo tanto la naturaleza de los tejidos biológicos en cada volumen elemental, tal como un vóxel, del volumen fotografiado. El dispositivo de obtención de imágenes por resonancia nuclear 1 se controla por medio de una consola 2. Por lo tanto un usuario puede seleccionar los parámetros 11 para controlar el dispositivo 1. En base a la información 10 producida por el dispositivo 1, se obtiene una pluralidad de secuencias de imágenes digitales 12 de una porción del cuerpo de un humano o de un animal. El dispositivo de resonancia magnética nuclear 1 puede incluirse posiblemente dentro de un sistema de análisis de imágenes.

Como una variante, dicho dispositivo 1 puede disociarse del sistema de análisis. En esta variante, las secuencias de imágenes 12 pueden almacenarse opcionalmente dentro de un servidor 3 y constituir un expediente médico 13 de un paciente. Un expediente 13 de este tipo puede comprender imágenes de diferentes tipos, tal como imágenes de perfusión o difusión. Las secuencias de imágenes 12 se analizan por medio de una unidad de procesamiento dedicada 4. Dicha unidad de procesamiento incluye medios para comunicarse con el mundo exterior para recolectar imágenes. Dichos medios para comunicarse permiten además que la unidad de procesamiento 4 suministre finalmente, por medio de medios de reproducción 5 que ofrecen gráficos, audio u otra representación, a un médico 6 o a un investigador, una estimación de una o más cantidades de interés, posiblemente formateadas en la forma de un contenido, tal como parámetros hemodinámicos 14, basados en imágenes digitales 12, ventajosamente imágenes de perfusión, por medio de una interfaz hombre-máquina adecuada. El usuario 6, ventajosamente un médico, del sistema de análisis puede por lo tanto confirmar o invalidar un diagnóstico, decidir sobre una acción terapéutica que considera adecuada, perfeccionar el trabajo de investigación... Opcionalmente, este usuario 6 puede configurar la operación de la unidad de procesamiento 4 o de los medios de reproducción 5 por medio de los parámetros 16. Por ejemplo, puede por lo tanto definir los umbrales de visualización o seleccionar los parámetros estimados que desea visualizar. Existe una variante, descrita en relación con la figura 2, para la que un sistema de obtención de imágenes como se describió anteriormente incluye además una unidad de preprocesamiento 7 para analizar las secuencias de imágenes, para deducir señales experimentales (perfusión o permeabilidad) 15 de las mismas y para suministrarlas a la unidad de procesamiento 4, que por lo tanto se releva de esta tarea. Además, para lograr una estimación de parámetros hemodinámicos o más generalmente una cantidad de interés, la unidad de procesamiento 4 incluye generalmente medios de procesamiento, tales como un ordenador, para implementar un método de estimación en la forma de un programa anteriormente cargado en los medios de almacenamiento que cooperan con dichos medios de procesamiento.

Las imágenes de perfusión por resonancia magnética nuclear se obtienen al inyectar un agente de contraste, por ejemplo una sal de gadolinio para imágenes por resonancia magnética, por vía intravenosa y al registrar su bolo a lo largo del tiempo en cada vóxel de la imagen, mediante adquisiciones a intervalos regulares. En particular, tales imágenes permiten caracterizar la circulación de sangre en el tejido de un órgano dado, al seguir la evolución de la concentración del agente de contraste en cada vóxel del volumen adquirido en función del tiempo. En el sentido de la invención y en todo el documento, lo que se entiende por “vóxel” (contracción del término “píxel volumétrico”) es un volumen elemental que permite medir la definición de una imagen matricial digital en tres dimensiones. Un vóxel de este tipo puede considerarse como un píxel en tres dimensiones. En cualquier caso, un vóxel de este tipo es un paralelepípedo rectangular, cuya superficie cerrada consiste de sus seis caras.

En aras de la concisión, omitiremos los índices x, y, z para identificar los vóxeles. Por ejemplo, en lugar de denotar como Sx, y, z(t) la señal para un vóxel con coordenadas x, y, z en función del tiempo, la denotaremos simplemente como S(t). Se entiende que las operaciones y los cálculos descritos a continuación se realizan generalmente para cada vóxel de interés, para obtener finalmente imágenes o gráficos que representan una cantidad de interés, más particularmente parámetros hemodinámicos que se desea estimar.

Un modelo estándar permite conectar la intensidad de las señales S(t) medida a lo largo del tiempo hasta la concentración C(t) de dicho agente de contraste.

En la obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear ponderada por perfusión, existe una relación exponencial S(t) =So e-kTEC(t). En ambos casos, So representa la intensidad promedio de la señal antes de la llegada del agente de contraste. En cuanto a la obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear, k es una constante que depende de la relación entre la susceptibilidad paramagnética y la concentración del agente de contraste en el tejido y TE es el tiempo de eco. El valor de la constante k para cada vóxel que se desconoce, se establece en un valor arbitrario para todos los vóxeles de interés. Por lo tanto se obtienen estimaciones relativas y no absolutas. Sin embargo, esta información relativa permanece relevante, porque lo que interesa principalmente, es la variación relativa de estos valores en el espacio, en particular entre tejidos sanos y tejidos patológicos.

La conservación de la masa del agente de contraste en el volumen de tejido contenido en cada vóxel en cada instante se escribe = BF • [Ca(í) - C„(t)]. Ca(t) es la concentración del agente de contraste en la arteria que suministra el volumen de tejido (Función de entrada arterial - AIF). BF es el flujo de sangre en el volumen de tejido y Cv(t) es la concentración del agente de contraste en la vena que drena el volumen de tejido (Función de salida venosa - VOF).

Al suponer que el sistema dinámico de arteria/tejido/vena es lineal y no varía con el tiempo, puede escribirse Cv(t)=Ca(t)0h(t), donde h(t) es la respuesta de impulso del sistema y ® designa el producto de convolución. Una solución formal de la ecuación diferencial anterior con la condición inicial C(t=0)=0 entonces se escribe C(t)=BF Ca(t)0R(t) donde R(t) es una función de los residuos (o Función de residuo) definida por R (t) = H (t) -j^h (r)dT donde H es la función de ranura de Heaviside generalizada.

Los parámetros hemodinámicos tales como BF, MTT o BV, así como también la función de residuo R(t), se estiman actualmente como sigue, en el caso de la obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear ponderada por perfusión.

Para cada vóxel, la señal de perfusión experimental Sexp(t) muestreada en los instantes de medición t, i =1,N, se convierte en una curva de concentración C(t). En base a la curva de concentración C(t), y al suponer que la función de entrada arterial teórica asociada Ca(t) se conoce, el producto BFR(t) se estima mediante deconvolución numérica.

Se han considerado varios enfoques para obtener las funciones de entrada arterial teóricas Ca(t) para entonces deconvolucionar las curvas de concentración C(t).

En un primer enfoque, el médico selecciona manualmente una función de entrada arterial experimental. Puede medirse, por ejemplo, en una arteria cercana al órgano a estudiar.

De acuerdo con otro enfoque, las funciones de entrada arterial locales se obtienen automáticamente en base a imágenes de perfusión, por medio de técnicas de procesamiento de señales y criterios de selección. Por ejemplo, se hace una búsqueda de la “mejor” función en la proximidad inmediata al vóxel de tejido actual donde se desea estimar los parámetros hemodinámicos o las funciones de distribución complementarias. El objeto de este enfoque es obtener finalmente estimaciones menos sesgadas y más precisas al dispensar, al menos en parte, los problemas de retraso y dispersión.

Una vez que se obtiene la función de entrada arterial Ca(t), es necesario deconvolucionar las curvas de concentración para estimar la función de residuo R(t) y para deducirla de los parámetros hemodinámicos, tales como el flujo de sangre BF, el tiempo medio de tránsito MTT o el volumen de sangre BV.

Para realizar la operación de deconvolución de la curva de concentración experimental C(t) mediante la función de entrada arterial teórica dada Ca(t) por los métodos descritos anteriormente, se usan generalmente dos enfoques.

Un primer enfoque es la deconvolución paramétrica.

Se desea modelar el vóxel como varios compartimentos distintos que intercambia entre ellos el agente de contraste. De esta manera, los modelos paramétricos R(t,0R) para funciones de residuo se introducen, ©r que es el vector de parámetros de dicho modelo, dichos modelos que dependen de los parámetros hemodinámicos del vóxel. Estos modelos se ajustan a señales experimentales, por ejemplo por el método de Bayes.

Varios modelos paramétricos conocidos entonces permiten describir las curvas de concentración del agente de contraste en cada vóxel. Por medio de un ejemplo no limitativo, el modelo más simple es el modelo de Kety que usa el siguiente postulado: cada vóxel se separa en dos compartimentos, el espacio intravascular y el espacio extravascular, dichos compartimentos que ocupan cada uno una fracción de vóxel Va y ve, igualmente y respectivamente caracterizados por la concentración del agente de contraste Ca(t) y Ce(t). Por lo tanto, el modelo de Kety se escribe generalmente en la forma integral: C(t)=KtransCa(t)0e-kept, donde Ktrans corresponde al flujo de sangre, kep es la constante de tiempo que caracteriza la transferencia entre los dos compartimentos, ® designa el producto de convolución y Ca(t) es la función de entrada arterial.

El conjunto de parámetros hemodinámicos de un modelo de este tipo es Qhem={Ktrans,kep}. Además, el volumen de sangre, el otro parámetro hemodinámico, se define por el teorema del volumen central como sigue ve — Ktrans.

k-ep

Otros modelos permiten tener en cuenta de manera más precisa los procesos fisiológicos que operan en el vóxel, al introducir funciones de residuo más complejas, así como también parámetros hemodinámicos adicionales, tales como el modelo de Kety-Tofts o Tofts-Kermode extendido, el modelo de St. Lawrence y Lee, etc.

Una vez que se selecciona el modelo, y se establece consecuentemente el tipo de función de residuo, debe seleccionarse además la función de entrada arterial. La selección de dicha función ha demostrado ser crítica en la estimación de los parámetros hemodinámicos: generalmente, el médico o el sistema de obtención de imágenes selecciona la curva de concentración del agente de contraste de un vóxel ubicado en una arteria como la función de entrada arterial de todos los vóxeles del volumen estudiado. A partir de entonces, el producto de convolución de la función de entrada arterial y la función de residuo se calcula numéricamente al discretizarlo en la cuadrícula de tiempo de adquisición de los datos de perfusión. La concentración teórica del agente de contraste. C)t) en cada instante de la adquisición ti se escribe en función de los parámetros hemodinámicos Qhem : C(ti) = f(ti,Qhem). Diferentes métodos son aplicables para estimar los parámetros hemodinámicos Qhem en base a las curvas de concentración del agente de contraste dentro de cada vóxel. Un método para estimar tal parámetro implementado por una unidad de procesamiento de un sistema, como el descrito en relación con las figuras 1 o 2, incluye una etapa para minimizar la suma cuadrática entre el modelo y las mediciones experimentales de acuerdo con la fórmula siguiente: 0hem — argminX¡ [Cexp(tl) — f ( t i ,0 hem) ]2. La minimización se logra numéricamente, ventajosamente por medio de la ejecución de un algoritmo de optimización no lineal.

Después de haber estimado los parámetros hemodinámicos de cada vóxel de interés, los resultados pueden presentarse en la forma de gráficos de parámetros, entonces se destacan diferentes tipos de tejidos, específicamente sanos o patológicos, de acuerdo con los valores de dichos parámetros.

Un segundo enfoque es un enfoque más general en base a la deconvolución no paramétrica: entonces no se hace ninguna suposición de modelo para la función de residuo.

El modelo de convolución estándar C(t)=BFCa(t)0R(t) primero se discretiza a lo largo del tiempo mediante el uso del siguiente modelo: c = BFAr donde,

• c es el vector que contiene la concentración del agente de contraste en los instantes de la adquisición,

• BF es el flujo de sangre,

• r es el vector de la función de residuo discretizada,

• A es la matriz de convolución en dependencia de la función de entrada arterial.

Como se explicó anteriormente en el caso del primer enfoque descrito, la función de entrada arterial debe seleccionarse correctamente con respecto a los vóxeles estudiados, para permitir la construcción de la matriz de convolución A.

Puede lograrse una discretización de este tipo, por ejemplo mediante el uso de la aproximación del método del rectángulo:

¿i

Vi — 1 ,N ,C (tl) = BF • j Ca(r) • R(t — r )d r B F ^ A t ^ C a( tl)^R (tl — tk)

o k=0

donde At es el período de muestreo. Esto puede reducirse a un sistema lineal Ad=c al establecer

d = BF- b

En la práctica, la matriz A se condiciona muy mal y es casi singular, de manera que no es posible invertir numéricamente este sistema lineal bajo pena de obtener soluciones sin sentido y estimaciones absurdas. Por lo tanto es necesario recurrir a varios métodos para obtener por ejemplo una pseudo-inversa A 1 de la matriz A y posteriormente una estimación d ded a partir de d = v4_1. Entre estos métodos para obtener una pseudo-inversa implementada por la unidad de procesamiento de un sistema de obtención de imágenes como el descrito en relación con las figuras 1 o 2 puede citarse la descomposición en valores singulares truncados ((T)SVD) o la descomposición en valores singulares simple (sSVD), y la deconvolución de Hunt en el dominio de frecuencia. El documento no debe limitarse sólo a las técnicas citadas.

Más generalmente, un método de este tipo para estimar una cantidad de interés consiste en minimizar un criterio del tipo ||Ad-c||2 ||rd||2, donde ||rd||2 es un término de regularización que favorece ciertas soluciones, y se obtiene una ^{estimación de d a partir de} d ^{= arrg™in(\\Ad - c||2} ||rd||2^{). Entre estos métodos puede citarse la regularización de}Tikhonov, el uso de la transformación ondícula, etc.

Una vez que d se obtiene, la unidad de procesamiento puede implementar un método para estimar BF a partir de BF mediante el uso de BF = cl(t1) = d (0) porque, por definición, R(0)=1. Se encuentran numerosas variantes de estos métodos en base a función(es) de entrada arterial: por ejemplo, las funciones de entrada artificial experimentales pueden ajustarse anteriormente a un modelo teórico paramétrico o semiparamétrico Ca(t,Qa) donde ©a es un vector de parámetros, para aumentar artificialmente la relación señal-ruido.

Otros parámetros hemodinámicos una vez que la función de residuo R(t) en sí misma tal como el tiempo de tránsito medio (MTT) a través del vóxel, que puede expresarse por medio de la siguiente fórmula: MTT = jR (t)d f=AtIr;. El volumen de sangre contenido en el vóxel (BV) puede calcularse además por medio del teorema del volumen central: BV = BFMTT.

Actualmente, las limitaciones técnicas de los dispositivos de obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear, como se ilustra por medio de un ejemplo no limitativo en las figuras 1 y 2, permiten obtener y/o adquirir imágenes con un campo de adquisición limitado a unas pocas decenas de centímetros cuadrados. El volumen suministrado por las diferentes adquisiciones y análisis de secuencias de imágenes por lo tanto se restringe y las técnicas conocidas para el análisis de perfusión, particularmente por resonancia magnética nuclear, son adecuadas para estudiar un órgano “pequeño”, tal como por medio de un ejemplo no limitativo el cerebro o el corazón, o para estudiar una porción limitada del cuerpo. Por el otro lado, tales técnicas son inadecuadas o inoperables para estudiar órganos de mayor tamaño que no pueden cubrirse por los campos de adquisición de un dispositivo de obtención de imágenes, tal como por medio de un ejemplo no limitativo la médula espinal o incluso para estudiar el cuerpo entero, particularmente por medio de un ejemplo no limitativo para seguir la aparición y/o la evolución de metástasis que pueden ubicarse en todo el cuerpo.

Una forma “ingenua” de solucionar este problema es realizar tantos exámenes de perfusión, particularmente adquisiciones, como sean necesarios para cubrir totalmente el volumen que se desea analizar. En este caso, la duración total de la adquisición, en particular la transcurrida por el paciente en los dispositivos de obtención de imágenes, se multiplicará por el número de subvolúmenes necesarios para analizar todo el volumen de interés, al aumentar considerablemente la duración total del examen: tales exámenes se volverían muy complicados y serían más difíciles de tolerar para el paciente. En principio, los análisis por tomodensitometría pueden consistir de medir la absorción de rayos X por los tejidos de los diferentes vóxeles. Al aplicar el protocolo descrito anteriormente, la dosis de radiación recibida por un paciente durante el uso de tal protocolo se incrementaría considerablemente, que hace muy peligroso el examen para dicho paciente debido a la sobreexposición a dicha radiación. La solicitud de patente US 2011/0110488 A1 describe un ejemplo de un dispositivo tomodensitométrico para adquirir datos de perfusión y menciona la posibilidad de usar una mesa móvil y cambiar la posición del paciente en el escáner entre diferentes latidos del corazón en el contexto de adquirir datos de perfusión para la reconstrucción de una función de entrada arterial y la estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de un volumen elemental del corazón. Sin embargo, no hay detalles con respecto al procesamiento de los datos de perfusión vinculados a este modo de adquisición.

Además, para cada adquisición de subvolumen, sería necesaria una inyección del agente de contraste. Aunque tal agente de contraste permite mejorar la calidad de los diagnósticos de obtención de imágenes médicas por resonancia magnética, la toxicidad a altas concentraciones de un agente de contraste de este tipo puede resultar problemática para un paciente. Al ser limitada la cantidad de agente de contraste que un paciente puede tolerar, un enfoque de este tipo es inadecuado, incluso potencialmente peligroso.

Otros protocolos experimentales tales como, por medio de un ejemplo no limitativo, el protocolo de adquisición experimental de los profesores Rahmouni y Luciani, se han puesto en marcha para permitir el estudio de obtención de imágenes de perfusión de todo el cuerpo, más particularmente en la obtención de imágenes por resonancia magnética (ver por ejemplo los artículos de Luciani A. y otros, "Hématologie: applications IRM corps entire [hematology: full body MRI applications]", Diario de Radiología, 90(10), pág. 1338 (2009) y Lin S. y otros, "IRM corps entier en haute resolution avec injection dynamique de gadolinium dans les Syndromes Lymphoproliferatifs [full-body MRI at high resolution with dynamic injection of gadolinium in lymphoproliferating syndromes]", Diario de Radiología, 88(10), pág. 1445 (2007)). Tales protocolos se han desarrollado en particular para estudiar mielomas, una forma de cáncer que afecta a las células de la médula espinal. El tamaño de la columna vertebral, y en consecuencia de la médula espinal, que excede en gran medida el campo de visión y/o adquisición de los dispositivos de obtención de imágenes por MRI, el método convencional usado en principio para la obtención de imágenes de perfusión de este órgano no es adecuado.

Para obtener el seguimiento del agente de contraste en toda la columna vertebral consecutivo de una inyección de dicho agente, la adquisición puede lograrse, por ejemplo, de acuerdo con el siguiente protocolo: en principio un paciente se estira sobre una mesa móvil, generalmente motorizada, que se mueve dentro del campo de visión del dispositivo de obtención de imágenes por resonancia magnética. Después que un primer volumen, conocido además por la terminología de “estación”, correspondiente a un campo de adquisición del dispositivo de obtención de imágenes, se ha escaneado por el dispositivo de obtención de imágenes por resonancia magnética, el paciente se mueve dentro de dicho dispositivo de obtención de imágenes por medio de dicha mesa móvil, de manera que un segundo volumen o estación contenido en el campo de adquisición, posiblemente adyacente al primer volumen o estación anteriormente analizado, se somete a la adquisición. Por medio de un ejemplo no limitativo, se ilustra un protocolo de este tipo en relación con la figura 3. De acuerdo con este ejemplo, cinco estaciones, I a V, tres estaciones sagitales I, II, IV y dos estaciones coronales sucesivas II, V son el objeto de las adquisiciones, dichas estaciones que se numeran en orden de adquisición: es necesario un período de sesenta segundos para muestrear los cinco volúmenes y para volver al primer volumen. Un período de este tipo se descompone en un subperíodo para adquirir las imágenes de aproximadamente treinta y nueve segundos, y un subperíodo de aproximadamente veintiún segundos para mover la mesa móvil. Cada vóxel de interés del volumen general se muestrea cada sesenta segundos. Las curvas de concentración resultantes por lo tanto tienen una resolución temporal de sesenta segundos.

De acuerdo con uno de tales protocolos, los datos de perfusión adquiridos y asociados con cada volumen o estación se procesan posteriormente para estimar una cantidad de interés tal como, por medio de ejemplos no limitativos, parámetros hemodinámicos. Un enfoque “natural” consiste en considerar cada una de las estaciones de manera independiente entre sí y aplicarles métodos convencionales como se describió anteriormente, específicamente enfoques paramétricos o no paramétricos. Para el enfoque paramétrico puede seleccionarse un modelo, tal como por medio de un ejemplo no limitativo el modelo de Ketty, y una función de entrada arterial para cada estación. Los parámetros hemodinámicos, tales como por ejemplo los parámetros KTrans, kep y ve, por lo tanto se estiman y pueden producirse además los gráficos de los parámetros asociados.

Sin embargo, este método “natural” conduce a resultados que son incomparables o poco comparables de una estación a otra. Por ejemplo, el valor promedio de KTrans medido en la vértebra lumbar L1 puede variar de simple a doble en dependencia de la estación desde la que se realiza la adquisición. Esta variabilidad puede observarse además para los otros parámetros kep y ve. Por lo tanto los resultados obtenidos mediante el uso de un protocolo de este tipo al aplicar métodos de estimación conocidos son en consecuencia no reproducibles, lo que hace que los datos obtenidos por este método de adquisición sean poco útiles, o incluso inútiles. De hecho, al aplicar un análisis independiente para cada estación, se oscurece, el hecho de que los vóxeles de cada volumen se adquirieron sucesivamente, en diferentes instancias. Por ejemplo, para el protocolo descrito anteriormente, la estación IV se adquiere quince segundos después de la estación III. Por lo tanto la función de entrada arterial específica para cada estación no se muestrea en los mismos instantes, y cada estación parece tener una función de entrada arterial diferente. En consecuencia, la función de entrada arterial de cada estación se modela mediante el uso de un modelo diferente, válido sólo en los instantes de adquisición de la estación a la que se adhiere, como se describe en relación con la figura 4. La figura 4 ilustra ejemplos de funciones de entrada arterial producidas y/o seleccionadas para cada estación I a la IV, dichas funciones que se representan en la forma de una curva de concentración de un agente de contraste en función del tiempo en una arteria seleccionada. Para cada estación I a la IV, se determina automáticamente y/o manualmente una función de entrada arterial independiente. De hecho, la curva de concentración de una función de entrada arterial se caracteriza por un rápido aumento seguido por una caída igualmente rápida, con un tiempo característico de sólo unas pocas decenas de segundos. Entonces, se observa una fase de reducción más lenta, con un tiempo característico más largo. Al ser del orden de un minuto la resolución temporal de las curvas de concentración, no es posible muestrear correctamente variaciones rápidas. Las diferentes funciones de entrada arterial determinadas en cada estación no reproducen por lo tanto toda la dinámica que está presente en la realidad y las últimas estaciones se afectan más por este efecto que las primeras. Por lo tanto, la no simultaneidad de las adquisiciones entre cada estación y la baja resolución temporal son todas las razones que conducen a estimaciones de parámetros hemodinámicos que no son reproducibles de una estación a otra, lo que hace inadecuado e inoperable el análisis de órganos de gran tamaño, tales como la médula espinal, mediante las técnicas de obtención de imágenes de perfusión e conocidas.

La invención permite responder a todos o parte de las desventajas presentadas por las soluciones conocidas.

Entre las numerosas ventajas que trae la invención, puede mencionarse que permite:

- dispensar con el tiempo el muestreo de la función de entrada arterial al seleccionar una función de entrada arterial común para todas las estaciones analizadas;

- preservar la salud de un paciente mediante la inyección de una sola dosis del agente de contraste que puede permitir el análisis de órganos de gran tamaño en una pluralidad de estaciones, o de todo el cuerpo;

- realizar el análisis de imágenes de perfusión, de órganos de gran tamaño, tal como por medio de un ejemplo no limitativo la médula espinal, el tamaño de dichos órganos que es mayor entonces el campo de adquisición estándar de los dispositivos para el análisis de imágenes por resonancia magnética;

- ofrecer la posibilidad de verificar las funciones de entrada arterial construidas;

- proponer una solución independiente de todas las técnicas de estimación de parámetros hemodinámicos;

- permitir la visualización y una visión general de los gráficos de los órganos presentes en varias estaciones; - dar resultados reproducibles, comparables de una estación a otra.

Con este fin, se proporciona un método en particular de acuerdo con la reivindicación independiente 1, para producir una estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de un volumen elemental -denominado vóxel - de un órgano de un paciente. Un método de este tipo pretende implementarse por medios de procesamiento de una unidad de procesamiento de un sistema de análisis de imágenes 2 por resonancia magnética ponderada por perfusión, e incluye una etapa para estimar dicha cantidad de interés para una estación entre una pluralidad de estaciones en base a los datos de perfusión vinculados a dicha estación. De acuerdo con la invención, un método de este tipo incluye una etapa para construir una función de entrada arterial común en base a los datos de perfusión vinculados a al menos una estación entre dicha pluralidad de estaciones, cada estación que es un volumen correspondiente a un campo de adquisición definido por un dispositivo de obtención de imágenes médicas por resonancia magnética.

Además, dicha etapa para estimar la cantidad de interés para una estación de dicha pluralidad de estaciones usa, para cualquier estación de dicha pluralidad de estaciones, dicha función de entrada arterial común construida y los datos de perfusión vinculados a dicha estación para estimar la cantidad de interés, dicha estación que comprende el volumen elemental del órgano del paciente.

Como una variante, la etapa 120 para construir una función de entrada arterial común puede implementarse en base a datos de perfusión vinculados a al menos dos estaciones entre dicha pluralidad de estaciones.

De acuerdo con una modalidad preferida, la invención proporciona que la etapa para construir una función de entrada arterial común puede incluir una etapa para determinar una función de entrada arterial específica para cada estación entre dicha al menos una estación, la función de entrada arterial común que se construye en base a dicha función de entrada arterial específica.

Ventajosamente, cuando el sistema de obtención de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión incluye medios para emitir dicho sistema a un usuario de dicho sistema, dichos medios de salida que cooperan con la unidad de procesamiento, dicho método puede incluir una etapa posterior para activar la salida de la función de entrada arterial por dichos medios de salida.

Para mejorar la calidad de los datos de perfusión, la invención proporciona que el método puede incluir una etapa anterior de preprocesamiento de los datos de perfusión, dicha etapa que se dispone para corregir dichos datos de perfusión.

De acuerdo con un segundo objeto, la invención se refiere a un método de acuerdo con la reivindicación 6 para producir una estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de una región de interés, dicha región que incluye al menos un vóxel. De acuerdo con la invención, dicha cantidad de interés se estima por vóxel por medio de un método conforme al primer objeto de la invención.

Para permitir el análisis de un órgano cuyo tamaño o configuración excede el campo de adquisición del dispositivo de análisis de imágenes de perfusión, dicha región de interés puede extenderse sobre varias estaciones entre dicha pluralidad de estaciones.

Ventajosamente, cuando el sistema de análisis de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión incluye medios para emitir a un usuario de dicho sistema, dichos medios de salida que cooperan con la unidad de procesamiento, dicho método puede incluir una etapa posterior para activar una salida de dicha cantidad de interés estimada para los vóxeles de la región de interés por dichos medios de salida.

De acuerdo con un tercer objeto, la invención se refiere a una unidad de procesamiento 9, que incluye medios para comunicarse con el mundo exterior y medios de procesamiento, que cooperan con medios de almacenamiento. Los medios para comunicarse son adecuados para recibir datos de perfusión vinculados con una pluralidad de estaciones del mundo exterior, cada estación que es un volumen correspondiente a un campo de adquisición definido por un dispositivo de obtención de imágenes médicas, y los medios de almacenamiento incluyen instrucciones ejecutables o interpretables por los medios de procesamiento, la interpretación o la ejecución de dichas instrucciones por dichos medios de procesamiento que provoca la implementación de un método conforme a la invención.

Para permitir que un médico realice un diagnóstico y tome una decisión rápidamente, los medios para comunicarse de la unidad de procesamiento conforme a la invención pueden suministrar una cantidad de interés estimada en un formato adecuado a los medios de salida capaces de emitirla a un usuario.

De acuerdo con un cuarto objeto, la invención se refiere a un sistema para el análisis de imágenes de perfusión de acuerdo con la reivindicación 11, que incluye una unidad de procesamiento conforme a la invención y medios de salida adecuados para emitir a un usuario una cantidad de interés estimada de acuerdo con un método conforme a la invención e implementada por dicha unidad de procesamiento.

De acuerdo con un quinto objeto, la invención se refiere a un producto de programa informático de acuerdo con la reivindicación 12, que incluye una o más instrucciones interpretables o ejecutables por los medios de procesamiento de una unidad de procesamiento conforme a la invención. Dicha unidad de procesamiento incluye además medios de almacenamiento o que cooperan con dichos medios de almacenamiento, dicho programa que puede cargarse en dichos medios de almacenamiento. La interpretación o ejecución de dichas instrucciones por dichos medios de procesamiento provoca la implementación de un método para estimar una cantidad de interés conforme a la invención.

Otras características y ventajas aparecerán con mayor claridad al leer la descripción que sigue y al examinar las figuras que la acompañan, entre las que:

- las figuras 1 y 2, descritas anteriormente, muestran dos variantes de modalidades de un sistema de análisis de imágenes médicas;

- la figura 3, descrita anteriormente, muestra imágenes de perfusión obtenidas por un dispositivo de obtención de imágenes por resonancia magnética nuclear en relación con varias estaciones de imágenes de un ser humano después de la inyección de un agente de contraste;

- la figura 4, descrita anteriormente, muestra ejemplos de funciones de entrada arterial determinadas para cuatro estaciones, en la forma de curvas de concentración C(t) de un agente de contraste que circula dentro de un vóxel de una arteria en función del tiempo;

- las figuras 5a y 5b muestran diagramas de flujo simplificados de métodos conforme a la invención;

- la figura 6 muestra un ejemplo de una función de entrada arterial construida en base a los datos de perfusión de cuatro estaciones, de conformidad con la invención;

- la figura 7 muestra cinco gráficos relacionados con estimar el flujo de sangre en base a una pluralidad de estaciones de conformidad con la invención;

- la figura 8 muestra un gráfico consolidado relacionado con dicho flujo de sangre estimado.

La figura 5a describe un ejemplo de un algoritmo simplificado de un método 100 - conforme a la invención - para producir una estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de un volumen elemental que se denomina vóxel - de un órgano. Tal método 100 puede implementarse mediante una unidad de procesamiento de un sistema de análisis de imágenes de perfusión tal como el sistema descrito en relación con las figuras 1 o 2 y en consecuencia adaptarse.

El método 100 conforme a la invención incluye principalmente una etapa 130 para estimar una cantidad de interés, por medio de ejemplos no limitativos un parámetro hemodinámico o la función de residuo, en base a datos de perfusión en relación con una pluralidad de estaciones. Lo que se entiende por “estación” en el sentido de la invención es un volumen correspondiente al campo de adquisición de un dispositivo de obtención de imágenes médicas tal como el dispositivo 1 del sistema de análisis de imágenes de perfusión descrito en relación con las figuras 1 o 2. Por lo tanto cada estación se vincula o asocia con un volumen correspondiente a un campo de adquisición definido por un dispositivo de obtención de imágenes médicas. Dicho campo de adquisición se asocia con una posición particular de la mesa móvil del dispositivo obtención de imágenes médicas sobre la que en principio el paciente se estira. Lo que se entiende por “datos de perfusión” en el sentido de la invención es el conjunto de imágenes de señales adquiridas en varios instantes por un dispositivo de obtención de imágenes médicas por resonancia magnética con el fin de estudiar la evolución de un agente de contraste anteriormente inyectado en el organismo de un paciente. Tales datos pueden consistir ventajosamente de secuencias de imágenes, tales como las secuencias de imágenes 12 descritas en relación con las figuras 1 o 2. Como se indicó anteriormente en relación con las figuras 1 y 2, los datos de perfusión pueden almacenarse ventajosamente en un servidor durante su adquisición, para procesarse posteriormente por un usuario de un sistema de análisis de imágenes, ventajosamente un médico. Los datos de perfusión se vinculan o asocian ventajosamente con una estación particular.

De acuerdo con la invención, antes de la estimación de los parámetros hemodinámicos en 130, para dispensar con el tiempo el muestreo de la función de entrada arterial, un método 100 de este tipo incluye una etapa 120 para construir una función de entrada arterial común en base a datos de perfusión en relación con al menos una estación entre dicha pluralidad de estaciones. Sin embargo, la construcción de tal función de entrada arterial de acuerdo con la etapa 120 no debe limitarse a los datos de perfusión en relación con una sola estación: de hecho, para por ejemplo ajustar un modelo de función de entrada arterial lo más cerca posible de la realidad y para refinar la construcción de dicha función de entrada arterial común, los datos de perfusión pueden vincularse o asociarse con dos estaciones o más, específicamente con tantas estaciones como estén disponibles. Por medio de un ejemplo no limitativo, como se describe en relación con la figura 3, los datos de perfusión pueden originarse de las cinco estaciones I a la V para construir una función de entrada arterial común.

La figura 6 describe un ejemplo de una función de entrada arterial construida en base a cuatro estaciones I a la IV entre las cinco adquiridas, dichas estaciones que se definen por la figura 3 y que se adquieren de acuerdo con el protocolo de adquisición experimental de los profesores Rahmouni y Luciani.

Generalmente, la función de entrada arterial común construida es ventajosamente única para todas las estaciones: tal función de entrada arterial puede describirse mediante una función analítica dada en la forma Ca(t,0a) donde 0a es el conjunto de parámetros de la función de entrada arterial. Tales parámetros 0a se estiman en la etapa120 en base a datos de perfusión de las diferentes estaciones y son los mismos para todos los vóxeles de todas las estaciones. Tal estimación de parámetros 0a puede realizarse, por medio de un ejemplo no limitativo, al ajustar el modelo definido Ca(t,0a) sobre las curvas de concentración del agente de contraste procedente de arterias seleccionadas en todas las estaciones. Dichas arterias pueden seleccionarse manualmente o automáticamente en dependencia del protocolo seleccionado. Como una variante o adicionalmente, los parámetros 0a pueden ajustarse además conjuntamente con los parámetros hemodinámicos 0hem de los vóxeles. De acuerdo con una modalidad preferida, la invención proporciona que la etapa 120 para construir una función de entrada arterial común puede incluir una etapa para determinar, manualmente o automáticamente, una función de entrada arterial específica o una dedicada a una estación entre dicha al menos una estación, la función de entrada arterial común que se construye en base a dicha función de entrada arterial específica. Como se indicó anteriormente, para ajustar un modelo de función de entrada arterial lo más cerca posible de la realidad y para refinar la construcción de dicha función al estimar los parámetros 0a, los datos de perfusión pueden vincularse o asociarse con dos estaciones o más, específicamente con tantas estaciones como estén disponibles. Tal modalidad preferida se describe en relación con la figura 6. En este ejemplo, la etapa 120 para construir una función de entrada arterial común Ca(t) consiste en ajustar dicha función a los valores medidos de concentración del agente de contraste en los instantes de muestreo dentro de cada estación, entre las estaciones I a la IV. Como se indicó anteriormente, dicha función de entrada arterial común puede describirse mediante una función analítica dada en la forma Ca(t,0a) donde 0a es el conjunto de parámetros de la función de entrada arterial. Por medio de un ejemplo no limitativo pero preferido, una función analítica de este tipo puede corresponder a una función 0 i f t < r

biexponencial tal como: Ca(t,8a)^ donde 0a = {Ai,A2,ki,k2,T}. Un modelo de este tipo

es particularmente adecuado para la implementación de un método conforme a la invención, porque reproduce correctamente las características variables en el tiempo de la función de entrada arterial Ca(t), es decir un aumento repentino, entonces una caída rápida, y finalmente una disminución más lenta.

Como una variante o adicionalmente, la invención proporciona además que la etapa 120 para construir una función de entrada arterial común consiste en seleccionar, en una base de datos de funciones de entrada arterial existentes, dichas funciones que se miden anteriormente con una resolución temporal suficiente en una población de pacientes de referencia, una función de entrada arterial común. La selección de una función de entrada arterial sobremuestreada de este tipo puede realizarse mediante el uso de los datos de perfusión de cada estación.

Ventajosamente, cuando el sistema de análisis de imágenes de perfusión descrito en relación con las figuras 1 o 2 incluye medios de salida 5, tales como por medio de un ejemplo no limitativo una interfaz hombre-máquina tal como una pantalla o cualquier otro medio equivalente para un usuario 6 de dicho sistema, dichos medios de salida 5 que cooperan con la unidad de procesamiento 4, dicho método puede incluir una etapa 121 posterior para activar una salida de la función de entrada arterial común por lo tanto se construye por dichos medios de salida. Como una variante o adicionalmente, una etapa 121 de este tipo puede además activar una salida de los vóxeles de los datos de perfusión usados para construir la función de entrada arterial común. Una etapa 121 de este tipo permite en particular, cuando los vóxeles se han seleccionado automáticamente para construir la función de entrada arterial común, validar la relevancia de dichos vóxeles seleccionados, específicamente que los vóxeles seleccionados correspondan realmente a vóxeles de interés dentro de las arterias.

Además, la etapa 130 para estimar la cantidad de interés usa la función de entrada arterial común construida: tal función de entrada arterial es válida para todas las estaciones en todos los instantes. La etapa 130 para estimar la cantidad de interés puede consistir en la implementación por la unidad de procesamiento de todas las técnicas conocidas para estimar parámetros hemodinámicos, ventajosamente métodos paramétricos o no paramétricos, como se describió anteriormente.

De acuerdo con el enfoque paramétrico, para un modelo de microcirculación dado, la función de residuo puede describirse mediante una función analítica dada en la forma R(t,0hem) donde 0hem es el conjunto de parámetros hemodinámicos. Por medio de ejemplos no limitativos, puede realizarse ventajosamente un método de optimización de los parámetros de la función, como la minimización de mínimos cuadrados, con o sin restricción, o incluso un método de estimación bayesiano.

Como una variante o adicionalmente, de acuerdo con el enfoque no paramétrico, puede construirse una matriz de convolución en base a la función de entrada arterial construida mediante el uso de una cuadrícula de tiempo más fina que la del protocolo de adquisición, para muestrear correctamente las diferentes escalas de tiempo presentes en dicha función de entrada arterial. Por medio de ejemplos no limitativos, puede realizarse el método SVD (descomposición de valor singular). Sin embargo, se preferirá el método de deconvolución bayesiano con respecto a la precisión bien establecida de las estimaciones producidas.

Como un complemento, cuando el sistema de análisis de imágenes de perfusión descrito en relación con las figuras 1 ó 2 incluye medios de salida 5, tal como por medio de un ejemplo no limitativo una interfaz hombre-máquina o cualquier otro medio equivalente para un usuario 6 de dicho sistema, dichos medios de salida que cooperan con la unidad de procesamiento 4, dicho método puede incluir una etapa 131 posterior para activar una salida de la cantidad de interés estimada, tal como por ejemplo los parámetros hemodinámicos 14, en un formato adecuado. Por medio de ejemplos no limitativos, un formato de este tipo puede ser un valor, un color dentro de una paleta dada para expresar la intensidad de dicha cantidad de interés estimada, o cualquier otro medio equivalente.

Para aumentar la relevancia de los datos de perfusión, la invención proporciona que el método puede incluir una etapa 110 anterior para preprocesar los datos de perfusión, dicha etapa que consiste en particular de corregir los artefactos o aplicar cualquier otro filtro corrector.

La obtención de imágenes por resonancia magnética, como todas las otras técnicas de obtención de imágenes médicas, no escapa de la constitución de imágenes falsas: artefactos. Los artefactos son imágenes observables que no representan ninguna realidad anatómica. Muy a menudo se hace un intento por evitarlos o minimizarlos al modificar ciertos parámetros de adquisición o reconstrucción. Tales artefactos pueden ser de diferentes naturalezas. En principio, por medio de ejemplos no limitativos, se aplican generalmente tres correcciones para mejorar la calidad de los datos de perfusión: una corrección de los movimientos del paciente o movimientos debido a la respiración, los latidos del corazón y el flujo de sangre, una corrección del campo de visión del dispositivo de obtención de imágenes de perfusión y/o eliminar el ruido de las imágenes.

La Figura 5b describe un ejemplo de un algoritmo simplificado de un método 200 - conforme a la invención - para producir una estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de una región de interés.

Se dispone un método 200 para producir una estimación de una cantidad de interés, por medio de ejemplos no limitativos un parámetro hemodinámico o la función de residuo, de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de una región de interés. Lo que se entiende por “región de interés” es cualquier región que incluye al menos un vóxel. Sin embargo, una región de interés no debe limitarse a un solo vóxel, sino que puede comprender una pluralidad de vóxeles, seleccionados manualmente o automáticamente. De acuerdo con la invención, dicha cantidad de interés puede estimarse para cada vóxel por medio de un método 100 conforme a la invención como se describió anteriormente, implementado iterativamente para cada vóxel por los medios de procesamiento de la unidad de procesamiento 4. Es por lo tanto posible, de acuerdo con la etapa 210, estimar una cantidad de interés sobre una pluralidad de vóxeles que definen una región de interés, que eventualmente puede extenderse sobre varias estaciones entre una pluralidad de estaciones para, por ejemplo, realizar el análisis de órganos cuyo tamaño excede el campo de adquisición del dispositivo de análisis de imágenes de perfusión.

Además, dicho método puede incluir una etapa 211 posterior para activar una salida de dicha cantidad de interés, específicamente un parámetro hemodinámico 14, estimado para los vóxeles de la región de interés por dichos medios de salida en un formato adecuado. La salida puede parecerse ventajosamente a un gráfico de parámetros donde cada vóxel corresponde a un grado de intensidad en relación con la cantidad de interés estimada. Una etapa de este tipo puede incluir una subetapa para visualizar un gráfico de parámetros para cada estación. Una modalidad de este tipo se describe en relación con la figura 7. La figura 7 tiene cinco gráficos relacionados con el flujo de sangre, conocido además por la terminología Ktans, estimados en base a una pluralidad de estaciones, ventajosamente cinco, de conformidad con la invención, los cinco gráficos que corresponden a las estaciones I a la V. Tales gráficos para las estaciones I a la V pueden usarse ventajosamente dentro del alcance del estudio del mieloma, un cáncer que afecta a las células de la médula espinal. Cada estación por lo tanto incluye una representación que es independiente de la otra.

Como una variante o adicionalmente, el método 200 puede incluir una etapa 220 para generar un volumen general en base a una pluralidad de estaciones. Puede incluir además una etapa para activar la salida, por ejemplo en la forma de un gráfico consolidado que integra o que fusiona los gráficos producidos para dicha pluralidad de estaciones. Una etapa 220 de este tipo puede comprender además una subetapa para conectar diferentes gráficos para estaciones comprendidas en la pluralidad de estaciones. Una modalidad de este tipo se describe en relación con la figura 8.

La figura 8 muestra un gráfico consolidado de una pluralidad de estaciones en base a gráficos de parámetros relacionados con dicho flujo de sangre estimado, dichos gráficos que se muestran por medio de ejemplos no limitativo en relación con la figura 7. Dos gráficos adyacentes entre las diferentes estaciones I a la V incluyen generalmente una región de cobertura, dicha región de cobertura que incluye ventajosamente vóxeles periféricos correspondientes, que corresponden entre sí de dos en dos y que forman pares de vóxeles correspondientes. La cantidad de interés en relación con tales pares de vóxeles puede estimarse por la unidad de procesamiento 4 como el resultado de una combinación lineal de las estimaciones de cada cantidad de interés de los vóxeles correspondientes dentro de las dos estaciones adyacentes. Por lo tanto se evita o atenúa, cualquier discontinuidad dentro del gráfico consolidado, resultante de fusionar los gráficos de parámetros específicos para cada estación entre las estaciones I a la V: la observación de la presencia de una discontinuidad de este tipo puede verificarse debido a los medios de salida 5 de un dispositivo de obtención de imágenes médicas, tal como el descrito en relación con las figuras 1 o 2. De acuerdo con el ejemplo descrito en relación con la figura 8, los gráficos de las estaciones I y II, así como también de las II y IV, se fusionan para generar un gráfico consolidado.

Como una variante o adicionalmente, el método 200 puede comprender una etapa 230 para verificar la estimación de la cantidad de interés estimada: una verificación de este tipo puede lograrse automáticamente o visualmente. Dicha etapa de verificación 230 puede consistir en detectar cualquier discontinuidad notable en un gráfico consolidado. Como una variante o adicionalmente, una etapa de verificación 230 de este tipo puede consistir de verificar automáticamente que los valores de las estimaciones de dicha cantidad de interés de los vóxeles correspondientes son consistentes, es decir que los valores de tales estimaciones se ubican en un rango de valores de extensión limitada. Tal verificación puede lograrse mediante el uso de pruebas estadísticas, tales como por medio de ejemplos no limitativo, la prueba de Kolmogorov-Smirnov o, preferentemente, la teoría de Bayes. El método 200 entonces puede incluir una etapa 231 para activar un énfasis a través de los medios de salida de los vóxeles considerados en 230 que tienen poca consistencia.

Debido a las nuevas estimaciones y/o gráficos presentados anteriormente, la invención permite poner a disposición de un médico todo un conjunto de información relevante y consistente, información que no podría estar disponible por medio de métodos conocidos de la técnica anterior. Esta provisión de disponibilidad se hace posible por una adaptación de la unidad de procesamiento 4 de acuerdo con las figuras 1 o 2 en la que los medios de procesamiento implementan un método para estimar una cantidad de interés que incluye la construcción de una función de entrada arterial en base a datos de perfusión en relación con una o más estaciones. Tal implementación se hace posible ventajosamente mediante la carga o el registro, dentro de los medios de almacenamiento que cooperan con dichos medios de procesamiento, de un producto de programa informático. Este último incluye de hecho instrucciones interpretables y/o ejecutables por dichos medios de procesamiento. La interpretación o ejecución de dichas instrucciones activan la implementación de un método 100 o 200 conforme a la invención. Los medios para comunicarse con el mundo exterior de dicha unidad de procesamiento pueden suministrar una cantidad de interés, específicamente los parámetros estimados 14, en un formato adecuado, a medios de salida capaces de emitirlas a un usuario 6, dicha cantidad de interés estimada que es capaz de emitir ventajosamente en la forma, por ejemplo, de gráficos como los ilustrados por las figuras 7 y 8.

Debido a la invención, la información suministrada por lo tanto es más numerosa, consistente, reproducible y precisa. La información que el médico tiene a su disposición por lo tanto es de una naturaleza que aumenta la confianza del médico en su determinación de un diagnóstico y su toma de decisiones.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Método (100) para producir una estimación de una cantidad de interés (14) de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de un volumen elemental - denominado vóxel - de un órgano de un paciente, dicho método (100) que se implementa por los medios de procesamiento de una unidad de procesamiento (4) de un sistema de análisis de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión, y que comprende una etapa (130) para estimar dicha cantidad de interés (14) en base a datos de perfusión respectivamente asociados con una estación de entre los datos de perfusión respectivamente asociado con una pluralidad de estaciones en base a datos de perfusión (12) asociados con dicha estación, cada estación que es un volumen correspondiente a un campo de adquisición definido por un dispositivo de obtención de imágenes médicas por resonancia magnética, que comprende una mesa móvil sobre la que se mueve el paciente de estación a estación para adquirir dichos datos de perfusión, dicho método:comprende una etapa (120) para construir una función de entrada arterial común en base a datos de perfusión asociados con al menos una estación de entre dicha pluralidad de estaciones, y dicha etapa (130) para estimar la cantidad de interés en base a los datos de perfusión asociados con una estación de entre dicha pluralidad usa, para cada estación de dicha pluralidad de estaciones, la función de entrada arterial común construida y los datos de perfusión asociados con dicha estación para estimar la cantidad de interés, dicha estación que comprende el volumen elemental del órgano del paciente.

2. Método (100) de acuerdo con la reivindicación anterior, en el que la etapa (120) para construir una función de entrada arterial común se implementa en base a datos de perfusión asociados con al menos dos estaciones de entre dicha pluralidad de estaciones.

3. Método (100) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que la etapa (120) para construir una función de entrada arterial común comprende una etapa para determinar una función de entrada arterial dedicada a una estación de entre dicha al menos una estación, la función de entrada arterial común que se construye en base a dicha función de entrada arterial dedicada.

4. Método (100) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, el sistema de análisis de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión que comprende medios de salida (5) para un usuario (6) de dicho sistema, dichos medios de salida (5) que cooperan con la unidad de procesamiento (4), dicho método que comprende una etapa (121) posterior para activar una salida de la función de entrada arterial común por dichos medios de salida.

5. Método (100) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende una etapa preliminar (110) de preprocesar los datos de perfusión (12), dicha etapa que se dispone para corregir dichos datos de perfusión (12).

6. Método (200) para producir una estimación de una cantidad de interés de un sistema dinámico de arteria/tejido/vena de una región de interés, dicha región que comprende al menos un vóxel, dicha cantidad de interés que se estima por vóxel por medio de un método (100) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a la 5.

7. Método (200) de acuerdo con la reivindicación anterior, en el que dicha región de interés se extiende sobre varias estaciones de entre la pluralidad de estaciones.

8. Método (200) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 6 o 7, el sistema de análisis de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión que comprende medios de salida (5) para un usuario (6) de dicho sistema, dichos medios de salida (5) que cooperan con la unidad de procesamiento (4), dicho método que comprende una etapa (211) posterior para activar una salida de dicha cantidad de interés estimada para los vóxeles de la región de interés por dichos medios de salida (5).

9. Unidad de procesamiento (4) que comprende medios de comunicación con el mundo exterior y medios de procesamiento, que cooperan con medios de almacenamiento, de manera que:

- los medios de comunicación son adecuados para recibir del mundo exterior datos de perfusión (12) asociados con una pluralidad de estaciones (I,M,MI,IV,V), cada estación que es un volumen correspondiente a un campo de adquisición definido por un dispositivo de obtención de imágenes médicas por resonancia magnética que controla una mesa móvil sobre la que se mueve un paciente de una estación a estación para adquirir dichos datos de perfusión;

- los medios de almacenamiento comprenden instrucciones que pueden ejecutarse o interpretarse por los medios de procesamiento, en donde la interpretación o ejecución de dichas instrucciones por dichos medios de procesamiento provoca la implementación de un método (200) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 6 a la 8.

10. Unidad de procesamiento (4) de acuerdo con la reivindicación anterior, en la que los medios de comunicación son adecuados para suministrar una cantidad de interés estimada (14) en un formato adecuado a medios de salida (5) capaces de enviarla a un usuario (6).

11. Sistema de análisis de imágenes por resonancia magnética ponderada por perfusión que comprende una unidad de procesamiento (4) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 9 y 10 y medios de salida (5) adecuados para emitir una cantidad estimada (14) a un usuario (6) de acuerdo con un método de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 6 a la 8 e implementada por dicha unidad de procesamiento (4).

12. Producto de programa informático que comprende una o más instrucciones que pueden interpretarse o ejecutarse por los medios de procesamiento de una unidad de procesamiento (4) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 9 y 10, dicha unidad de procesamiento (4) que comprende además medios de almacenamiento o que cooperan con tales medios de almacenamiento, dicho programa que es capaz de cargarse en dichos medios de almacenamiento, caracterizado porque la interpretación o ejecución de dichas instrucciones por dichos medios de procesamiento provoca la implementación de un método (200) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 6 a la 8.