NL1023433C2

NL1023433C2 - Evaluatie van in de tijd veranderlijke diagnostische processen.

Info

Publication number: NL1023433C2
Application number: NL1023433A
Authority: NL
Inventors: Niels Oesingmann
Original assignee: Siemens Ag
Priority date: 2002-05-15
Filing date: 2003-05-15
Publication date: 2005-02-10
Also published as: US20040002646A1; JP2003325479A; CN1458625A; US7245752B2; DE10221643A1; CN1312631C; NL1023433A1; JP4454960B2; CA2428705A1

Description

Evaluatie van in de tijd veranderlijke diagnostische processen

De onderhavige uitvinding heeft betrekking op de medische beeldgevende diagnostiek, in het bijzonder op de evaluatie van medische beelddatareeksen met betrek-5 king tot een tijdsverloop van veranderingen, die door diagnostische preparaten in een onderzoeksgebied tot stand werden gebracht.

De bewijskracht van een onderzoek naar de voortplanting van een diagnostisch preparaat zoals bijvoorbeeld een contrastmiddel of een radiofarmacon in een orgaan of — —een lichaamsgebied-van-een patiënt met de middelen van de magneetresonantietomo-10 grafie respectievelijk de scintigrafie wordt door allerlei invloeden verslechterd. Een overeenkomstig onderzoek vindt plaats aan de hand van een sequentie metingen, die opnames van het onderzoeksgebied voor verschillende op elkaar volgende tijdstippen levert. Voor een beoordeling van eventuele ziekelijke veranderingen moeten uit de beelddata van de op dergelijke wijze tot stand gebrachte opnameserie de door het dia-15 gnostische preparaat bewerkstelligde beeldintensiteitsveranderingen exact worden geëvalueerd.

Een betrouwbare evaluatie van de door een diagnostisch preparaat veroorzaakte beeldintensiteitsveranderingen wordt in wezen door drie invloeden bemoeilijkt

Een eerste invloed stelt de vervorming en verschuiving van organen in het Ii-20 chaam op grond van lichaamsfuncties zoals bijvoorbeeld de hartslag of de ademhaling voor. De opnametijdstippen van een beeld worden daarom in een meetsequentie in het algemeen met een bepalende lichaamsfunctie gesynchroniseerd. Zo wordt bijvoorbeeld bij een perfusiemeting van het hart het ECG-signaal voor de synchronisatie van de opnames met de slagcyclus van het hart gebruikt. Elke afzonderlijke opname van de 25 meetsequentie wordt daardoor steeds in dezelfde deformatietoestand van het hart gewonnen. Aangezien de ademhaling echter een andere cyclus dan die van het hart volgt, treedt een verschuiving van het hart respectievelijk van zijn weergave in de afzonderlijke opnames op. Algemeen betekent dit dat dezelfde gebieden van een onderzocht orgaan of een onderzocht lichaamsgebied op verschillende posities in de afzonderlijke 30 beelden van een opnameserie worden afgebeeld. De bepaling van de ligging van een te onderzoeken lichaamsgebied in een beeld kan daarom niet op andere beelden van de opnameserie worden overgedragen.

1023433

I 2 I

I Om te verhinderen dat een door de ademhaling veroorzaakte beweging van een I

I orgaan de evaluatie van de beelddata van een opnameserie bemoeilijkt of zelfs onmo- I

I gelijk maakt, wordt de opnameserie van een meetsequentie veelvuldig onder ademstil- I

I stand uitgevoerd. Dit veroorzaakt evenwel een grote belasting van de patiënt tijdens de I

I 5 overeenkomstige meetsequentie, waardoor wederom een niet-waarheidsgetrouwe belas- I

I tingsituatie van de patiënt tot stand gebracht kan worden. I

I Verder wordt de evaluatie door de karakteristieken van de voor de beelddatagene- I

I rering gebruikte detectoren beïnvloed. In het bijzonder de verandering van de gevoelig- I

I heid van een detector met de afstand en/of richting tot het meetobject bemoeilijkt een I

I 10 vergelijking van de meetdata respectievelijk de daardoor tot stand gebrachte beeldin- I

I tensiteiten van verschillende posities van het onderzoeksgebied. Zo vertonen bijvoor- I

I beeld in de meetresonantietomografie gelijksoortige weefsels verschillende intensitei- I

I ten afhankelijk van de afstand tot de detectorspoel. De intensiteit daalt daarbij met toe- I

I nemende afstand tot de spoel. I

I IS Wordt daarom een weefsel nabij de detectorspoel vergeleken met een weefsel dat I

I zich op enige afstand van de detectorspoel bevindt, en omvatten beide weefsels dezelf- I

I de concentratie van een diagnostisch preparaat, dan levert het preparaat in het zich na- I

I bij de spoel bevindende weefsel een hogere beeldintensiteit dan het preparaat in het I

I zich op afstand van de spoel bevindende weefsel. I

I 20 Een correcte beoordeling van deze meetgerelateerde signaalveranderingen kan I

I visueel zeer moeilijk worden uitgevoerd, in het bijzonder ook aangezien de gemeten I

I signaalintensiteiten in aanvulling op de afbeeldingseigenschappen van de detectorspoel I

I of van het meetsysteem ook door de magnetische eigenschappen van het weefsel zelf I

I worden beïnvloed. I

I 25 Analoge omstandigheden zijn in de scintigrafie aanwezig, waarin de gemeten I

I beeldintensiteiten uit de afbeeldingseigenschappen van de gammacamera en de concen- I

I tratie van het radiofarmacon in het weefsel bestaan. I

I Verder bestaat de beeldintensiteit respectievelijk de waarde van de beeldelemen- I

I ten van een lichaamsgebied in de beelddatareeks van een afbeelding van een meetse- I

I 30 quentie uit een bijdrage van het weefsel van dit lichaamsgebied zelf en een bijdrage van I

I de concentratie van het diagnostische preparaat in dit weefsel op het tijdstip van de I

I opname, zodat uit de beeldintensiteit geen conclusie over de concentratie van het dia- I

I gnostische preparaat getrokken kan worden. I

I 1023433 I

3

Het is daarom de doelstelling van de onderhavige uitvinding om de beelddata van een meetsequentie voor het onderzoeken van het verloop in de tijd van veranderingen, die door het inbrengen van diagnostische preparaten in een onderzoeksgebied tot stand worden gebracht, zodanig te bewerken dat een betrouwbare beoordeling van deze ver-5 anderingen mogelijk wordt gemaakt.

Deze doelstelling wordt overeenkomstig de onafhankelijke conclusies van de uitvinding bereikt.

Overeenkomstig de uitvinding wordt een werkwijze voor corrigeren van beelddata van de opnamen van een sequentie van, met een beeldgevend systeem van de medi-10 sche diagnostiek aan een te onderzoeken object in opeenvolging in de tijd opgenomen metingen voorgesteld, waarbij ten minste een eerste beelddatareeks van de sequentie op het te onderzoeken object vóór intreding van een diagnostisch relevante gebeurtenis betrekking heeft en ten minste een tweede beelddatareeks van de sequentie op het te onderzoeken object bij en/of na intreding van een diagnostisch relevante gebeurtenis 15 betrekking heeft en waarbij in een eerste stap een eerste correctie van de beelddata wordt uitgevoerd doordat door verschuiven van de beeldinhouden in de afbeeldingen van de meetsequentie de positie van het te onderzoeken object in alle beelden in wezen tot overeenstemming wordt gebracht, in een tweede stap een tweede correctie van de beelddata wordt uitgevoerd, doordat een gemiddelde-waarde-beeld uit de in de eerste 20 stap gecorrigeerde eerste beelddatareeks wordt gevormd, en alle beelden van de in de eerste stap gecorrigeerde eerste en tweede beelddatareeksen beeldelementgewijs op het berekende gemiddelde-waarde-beeld worden genormeerd, en in een derde stap een derde correctie van de meetdata wordt uitgevoerd, doordat de waarde van een beeldelement van een structureel uniform beeldgebied van een in de tweede stap gecorrigeerd 25 beeld van de eerste beelddatareeks of een gemiddelde waarde van beeldelementen van dit beeldgebied in de eerste beelddatareeks wordt afgetrokken van de waarden van alle beeldelementen van dit gebied in de eerste en tweede beelddatareeks.

De correctiewerkwijze overeenkomstig de uitvinding elimineert op eenvoudige wijze de bijdragen van de hierboven beschreven stoorfactoren uit de afbeeldingen van 30 een overeenkomstige meetsequentie, zodat een betrouwbare beoordeling van het verloop in de tijd van de verbreiding van een diagnostisch preparaat in het onderzoeksgebied mogelijk wordt gemaakt 1023433 I 4

I Voordelige verdere uitvoeringen van de uitvinding zijn in de afhankelijke conclu- I

I sies gedefinieerd. I

I Als beeldgevend systeem van de medische diagnostiek wordt bij voorkeur een I

I systeem voor de meetresonantietomografie of een scintigrafisch systeem gebruikt I

I 5 Om met geringe complexiteit een positie-aanpassing van het onderzoeksobject in I

I de verschillende beelden van de sequentie te bereiken, vindt de eerste correctie van de I

I beelddata op voordelige wijze onder toepassing van een coirelatie-analyse plaats. I

Hieronder wordt de uitvinding nader beschreven, waarbij naar de volgende figu- I

ren wordt verwezen: I

I 10 Figuur 1 toont een schematische weergave van een kemspintomografie-apparaat I

overeenkomstig de uitvinding. I

I Figuur 2 toont in een diagram het verloop van de beeldintensiteiten van via* ver- I

I schillende gebieden van een myocardium in het verloop in de tijd van een perfusieme- I

ting, en I

IS Figuur 3 toont in een diagram het overeenkomstig de uitvinding gecorrigeerde I

I verloop van de beeldintensiteiten van deze vier verschillende gebieden van het myocar- I

I dium in het verloop in de tijd van de perfusiemeting. I

I Bij een diagnosewerkwijze zoals bijvoorbeeld de meetresonantietomografie ver- I

I krijgt men een visuele weergave van het inwendige van het onderzochte lichaamsge- I

I 20 bied. I

I Figuur 1 toont een schematische weergave van een magneetresonantie- I

I beeldgevings- respectievelijk kemspintomografieapparaat voor het genereren van een I

I kemspinbeeld van een object overeenkomstig de onderhavige uitvinding. De opbouw I

I van het kemspintomografie-apparaat komt daarbij overeen met de opbouw van een I

I 25 gebruikelijk tomografie-apparaat Een grondveldmagneet 1 genereert een in de tijd con- I

I stant sterk magneetveld voor de polarisatie respectievelijk uitrichting van de kemspin I

I in het onderzoeksgebied van een object, zoals bijvoorbeeld een te onderzoeken deel van I

I een menselijk lichaam. De voor de kemspinresonantiemeting noodzakelijke hoge ho- I

I mogeniteit van het grondmagneetveld is in een bijvoorbeeld kogelvormig meetvolume I

I 30 M gedefinieerd, waarin de te onderzoeken delen van het menselijke lichaam worden I

I aangebracht. Voor het ondersteunen van de homogeniteitseisen en in het bijzonder voor I

I het elimineren van in de tijd invariabele invloeden worden op geschikte plaats zoge- I

I naamde shim-metaalplaten uit ferromagnetisch materiaal aangebracht. In de tijd varia- I

5 bele invloeden worden door shim-spoelen 2 geëlimineerd, die door een shim-stroomvoorziening 15 worden aangestuurd.

In de grondveldmagneten 1 is een cilindervormig gradiëntspoelsysteem 3 aangebracht, dat uit drie deelwikkelingen bestaat Elke deelwikkeling wordt door een ver-5 sterker 14 met stroom voor het genereren van een lineair gradiëntveld in de betreffende richting van het cartesische coördinatensysteem gevoed. Dé eerste deelwikkeling van j het gradiëntveldsysteem 3 genereert daarbij een gradiënt Gx in x-richting, de tweede deelwikkeling een gradiënt Gy in y-richting, en de derde deelwikkeling een gradiënt Gz in z-richting. Elke versterker l4"omvat een digitaal-analoog-omzetter. die door een se-10 quentiebesturing 18 voor het tijdig genereren van gradiëntpulsen wordt aangestuurd.

Binnen het gradiëntveldsysteem 3 bevindt zich een hoogfrequentantenne 4, die de door een hoogfrequentvermogensversterker afgegeven hoogfrequentpulsen in een magnetisch wisselveld voor het exciteren van de kernen en uitrichten van de kemspin van het te onderzoeken object respectievelijk van het te onderzoeken gebied van het object 15 omzet. De hoogfrequentantenne 4 bestaat uit een of meer HF-zendspoelen en een of meer HF-ontvangspoelen, mogelijkerwijs bestaand uit een configuratie van compo-nentspoelen (algemene aanduiding “coil arrays” of ook “phased array coils”). Door de HF-ontvangspoelen van de hoogfrequentantenne 4 wordt ook het van de voorafgaande kemspins uitgaande wisselveld, dat wil zeggen in de regel de door een pulssequentie uit 20 een of meer hoogfrequentpulsen en een of meer gradiëntpulsen tot stand gebrachte kemspinechosignalen, in een spanning omgezet, die via een versterker 7 aan een hoog-frequent-ontvangsignaal 8 van een hoogfrequentsysteem 22 wordt toegevoerd. Het hoogfrequentsysteem 22 omvat verder een zendkanaal 9, waarin de hoogfrequentpulsen voor de excitatie van de magnetische kemresonantie worden gegenereerd. Daarbij wor-25 den de betreffende hoogfrequentpulsen op grond van een door de installatiecomputer 20 vooraf bepaalde pulssequentie in de sequentiebesturing 18 digitaal als reeks van complexe getallen voorgesteld. Deze getallenreeks wordt als reëel en als imaginair aandeel via telkens een ingang 12 aan een digitaal-analoog-omzetter in het hoogfrequentsysteem 22 en hiervan aan een zendkanaal 9 toegevoerd. In het zendkanaal 9 30 worden de pulssequenties op een hoogfrequent-draaggolfsignaal gemoduleerd, waarvan de basisfrequentie met de resonantiefrequentie van de kemspin in het meetvolume overeenkomt.

1023433

I 6 I

I De omschakeling van zend- naar ontvangbedrijf vindt plaats via een zend- I

I ontvangwissel 6. De HF-zendspoel van de hoogfrequentantenne 4 straalt de hoogfre- I

I quentpulsen voor het exciteren van de kemspin in in het meetvolume M en bemonstert I

I resulterende echosignalen via de HF-ontvangspoelen. De op overeenkomstige wijze I

I 5 gewonnen kemresonantiesignalen worden in het ontvangkanaal 8 van het hoogfie- I

I quentsysteem 22 fasegevoelig gedemoduleerd en via een betreffende analoog-digitaal- I

I omzetter in reëel deel en imaginair deel van het meetsignaal omgezet Door een beeld- I

I computer 17 wordt uit de dusdanig gewonnen meetdata .een beeld gereconstrueerd. Het I

I beheer van de meetdata, de beelddata en het besturingsprogramma vindt plaats via de I

I 10 installatiecomputer 20. Op grond van een bepaling vooraf met besturingsprogramma’s I

I controleert de sequentiebesturing 18 het genereren van de telkens gewenste pulssequen- I

I ties en het overeenkomstige bemonsteren van de k-ruimte. In het bijzonder bestuurt de I

I sequentiebesturing 18 daarbij het tijdcorrecte schakelen van de gradiënten, het uitzen- I

I den van de hoogfrequentpulsen met gedefinieerde fase en amplitude alsmede de ont- I

I 15 vangst van de kemresonantiesignalen. De tijdbasis voor het hoogfrequentsysteem 22 en I

I de sequentiebesturing 18 wordt door een synthesizer 19 ter beschikking gesteld. De I

I selectie van overeenkomstige besturingsprogramma’s voor het genereren van een kon- I

I spinbeeld alsmede de weergave van het gegenereerde kemspinbeeld vindt plaats via I

I een terminal 21, die een toetsenbord alsmede een of meer beeldschermen omvat De I

I 20 terminal 21 dient verder voor de evaluatie overeenkomstig de uitvinding van kemspin- I

I beelden. I

I De intensiteit van een beeldelement wordt bij de magneetresonantietomografie I

I door de eigenschappen van het afgebeelde weefsel en de eigenschappen van het meet- I

I systeem bepaald. Door de toevoeging van contrastmiddelen kan de beeldintensiteit I

I 25 worden verhoogd. Een dergelijke contrastmiddelwerkwijze wordt in het bijzonder bij I

I perfusiemetingen aan organen zoals bijvoorbeeld het hart toegepast. Hierbij bereikt het I

I door middel van een injectie aan een patiënt toegediende contrastmiddel via de bloeds- I

I omloop binnen een zekere periode de onderzochte organen, waar het zich verdeelt tot I

I het tenslotte weer langzaam door het lichaam wordt uitgescheiden. I

30 In de loop van een perfusiemeting van het myocardium wordt het verloop in de I

tijd van het doordringen van het contrastmiddel in de verschillende hartspiergebieden I

geobserveerd. Hiertoe worden in het kader van een meetsequentie, beginnend op een I

tijdstip kort vóór of met het toedienen van het contrastmiddel, meerdere opnamen van I

1023433 I

7 het hart in opeenvolging in de tijd tot stand gebracht. Dringt het contrastmiddel in een hartspier door, dan wordt de intensiteit van de op deze hartspier betrekking hebbende beeldelementen in de betreffende afbeeldingen verhoogd.

Bij een perfusiemeting wordt de door het contrastmiddel tot stand gebrachte in-S tensiteitsverhoging in de afbeelding van een weefselgébied over de tijd gevolgd. Voor het evalueren worden de intensiteitswaarden van de beeldpunten van dit weefselgebied als functie van de tijd respectievelijk op analoge wijze via de reeks van afbeeldingen van de sequentie van metingen aangegeven. Een overeenkomstige evaluatie is in figuur 2 voorgesteld.— —----— —-------- 10 Figuur 2 toont de door de tijd veroorzaakte veranderingen van de beeldintensitei- ten van vier verschillende weefselgebieden (· 8 x) van een hartspier met onopvallend myocardium-weefsel tijdens een perfusiemeting met contrastmiddeltoevoer. De afstanden van de weefselgebieden tot de detectorspoel zijn verschillend, waarbij het gebied 2 () het verst van de spoel is verwijderd.

IS Ligging en afmeting van de afzonderlijke weefselgebieden worden in de beeld weergaven van een meetsequentie vastgelegd. De beeldintensiteit van een op dergelijke wijze gedefinieerd weefselgébied wordt in elke afbeelding van de meetsequentie bepaald en boven het beeldnummer in het diagram van figuur 2 aangegeven.

Op grond van de door de beweging van het onderzochte object tijdens de metin-20 gen veroorzaakte positieverschuivingen van de gedefinieerde weefselgebieden in de afzonderlijke opnamen, moet de positie van een betreffend gebied in elke opname onafhankelijk van de andere worden bepaald. Overeenkomstig de uitvinding wordt daarom vóór de bepaling van de intensiteitswaarden van de afzonderlijke gebieden een be-wegingscorrectie uitgevoerd.

25 Hiertoe wordt de positie van de afbeelding van een onderzoeksobject in alle beel den van een meetsequentie zodanig gecorrigeerd, dat de afbeelding van het object in de beelden dezelfde positie inneemt. Dit kan bijvoorbeeld door een correlatie-analyse van de beelden van de opnameserie worden gerealiseerd. Het voor de correctieanalyse gebruikte beeldgebied kan hierbij door het totale beeld, een deel hiervan of door disjuncte 30 beeldgebieden van een totaal beeld worden gevormd. Als resultaat van de bewegings-correctie verkrijgt men een afbeeldingsserie met beelden, waarin een weefselgebied zich steeds op dezelfde positie bevindt.

1023433

Door de bewegingscorrectie wordt de voor alle beelden van de afbeeldingsserie I

geldige bepaling van de geometrische vorming van de positie van een weefselgebied uit I

slechts één beeld van de serie mogelijk gemaakt. Voor het diagram van figuur 2 worden I

nu de beeldintensiteitswaarden gescheiden voor elk bepaald weefselgebied uit de beel- I

5 den uitgelezen en in de volgorde van de opnamen aangegeven. I

De in de tijd veranderlijke waarde van een meetsignaal S,(t) uit een weefselge- I

bied i als functie van de tijd t bestaat uit een tijdsonafiiankelijke signaalbijdrage Si° van I

het originele weefsel en een in de tijd veranderlijke signaalbijdrage ASj(t) van een I

weefselverandering alsmede een ruiscomponent Sn. De omzetting van een meetsignaal I

10 Si uit een weefselgebied i in een beeldintensiteit Bj ondergaat door de gebruikte detec- I

tor een weging kj, zodat de beeldintensiteit Bj van een afgebeeld gebied wordt berekend I

als I

Bi(t) = ki (Si0 + ASi(t)) + S„; (1) I

13 I

Voor een bewijskrachtige analyse mag de ruiscomponent geen bepalende invloed op de I

beeldintensiteit Bi hebben en wordt daarom hieronder verwaarloosd. I

Zolang bij een perfusiemeting geen contrastmiddel in het onderzochte weefsel I

doordringt verandert de beeldintensiteit van een weefselweergave niet Bereikt het ge- I

20 injecteerde contrastmiddel het weefsel en plant het zich daar voort, dan neemt de inten- I

siteit van het weefsel met de tijd toe, tot door uitscheiden van het contrastmiddel uit het I

weefsel de beeldintensiteitswaarden langzaam weer tot de oorspronkelijke tijdsonaf- I

hankelijke waarde afnemen. De tijdsafhankelijke bijdrage tot de beeldintensiteit is I

daarom een maat voor de concentratie van het contrastmiddel in het onderzochte weef-

25 sel. I

Om de invloed van de geometrie-afliankelijke gevoeligheids- respectievelijk we- I

gingsfactoren kj op de beeldintensiteit van een weefselgebied i te elimineren, worden in I

de volgende tweede correctiestap alle afbeeldingen van de meetsequentie op een ge- I

middelde-waarde-beeld genormeerd. I

30 Hiertoe worden eerst de beelden bepaald, waarin de in de tijd veranderlijke sig- I

naalveranderingen ASj(t) nog geen bijdrage tot de beeldintensiteit Bj(t) leveren. Met I

andere woorden, er wordt een selectie van beelden vóór het optreden van het contrast- I

middel in een van de weefselgebieden i uit de opnameserie gemaakt. Uit deze selectie I

1023433 I

9 wordt een gemiddelde-waarde-beeld bepaald doordat bijvoorbeeld een de selectie vertegenwoordigend beeld wordt uitgezócht of het gemiddelde-waarde-beeld bijvoorbeeld op basis van een beeldelementgewijze rekenkundige of kwadratische gemiddelde-waarde-vorming uit een aantal beelden voor de selectie wordt berekend. In het alge-5 meen worden alle beelden van de selectie gebruikt. Om optimale resultaten te verkrijgen, kunnen beelden met vergelijkenderwijs groot ruisaandeel ook van de gemiddelde-waarde-vorming worden uitgezonderd. De selectie van een representatief beeld als gfe-middelde-waarde-beeld kan bijvoorbeeld op criteria zoals bijvoorbeeld lager ruisaan---deel Sn en/of zogeringmogelijkeveranderingvandebeeldinhoud bij de voorafgaande 10 bewegingscorrectie worden gebaseerd. Deze gemiddelde-waarde-vorming komt derhalve overeen met een gemiddelde afbeelding van het te onderzoeken object vóór een eerste optreden van het contrastmiddel.

Vervolgens worden alle afbeeldingen van de meetsequentie op deze gemiddelde-waarde-beeld genormeerd doordat op het vlak van de afzonderlijke beeldelementen de 15 beeldintensiteiten van de bewegingsgecorrigeerde afbeeldingen door de beeldintensitei-ten Bjm van de gemiddelde-waarde-beeld worden gedeeld. Algemeen verkrijgt men daarom voor de beeldintensiteit Bjnwm (t) een weefselgebied i in een normale afbeelding van het te onderzoeken object: 20 Bjnorm(t) = Bj(t) / Bjm = kj · (Si0 + ASi(t)) / (k; · S{") = (Ss0 + AS,<t» / Sim; (2) waarbij (lq * Si"1) de beeldintensiteit van het weefselgebied i in het gemiddelde-waarde-beeld respectievelijk Sjm de aan deze beeldintensiteit toegewezen gemiddelde signaalin-tensiteit van het weefsel aanduidt.

25 Door deze normering wordt de invloed van de voor elke plaats van het onder zochte weefsel verschillende wegingsfactoren kj op de beeldintensiteit geëlimineerd. De relatieve beeldintensiteiten zijn in de genormeerde beelden daarom onafhankelijk van invloeden van de detectorspoel, in het bijzonder onafhankelijk van de afstand tussen detectorspoel en afgebeeld weefselgebied.

30 Bij een perfusiemeting is uitsluitend het verloop in de tijd van de verandering van een weefsel als gevolg van een contrastmiddeltoediening van belang. Om de concentratie en de verdeling van een contrastmiddel in het weefsel betrouwbaar te bepalen, moet de invloed van het natieve weefsel op de beeldintensiteit worden geëlimineerd. Dit is in 1023433

I 10 I

I het bijzonder ook voorwaarde voor de detectie van geringe contrastmiddelconcentraties I

I in de beelden van een meetsequentie. I

I De bijdrage van het natieve weefsel tot de beeldintensiteiten is in de af* I

I beeldingen van een meetsequentie als tijdsonafhankelijke intensiteitsbijdrage Sj° gege- I

I 5 ven. Deze intensiteitsbijdrage vormt zogezegd de ondergrond voor een detectie van een I

I contrastmiddel in het weefsel. Deze ondergrond komt overeen met het genormeerde I

I gemiddelde-waarde-beeld. I

I Om de intensiteitsbijdrage Bik (t) van de tijdens een meetsequentie plaatsvinden- I

I de veranderingen van de onderzochte weefselgebieden uit de beeldintensiteiten Bjnonn(t) I

I 10 te extraheren, moet de bijdrage van het natieve weefsel worden afgetrokken van de I

I beeldintensiteiten Bjnonn(t). I

I De intensiteit Bjk ontstaat voor een gebied i daarom overeenkomstig de volgende I

I vergelijking: I

I 15 Bk(t) = Binorm(t) -1 = (S,·0 - + ASi(t)) / S™ I

I => Bik(t) s ASj(t) / Sjm voor S,m s Sj° (3) I

I De volgens vergelijking (3) gecorrigeerde beelddata geven nu de door het con- I

I trastmiddel veroorzaakte veranderingen in het onderzochte weefsel weer. Ze stellen een I

I 20 gevoelige methode voor de detectie van door perfiisie veroorzaakte weefselveranderin- I

I gen voor. I

I De volgens vergelijking (3) gecorrigeerde beelden vormen in gelijke mate de I

I uitgangsbasis voor de eenvoudige totstandbrenging van gecorrigeerde signaal-tijd- I

I curven, zóals deze in figuur 3 zijn weergegeven. I

I 25 Een signaal-tijd-curve geeft in een grafische weergave de beeldintensiteiten van I

I geselecteerde weefselgebieden in de reeks afbeeldingen van een meetsequentie weer. I

I Aangezien elk van de opnamen op een bepaald tijdstip tot stand werd gebracht, geeft de I

I weergave daarmee ook het verloop in de tijd van de beeldintensiteiten voor de geselec- I

teerde weefselgebieden weer. De in het signaal-tijd-diagram 30 van figuur 2 weergege- I

30 ven signaal-tijd-curven 31, 32, 33 en 34 komen overeen met het verloop in de tijd van I

de beeldintensiteiten Bj(t) van de met gebiedl, gebied2, gebied3 en gebied4 aangeduide I

weefselgebieden en werden op basis van een bewegingscorrectie van de beelddatareek- I

sen tot stand gebracht. I

1023433 I

11

Het signaal-tijd-diagram 40 van figuur 3 geeft daarentegen de gecorrigeerde sig-naal-tijd-curven 41,42, 43 en 44 van dezelfde weefselgebieden gebiedl, gebied2, ge-bied3 en gebied4 weer, maar bepaalt uit de aanvullend genormeerde en door onder-grondaftrekking gecorrigeerde beelddata Bjk.

5 Duidelijk kan aan figuur 3 worden ontleend dat door de toepassing van de correc- tiewerkwijze overeenkomstig de uitvinding lokale invloeden op de signaalwaarden, zoals bijvooibeeld de afstand van een onderzocht weefselgebied tot de detectorspoel, worden gecorrigeerd en een betrouwbare beoordeling van de signaalveranderingen met elkaar mogelijk wordt gemaakt 10 Op grond van de grotere afstand tot de detectorspoel is de door het contrastmid del veroorzaakte stijging van de beeldintensiteit voor het gebied 2 in de uitsluitend be-wegingsgecorrigeerde beelddatareeks duidelijk geringer dan in een van de andere drie gebieden. Dit kan in figuur 2 uit de geringere stijging van de signaal-tijd-curve 32 in vergelijking tot de andere signaal-tijd-curven 31, 33 en 34 worden afgelezen. Door de IS normering wordt deze lokale invloed gecompenseerd, zodat bij gelijke contrastmiddel-concentratie in alle vier de gebieden een identieke toename in de beeldintensiteit van alle vier de gebieden wordt bereikt. Door de ondergrondaftrekking worden de signaal-tijd-curven bovendien direct vergelijkbaar.

Als resultaat van de bij wijze van voorbeeld weergegeven perfusiemeting kan aan 20 figuur 3 daarom worden ontleend dat geen significante verschillen in de doorbloeding van de verschillende myocardiumgebieden gebiedl, gebied2, gebied3 en gebied4 aanwezig zijn.

Hoewel de correctiewerkwijze overeenkomstig de uitvinding aan de hand van het voorbeeld van een perfusiemeting van het myocardium aan een kemspintomografie-25 apparaat werd voorgesteld, wordt de werkwijze bij alle beeldgevende meetwerkwijzen van de medische diagnostiek gebruikt, die een in de tijd variabele verdeling of een in de tijd variabele concentratie van een diagnostisch preparaat in weefsels meten. De werkwijze overeenkomstig de uitvinding kan daarom ook bij long- of nierperfusiemetingen alsmede in de scintigrafie worden toegepast 30 De werkwijze kan als computersoftware voor het uitvoeren op een dataverwer- kingsinstallatie van een beeldgevend meetsysteem of een van het meetsysteem onafhankelijke dataverwerkingsinstallatie worden gerealiseerd. De computersoftware wordt hiertoe in een geheugen van de dataverwerkingsinstallatie geladen en door een verwer- 1Ü2343Ö

12 I

kingseenheid hiervan, bijvoorbeeld de processor van de dataverwerkingsinstallatie, I

uitgevoerd. I

;i ï ίά I

Claims

1. Werkwijze voor corrigeren van beelddata van de opnamen van een sequentie van, met een beeldgevend systeem van de medische diagnostiek aan een te onderzoe-5 ken object in opeenvolging in de tijd opgenomen metingen, waarbij ten minste een eerste beelddatareeks van de sequentie op het te onderzoeken object vóór intreding van een diagnostisch relevante gebeurtenis betrekking heeft en ten minste een tweede beelddatareeks van de serie op het te onderzoeken object bij en/of na intreding van een —diagnostisGh^elevante-gebeurtenisbetrekkingheeftenwaaibij----- 10. in een eerste stap een eerste correctie van de beelddata wordt uitgevoerd, doordat door verschuiven van de beeldinhouden in de afbeeldingen van de meetsequentie de positie van het te onderzoeken object in alle beelden in wezen tot overeenstemming wordt gebracht, - in een tweede stap een tweede correctie van de beelddata wordt uitgevoerd, doordat 15 een gemiddelde-waarde-beeld uit de in de eerste stap gecorrigeerde eerste beelddatareeks wordt gevormd, en alle beelden van de in de eerste stap gecorrigeerde eerste en tweede beelddatareeksen beeldelementgewijs op het berekende gemiddelde-waarde-beeld worden genormeerd, en - in een derde stap een derde correctie van de meetdata wordt uitgevoerd, doordat de 20 waarde van een beeldelement van een structureel uniform beeldgebied van een in de tweede stap gecorrigeerd beeld van de eerste beelddatareeks of een gemiddelde waaide van beeldelementen van dit beeldgebied in de eerste beelddatareeks wordt afgetrokken van de waarden van alle beeldelementen van dit gebied in de eerste en tweede beelddatareeks.

2. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de eerste correctie van de beelddata door middel van een correlatieanalyse wordt uitgevoerd.

3. Werkwijze volgens conclusie 1 of 2, met het kenmerk, dat het gemiddelde-waarde-beeld door beeldelementgewijze rekenkundige of kwadratische gemiddelde-waarde-vorming van een aantal beelden van de in de eerste stap gecorrigeerde beeldda- 30 tareeks wordt vastgesteld.

4. Werkwijze volgens conclusie 1 of 2, met het kenmerk, dat als gemiddelde-waarde-vorming uit een aantal beelden van de in de eerste stap gecorrigeerde beeldda- 1023433

14 I tareeks een beeld met gering ruisaandeel en/of geringe verandering door de eerste cor- I rectie van de beelddata wordt geselecteerd. I

5. Werkwijze volgens een van de conclusies 1 tot en met 4, met het kenmerk, dat I het beeldgevende systeem van de medische diagnostiek een magneetresonantietomo- I 5 grafisch systeem is. I

6. Werkwijze volgens een van de conclusies 1 tot en met 5, met het kenmerk, dat I het beeldgevende systeem van de medische diagnostiek een scintigrafisch systeem is. I

7. Kemspintomografie-apparaat met een inrichting voor het corrigeren van beeld· I data van de opnamen van een sequentie van kemspinmetingen overeenkomstig een I 10 werkwijze volgens een van de conclusies 1 tot en met 6, omvattend I - een gebruikersinterface (21) voor het selecteren van beelddata voor de correctie door I een gebruiker, voor het bewerkstelligen van de correctie van de geselecteerde beelddata I door een gebruiker en voor het aanduiden van een correctieresultaat, en I • een verwerkingseenhei d (20) voor het verwerken van de door de gebruiker geselec- I 15 teerde beelddata overeenkomstig de correctiewerkwijze. I

8. Computersoftwareproduct voor corrigeren van beelddata van de opnamen van I een sequentie van, met een beeldgevend systeem van de medische diagnostiek aan een I te onderzoeken object in opeenvolging in de tijd opgenomen metingen met instructies I voor het uitvoeren van een werkwijze overeenkomstig een van de conclusies 1 tot en I 20 met 6 bij opslag in een geheugeninrichting en uitvoering door een verwerkingsinrich- I ting van een dataverwerkingsinstallatie. I 1023433 ' I Verwiizinesciiferliist 1 grondveldmagneet 2 shim-spoelen 5. gradiëntveldsysteem 4 hoogfrequentantenne 5 objecttafel 6 ontvangwissel 7 versterker 10. hoogfrequent-ontvangkanaal 9 zendkanaal 11 uitgang 12 ingang 17 beeldcomputer 15 18 sequentiebesturing 19 synthesizer 20 installatiecomputer 21 terminal 22 hoogfrequentsysteem 20 30 signaal-tijd-diagram op basis van een bewegingscorrectie 31 signaal-tijd-diagram van het gebied 1 32 signaal-tijd-diagram van het gebied 2 33 signaal-tijd-diagram van het gebied 3 25 34 signaal-tijd-diagram van het gebied 4 1 2 3 4 5 1023433 signaal-tijd-diagram op basis van een volledige correctie overeenkomstig de uitvinding van beelddata 2 signaal-tijd-diagram van het gebied 1 3 30 42 signaal-tijd-diagram van het gebied 2 4 signaal-tijd-diagram van het gebied 3 5 signaal-tijd-diagram van het gebied 4