WO2005112757A2 - Verfahren zur diagnose funktioneller lungenerkrankungen - Google Patents

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WO2005112757A2
WO2005112757A2 PCT/EP2004/005300 EP2004005300W WO2005112757A2 WO 2005112757 A2 WO2005112757 A2 WO 2005112757A2 EP 2004005300 W EP2004005300 W EP 2004005300W WO 2005112757 A2 WO2005112757 A2 WO 2005112757A2
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lungs
lung
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PCT/EP2004/005300
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Thomas Rupprecht
Sabine Rupprecht
Maren Wagner
Rainer Kuth
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Thomas Rupprecht
Sabine Rupprecht
Maren Wagner
Rainer Kuth
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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    • A61B5/411—Detecting or monitoring allergy or intolerance reactions to an allergenic agent or substance
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    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
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    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
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    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/507—Clinical applications involving determination of haemodynamic parameters, e.g. perfusion CT

Definitions

  • parts of the lungs are filled with air without an exchange with the fresh breathing air or without the exchange being at least impeded.
  • narrowing of the airways leads to an at least delayed, but usually insufficient, expiration of the air. This not only leads to a correspondingly reduced performance of the lungs, but also to permanent damage to the lung tissue (emphysema) over a long period of time.
  • the most common cause of this, especially in young patients, is asthmatic illnesses or allergies and metabolic disorders (cystic fibrosis and others), which lead to local narrowing or even collapse of the airways and, in the long term, destruction of the lungs.
  • hyperpolarized gases In order to be able to recognize such functional lung diseases, so-called hyperpolarized gases, among other things, have been introduced into the lungs as a contrast agent.
  • Gases with a nuclear spin are polarized in a static magnetic field under laser bombardment and the patient for inhalation tion administered.
  • the concentration of the hyperpolarized atoms can then be recorded in the MR scanner.
  • the corresponding isotopes are extremely rare or extremely difficult to provide (for example, He 3 forms only 0.01% of the naturally occurring helium and leaves the earth forever due to the low density after being released in the atmosphere) or delivers due to the low resonance frequency and the poor degree of hyperpolarization, only a comparatively low contrast. This is the case, for example, for Xe ⁇ 29 with a frequency of approx. ⁇ ⁇ the proton frequency and a degree of hyperpolarization of only a maximum of 10%, while for He 3 it would be approx. 60%.
  • the invention is based on the object of specifying a method which allows a quick, cheap, radiation-free and better location-resolved detection of functional defects of the lungs, and an exact detection of the effect of therapies.
  • imaging data of the lungs are created at different phase points of the breathing, in particular with maximum inspiration and maximum expiration, in which the change in tissue density is determined by section-wise comparison. While there is an increase in tissue density when breathing out with normal working lung tissue, this is not the case in areas where there is no exchange with the fresh breathing air and consequently do not change their volume during inhalation and exhalation.
  • the change in tissue density can be determined by determining the proton density as a measure of the tissue density using an imaging system, for example a spiral CT device, but in particular using an MR device.
  • an imaging system for example a spiral CT device, but in particular using an MR device.
  • V Alveolar ventilation
  • V (S 1 -S 2 ) / (S 1 -S R )
  • S R is the signal of the background noise (the inhaled air).
  • 2D images or 3D images of the lungs can be segmented into macroscopic areas, the difference from the air being determined as a measurement signal for each area and compared with the measurement signal of the same area at a different phase point of breathing.
  • anatomical features such as B. the blood vessels, the diaphragm or the bronchi, segmented in the lungs and the areas are associated with the features and that the localizations of the measurement volumes to be compared are determined by the displacements of the areas based on the shift of the anatomical features.
  • This detection of the same area based on the position between certain blood vessels can also be exploited in such a way that the displacement or compression is calculated from the shift of the areas between the images taken at different phase points of the breathing.
  • a color-coded map of the areas is superimposed on the anatomical image of the thorax, each area being colored in accordance with the change in proton density and / or the speed of the change.
  • the present invention also enables an improved quantitative evaluation of the effectiveness of asthma therapy using the functional magnetic resonance of the lung (fMRL). Asthma therapies are very expensive and involve a large number of cases.
  • the examination for evaluating the effectiveness of aromatherapeutics is carried out with the aid of the functional magnetic resonance examination of the lungs according to the invention, wherein after an fMRL without additions to the breathing gas, the patient is administered an inhalation substance which is an provoking agent and / or a therapeutic agent contains, preferably a dose is used, the effect of which is integrally via the lungs with a pulmonary radio tion measuring station is not measurable because the change lies below the biological fluctuation range.
  • a measurement is then carried out again without the administration of additional inhalation substances in order to determine changes compared to the first step, for example by forming differences across the entire lung.
  • a new map of the lungs is advantageously shown, which shows where deviations have occurred.
  • a fourth step is then used to decide whether the second step is repeated with an increased dose or whether the examination can be ended.
  • further steps of an examination with increased inhalation substances with regard to the dose and subsequent control measurements can be connected.
  • Fig. 1 is a schematic representation of a lung in the exhaled
  • FIG. 2 shows a schematic representation of a lung in the inhaled state
  • FIG. 4 shows a schematic representation of the same cubic measurement volume in the inhaled state, in which this measurement volume is filled by n 2 alveoli, 5 shows an MR image of a lung, different areas 1, 2 and 3 being marked in a lung which are to be considered separately,
  • FIG 8 shows a flow chart for an evaluation of asthma therapy with the aid of the method according to the invention of a functional magnetic resonance of the lung (fMRL).
  • Figure 1 the lungs are shown with maximum expiration and in Figure 2 with maximum inspiration.
  • the patient is positioned in an MR scanner so that the lungs lie in the FOV.
  • An MR image is produced in each case from different phase points of the breathing, in the exemplary embodiment shown with maximum inspiration and maximum expiration.
  • the change in the proton density depending on the phase point of respiration (or time) gives a measure of the homogeneity and thus also of any functional lung diseases.
  • the 2D image of the lungs can be divided into macroscopic areas, for example 100 squares, using a computer.
  • the computer determines the signal difference for each square in comparison to the air during inspiration and expiration.
  • the computer also segments the blood vessels in the lungs and associates the segments with these vessels.
  • 3 and 4 each show a measurement volume, for example the measurement volume M1 in FIGS. 1 and 2 in the inhaled and exhaled states.
  • This cubic measurement volume Ml is filled in n-1 alveoli in the exhaled state according to FIG. 1.
  • the entire MR signal is S 2
  • the cubic measurement volume in the inhaled state is filled by less, namely n 2 # alveoli.
  • the signal of a single alveolus remains the same since there is no change in the tissue portion.
  • the entire MR signal is
  • V Alveolar ventilation
  • V (S 1 -S 2 ) / (S 1 -S R )
  • S R is the signal of the background noise (the inhaled air).
  • FIG. 5 shows an MR image, three measuring areas M1, M2 and M3 being marked in the lung shown on the right, in which different lung functions are present.
  • FIG. 6 shows the proton density over two breathing cycles in the area of areas M1, M2 and M3, the noise signal, which is practically negligible, also being shown.
  • FIG. 7 shows the regional ventilation in ml / cm 3 which can be calculated from the measurement data and which shows considerable differences for the three lung areas represented by the measurement volumes Ml, M2 and M3.
  • the determined data can be represented in such a way that the computer superimposes a color-coded map of the segments on the anatomical image of the thorax, each color segment being colored in accordance with the change in proton density and / or the speed of the change.
  • the computer can also directly determine the stretching of the lung segments from the displacement of the blood vessels and then combine these measured values with the previously specified measurement. If one assumes that there is emphysema at a certain point, this means that the two neighboring blood vessels do not change their distance, in contrast to an approach in the rest of the lung area. This enables the stretching of the corresponding lung segments to be determined.
  • the computer not only takes maximum inspiration and expiration into account, but advantageously also Phase points in between.
  • the local rate of inspiration and expiration can be determined from this and displayed alternatively or additionally, for example, color-coded.
  • the invention shown represents a completely new paradigm for the diagnosis of functional lung diseases. Because of the short measuring time and the lack of radiation exposure for the patient, it is inexpensive and can also be used in the context of screenings. In the long term, youthful ventilation defects lead to emphysema, that is, a rapid reduction in the vitality of the lungs. These patients then need an oxygen supply at 50 or 60 years old and have a very low life expectancy due to their high susceptibility to pneumonia (pneumonia), for example.
  • FIG. 8 shows a flow diagram of a method for the quantitative evaluation of the effectiveness of asthma therapy.
  • the patient is registered and positioned in the MR scanner. This is followed by a functional MR measurement of the lungs (fMRL) to determine the starting position.
  • fMRL functional MR measurement of the lungs
  • the patient is then administered a substance for inhalation, which contains an asthma provocant, preferably in a dose, the effect of which cannot be measured integrally via the lungs with a pulmonary function measuring station, because the change lies below the biologically determined fluctuation range.
  • an fRML measurement is carried out again. If no reaction occurs due to the asthma provocative, the stage of provocative administration is repeated with a higher dose and the above measurement cycle is carried out. If there is a reaction due to the asthma provocative, a bronchiodilator / asthma therapeutic is administered and then measured again to determine whether the asthma therapeutic has responded. If the dose was not sufficient or the agent was ineffective, the asthma therapeutic agent can be administered again in a higher dose or with a modified active ingredient. If the dose was sufficient to result in a satisfactory improvement, the evaluation process

Description

Beschreibung
Verfahren zur Diagnose funktioneller Lungenerkrankungen
Für die Diagnose und Therapie von Lungenerkrankungen ist es notwendig, ort- und zeitaufgelöst funktionelle Parameter der Lunge messtechnisch zu erfassen. Bei gesunden Menschen ist die Lunge nahezu homogen, das heißt makroskopisch wird die Lunge beim Einatmen gleichmäßig mit frischer Luft gefüllt und beim Ausatmen gleichmäßig entleert. Das sehr dünne Lungengewebe wird von wenigen großen und vielen kleine Blutgefäßen und Bronchien durchzogen. Bei einer Reihe unterschiedlicher Erkrankungen der Lunge nehmen bestimmte Areale nicht an dem Austausch mit frischer Luft teil . Solche Areale können zum Beispiel mit Schleim gefüllt sein, zum Beispiel Pneumonie = Lungenentzündung. Derartige Areale lassen sich mit heutigen Röntgen- und MR-Verfahren bereits zum Teil erkennen.
Bei bestimmten Erkrankungen sind jedoch Teile der Lunge mit Luft gefüllt, ohne dass ein Austausch mit der frischen Atemluft erfolgt oder der Austausch zumindest behindert ist. Beim Asthma führt eine Verengung der Luftwege zu einer zumindest verzögerten, meist jedoch unzureichenden Exspiration der Luft. Dies führt nicht nur zu einer entsprechend reduzierten Leistungsfähigkeit der Lunge, sondern über längere Zeit zu einer dauerhaften Schädigung des Lungengewebes (Emphysem) . Die häufigste Ursache hierfür vor allem bei jungen Patienten sind asthmatische Erkrankungen bzw. Allergien und Stoffwech- selerkrankungen (Mukoviszidose und andere) , welche zu einer lokalen Verengung oder sogar Kollabierung der Luftwege führen und längerfristig zu einer Zerstörung der Lunge.
Um derartige funktioneile Lungenerkrankungen erkennen zu können, wurden bislang als Kontrastmittel in die Lunge unter an- derem sogenannte hyperpolarisierte Gase eingebracht. Diese
Gase mit einem Kernspin werden in einem statischen Magnetfeld unter Laserbeschuss polarisiert und dem Patienten zur Inhala- tion verabreicht . Die Konzentration der hyperpolarisierten Atome kann sodann im MR-Scanner .erfasst werden. Leider sind die entsprechenden Isotope extrem selten, bzw. extrem schwer bereitzustellen (zum Beispiel bildet He3 nur 0,01 % des na- türlich vorkommenden Heliums und. verlässt aufgrund der geringen Dichte nach der Freisetzung in der Atmosphäre die Erde für immer) oder liefert wegen der geringen Resonanzfrequenz und des schlechten Hyperpolarisierungsgrads nur einen vergleichsweise geringen Kontrast. Dies ist beispielsweise der Fall für Xeχ29 mit einer Frequenz von ca. τÄ der Protonenfrequenz und einem Hyperpolarisierungsgrad von nur maximal 10 %, während er bei He3 bei ca. 60 % liegen würde. Darüber hinaus ist der apparatetechnische Aufwand beim MR-Scanner bei der Verwendung von hyperpolarisierten Gasen nicht zu unterschät- zen. Wegen der geringeren Resonanzfrequenz gegenüber Protonen ist ein entsprechend dediziertes HF-System erforderlich, welches zusätzliche Kosten bedingt. Darüber hinaus ist eine HPG- MR-Messung nur eingeschränkt wiederholbar, da diese Gase keinen Beitrag zur SauerstoffSättigung liefern und daher bei Pa- tienten insbesondere mit eingeschränkter Lungenfunktion als kritisch zu betrachten sind. Alternativ ist eine Untersuchung mit radioaktiven Gasen (Lungenscintigraphie) möglich.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren an- zugeben, welches eine schnelle, billige, strahlungsfreie und besser ortsaufgelöste Erfassung von funktioneilen Defekten der Lunge gestattet, sowie eine genaue Erfassung der Einwirkung von Therapien.
Zur Lösung dieser Aufgabe ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass Bildaufnahmedaten der Lunge an verschiedenen Phasenpunkten der Atmung, insbesondere bei maximaler Inspiration, und maximaler Exspiration, erstellt werden, in denen durch abschnittsweisen Vergleich die Änderung der Gewebedichte be- stimmt wird. Während bei normal arbeitendem Lungengewebe beim Ausatmen eine Erhöhung der Gewebedichte auftritt, ist dies bei Bereichen, bei denen kein Austausch mit der frischen Atemluft erfolgt und die demzufolge ihr Volumen beim Ein- und Ausatmen nicht ändern, nicht der Fall.
Bei asthmatischem oder anderweitig erkranktem Lungengewebe nimmt die Dichte nur verzögert und/oder zu geringem Maße beim Ausatmen ab.
Gemäß einem erste Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung kann die Gewebedichteänderung dadurch bestimmt werden, dass mittels eines bildgebenden Systems, beispielsweise einem Spiral-CT-Gerät, insbesondere aber mithilfe eines MR-Geräts, die Protonendichte als Maß der Gewebedichte bestimmt wird.
Die Bestimmbarkeit der alveolären Ventilation durch die Bestimmung der Protonendichte beruht darauf, dass das Messsignal praktisch ausschließlich von den Wandungen der Alveolen ' und dem übrigen Lungengewebe ausgeht, während die in ihnen enthaltene Luft nahezu keinen Beitrag zum Messsignal leistet. Geht man davon aus, dass das gesamte MR-Signal
Figure imgf000004_0001
'i . = Σ i=l
ist, wobei Sni das Messsignal ist, das von einer der ni Alveolen und dem sie umgebenden Gewebe erzeugt wird, so ändert sich beim Einatmen dieses Signal dadurch, dass das gleiche betrachtete Messvolumen nunmehr von n2 Alveolen ausgefüllt wird, wobei n2 kleiner ist als i. Das Signal einer einzelnen Alveole bleibt wie gesagt aufgrund des unveränderten Gewebeanteils gleich, sodass das gesamte MR-Signal S2 nunmehr ist. n2 2 = ∑ Sni i=l
Da Sni konstant ist, weicht S2 von S ab und ermöglicht die Berechnung der alveolären Ventilation.
Die alveoläre Ventilation (V) ist gegeben durch:
V=(S1-S2)/(S1-SR)
Hierbei ist SR das Signal des Hintergrundrauschens (der eingeatmeten Luft) .
Aus der zeitlichen Änderung der Ventilation können weitere Funktionsdaten wie die Ventilationsgeschwindigkeit, das Ti- dalvolumen, das Residualvolumen oder die Reservekapazität errechnet werden, die dann in entsprechender Weise ebenfalls graphisch mit dargestellt werden können.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung können 2D-Bilder oder 3D-Bilder der Lunge in makroskopische Areale segmentiert werden, wobei für jedes Areal die Differenz zur Luft als Messsignal ermittelt und mit dem Messsignal des gleichen Areals zu einem anderen Phasenpunkt der Atmung verglichen wird.
Um dabei jeweils die gleichen Areale miteinander zu vergleichen, die sich ja beim Ein- und Ausatmen ganz erheblich verschieben können, kann gemäß einem weiteren Merkmal der vor- liegenden Erfindung vorgesehen sein, dass anatomische Merkmale, wie z. B. die Blutgefäße, das Zwerchfell oder die Bronchien, in der Lunge segmentiert und die Areale zu den Merkmalen assoziiert werden und dass zur Lokalisierung der miteinander zu vergleichenden Messvolumina die Verschiebungen der Areale anhand der Verschiebung der anatomischen Merkmale bestimmt wird. Diese Erkennung des jeweils gleichen Areals anhand der Lage zwischen bestimmten Blutgefäßen kann dabei auch in der Weise ausgenutzt werden, dass aus der Verschiebung der Areale zwischen den zu unterschiedlichen Phasenpunkten der Atmung aufgenommenen Bildern die Dehnung oder Stauchung errechnet wird.
Schließlich liegt es auch noch im Rahmen der Erfindung, dass dem anatomischen Bild des Thorax eine farbcodierte Karte der Areale überlagert wird, wobei jedes Areal entsprechend der Protonendichteänderung und/oder der Geschwindigkeit der Ände- rung eingefärbt wird.
Darüber hinaus ermöglicht die vorliegende Erfindung auch eine verbesserte quantitative Bewertung der Wirksamkeit einer Asthmatherapie mithilfe der funktioneilen Magnetresonanz der Lunge (fMRL) . Asthmatherapeutika sind nämlich sehr teuer und mit hohen Fallzahlen verbunden.
Eine quantitative Bewertung der Wirksamkeit einer Asthmatherapie ist beispielsweise in der US 6,338,836 Bl beschrieben, bei der den Asthmapatienten hyperpolarisierte Gase sowie
Asthmaprovokanten mit und ohne Therapeutika verabreicht werden und die jeweils erstellten MR-Bilder miteinander verglichen werden. Dieses bekannte . Bewertungsverfahren unterliegt allerdings der Einschränkung, dass es nur einige Male ange- wandt werden kann, da ein hyperpolarisiertes Gas einen Beitrag zur SauerstoffSättigung liefert und daher von vorneher- ein bei Patienten mit eingeschränkter Lungenfunktion, wie insbesondere Asthmapatienten, kritisch zu betrachten ist.
Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass die Untersuchung zur Bewertung der Wirksamkeit von Aromatherapeutika mithilfe der erfindungsgemäßen funktioneilen Magnetresonanzuntersuchung der Lunge durchgeführt wird, wobei nach einer fMRL ohne Zusätze zum Atemgas dem Patienten eine Substanz zur Inhalation verabreicht wird, die ein Asthmaprovokant und/oder ein Thera- peutikum enthält, wobei bevorzugt eine Dosis verwendet wird, deren Wirkung integral über die Lungen mit einem Lungenfunk- tionsmessplatz nicht messbar ist, weil die Änderung unterhalb der biologisch bedingten Schwankungsbreite liegt.
Anschließend wird wieder eine Messung ohne Verabreichung zusätzlicher Inhalationsstoffe durchgeführt, um Änderungen gegenüber dem ersten Schritt zu ermitteln, zum Beispiel durch Differenzbildung über die gesamte Lunge. Vorteilhaft wird dabei eine neue Karte der Lunge dargestellt, welche aufzeigt, wo Abweichungen aufgetreten sind.
Schließlich wird anschließend in einem vierten Schritt entschieden, ob der zweite Schritt wiederholt wird mit einer erhöhten Dosis oder ob die Untersuchung beendet werden kann. Entsprechend können notfalls weitere Schritte einer Untersu- chung mit hinsichtlich der Dosis erhöhten Inhalationsstoffen und anschließenden Kontrollmessungen angeschlossen werden.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung er- geben sich aus der nachfolgenden Beschreibung eines Ausfüh- rungsbeispiels sowie anhand der Zeichnung. Dabei zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Lunge im ausgeatmeten und
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Lunge im eingeatmeten Zustand,
Fig. 3 eine Darstellung eines kubischen Messvolumens im ausgeatmeten Zustand, das von nx Alveolen ausge- füllt wird,
Fig. 4 eine schematische Darstellung des gleichen kubischen Messvolumens im eingeatmeten Zustand, in dem dieses Messvolumen durch n2 Alveolen ausgefüllt wird, Fig. 5 ein MR-Bild einer Lunge, wobei verschiedene Bereiche, 1, 2 und 3 in einem Lungenflügel markiert sind, die getrennt betrachtet werden sollen,
Fig. 6 die Protonendichte über zwei Atemzyklen in den Bereichen 1, 2 und 3 von Fig. 5,
Fig. 7 die berechneten Ergebnisse der aus den Messungen bestimmten regionalen Ventilation in ml/cm3, und
Fig. 8 ein Flussdiagramm für eine Bewertung einer Asthmatherapie mithilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens einer funktionellen Magnetresonanz der Lunge (fMRL) .
In Figur 1 ist die Lunge bei maximaler Exspiration und in Figur 2 bei maximaler Inspiration dargestellt. Zur Herstellung dieser Bilder wird der Patient in einem MR-Scanner positioniert, sodass die Lunge im FOV liegt. Von verschiedenen Pha- senpunkten der Atmung, im dargestellten Ausführungsbeispiel bei maximaler Inspiration und maximaler Exspiration, wird jeweils eine MR-Aufnähme hergestellt. Die Änderung der Protonendichte in Abhängigkeit vom Phasenpunkt der Atmung (oder der Zeit) gibt ein Maß für die Homogenität und damit auch für etwaige funktioneile Lungenerkrankungen.
Zu diesem Zweck kann über einen Computer das 2D-Bild der Lunge in makroskopische Areale, zum Beispiel 100 Quadrate, eingeteilt werden. Sodann ermittelt der Computer für jedes Quad- rat die Signaldifferenz im Vergleich zur Luft bei Inspiration und Exspiration. Dabei segmentiert der Computer auch die Blutgefäße der Lunge und assoziiert die Segmente zu diesen Gefäßen.
Um jeweils den gleichen Lungenbereich im ein- und ausgeatmeten Zustand miteinander zu vergleichen, also um beispielsweise trotz der Verschiebung beim Einatmen das Messvolumen Ml in Fig. 1 auch zutreffenderweise mit dem gleichen Messvolumen Ml in Fig. 2 zu vergleichen, in der. die schematisch eingezeichneten Blutgefäße 1 und 2 ebenso wie das übrige Gewebe ihren Abstand erheblich verändert haben (b>a) , wird die vorstehend angesprochene Segmentierung zu den Gefäßen oder anderen Merkmalen, wie beispielsweise den Bronchien oder dem Zwerchfell vorgenommen. Sodann ermittelt der Computer die Verschiebung jedes Segments zwischen In- und Exspiration und die Dichteänderung .
Die Fig. 3 und 4 zeigen jeweils ein Messvolumen, beispielsweise das Messvolumen Ml in den Fig. 1 und 2 im ein- und im ausgeatmeten Zustand. Dieses kubische Messvolumen Ml wird n-1 Alveolen im ausgeatmeten Zustand gemäß Fig. 1 ausgefüllt. Das gesamte MR-Signal S2 ist
nx Sl = _ Sni i=l
Ausgehend davon, dass es sich um gesundes Lungengewebe handelt, wird das kubische Messvolumen im eingeatmeten Zustand von weniger, nämlich n2# Alveolen ausgefüllt. Das Signal einer einzelnen Alveole bleibt gleich, da ein unveränderter Ge- webeanteil vorhanden ist. Das gesamte MR-Signal ist
n2
Figure imgf000009_0001
i=l
Wichtig ist dabei Snι = konstant.
Die alveoläre Ventilation (V) ist gegeben durch:
V=(S1-S2)/(S1-SR) Hierbei ist SR das Signal des Hintergrundrauschens (der eingeatmeten Luft) .
Die Fig. 5 zeigt ein MR-Bild, wobei im rechts gezeichneten Lungenflügel drei Messbereiche Ml, M2 und M3 markiert sind, in denen unterschiedliche Lungenfunktionen vorhanden sind.
Die Fig. 6 zeigt die Protonendichte über zwei Atemzyklen jeweils im Bereich der Areale Ml, M2 und M3 , wobei zusätzlich auch noch das Rauschsignal mit eingezeichnet ist, das praktisch vernachlässigbar ist.
Die Fig. 7 zeigt die aus den Messdaten errechenbare regionale Ventilation in ml/cm3, die erhebliche Unterschiede für die drei durch die Messvolumina Ml, M2 und M3 vertretenen Lungenbereiche anzeigt .
Die ermittelten Daten können in der Weise dargestellt werden, dass der Computer dem anatomischen Bild des Thorax eine farb- codierte Karte der Segmente überlagert, wobei jedes Farbsegment entsprechend der Protonendichteänderung und/oder der Geschwindigkeit der Änderung eingefärbt wird.
Anstelle der Bestimmung der Protonendichteänderung und damit auch der Gewebedichteänderung mithilfe des vorstehend beschriebenen Verfahrens kann der Computer auch die Dehnung der Lungensegmente aus der Verschiebung der Blutgefäße direkt bestimmen und dann diese Messwerte mit der vorher angegebenen Messung kombinieren. Geht man nämlich davon aus, dass an ei- ner bestimmten Stelle ein Emphysem vorliegt, so bedeutet dies, dass die beiden benachbarten Blutgefäße ihren Abstand nicht ändern im Gegensatz zu einer Annäherung im übrigen Lungenbereich. Dies ermöglicht eine Bestimmung der Dehnung der entsprechenden Lungensegmente.
Der Computer berücksichtigt dabei nicht nur die maximale Inspiration und Exspiration, sondern vorteilhafterweise auch Phasenpunkte dazwischen. Daraus kann die lokale Inspirationsund Exspirationsgeschwindigkeit ermittelt und alternativ oder zusätzlich zum Beispiel farbcodiert, dargestellt werden.
Die dargestellte Erfindung stellt ein völlig neues Paradigma der Diagnose von funktioneilen Lungenerkrankungen dar. Wegen der kurzen Messzeit und der fehlenden Strahlenbelastung für den Patienten ist sie billig und auch im Rahmen von Scree- nings einsetzbar. Langfristig führen nämlich jugendliche Ven- tilationsdefekte zu Emphysemen, das heißt, einem rapiden Abbau der Lungenvitalität. Diese Patienten benötigen dann schon mit 50 oder 60 Jahren eine Sauerstoffzufuhr über Nacht und haben wegen der hohen Anfälligkeit gegenüber zum Beispiel Pneumonien (Lungenentzündungen) nur eine sehr geringe Lebens- erwartung.
Die Fig. 8 zeigt ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur quantitativen Bewertung der Wirksamkeit einer Asthmatherapie.
Zunächst wird der Patient registriert und im MR-Scanner positioniert. Anschließend erfolgt eine funktioneile MR-Messung der Lunge (fMRL) zur Bestimmung der Ausgangslage. Dem Patienten wird anschließend eine Substanz zur Inhalation' verabreicht, die ein Asthmaprovokant enthält und zwar bevorzugt in einer Dosis, deren Wirkung integral über die Lunge mit einem Lungenfunktionsmessplatz nicht messbar ist, weil die Änderung unterhalb der biologisch bedingten Schwankungsbreite liegt. Anschließend erfolgt wiederum eine fRML Messung. Tritt durch das Asthmaprovokant keine Reaktion ein, so wird erneut die Stufe der Provokantverabreichung mit einer höheren Dosis wiederholt und der vorstehende Messzyklus durchgeführt. Ergibt sich eine Reaktion aufgrund des Asthmaprovokants, so wird ein Bronchiodilator /Asthmatherapeutikum verabreicht und anschließend wiederum gemessen um festzustellen, ob das Asthmatherapeutikum angesprochen hat. War die Dosis nicht hinreichen oder das Mittel nicht wirksam, so kann erneut eine Verabreichung des Asthmatherapeutikums in höherer Dosis oder mit einem geänderten Wirkstoff erfolgen. War die Dosis hinreichend, sodass eine befriedigende Verbesserung eingetreten ist, so wird das Bewertungsverfahren beendet.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Diagnose von funktioneilen Lungenerkrankungen, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass Bildaufnahmen der Lunge zu verschiedenen Phasenpunkten der Atmung, insbesondere bei maximaler Inspiration und Exspiration, erstellt werden, in denen durch abschnittsweisen Ver-. gleich die Änderung der Gewebedichte bestimmt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e nn z e i c h n e t , dass mittels eines bildgebenden Systems, insbesondere ein MR-Gerät, die Protonendichte als Maß der Gewebedichte bestimmt wird.
3.' Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass aus der Änderung der Gewebedichtigkeit lokale oder globale Funktionsdaten, wie die Ventilation, das Tidalvolumen, das Residualvolumen oder die Reservekapazität errechnet werden.
4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass 2D-Bilder der Lunge in makroskopische Areale segmentiert werden, wobei für jedes A- real die Differenz zu Luft als Messsignal ermittelt und mit dem Messsignal des gleichen Areals zu einem anderen Phasenpunkt der Atmung verglichen wird.
5. Verfahren nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass anatomische Merkmale, wie z. B.. die Blutgefäße, . das Zwerchfell oder die Bronchien, in der Lunge segmentiert und die Areale zu den Merkmalen assoziiert werden und dass zur Lokalisierung der miteinander zu vergleichenden Messvolumina die Verschiebungen der Areale anhand der Verschiebung der anatomischen Merkmale bestimmt wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Dehnung oder Stauchung des entsprechenden Lungeareals aus der Verschiebung benachbarter anatomischer Merkmale ermittelt
5 werden.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass dem anatomischen Bild des Thorax eine farbcodierte Karte der Areale
10 überlagert wird, wobei jedes Areal entsprechend der Protonen- dichteänderung und/oder der Geschwindigkeit der Änderung eingefärbt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, d a -
15 d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass ein Cursor an einer bestimmten Stelle platziert wird und eine grafische Darstellung der Atmungsfunktion an dieser Stelle der Lunge angezeigt wird.
20 9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass ein Niederfeld MR-System verwendet wird, um Störungen durch Suszep- tibilitätsartefakte und den BOLD-Effect zu vermindern.
•25
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass aus der Summe aller Ventilationswerte eine Gesamtfunktion der Lunge berechnet wird.
30 11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass eine zusätzliche Perfusionsmessung durch Spin-Labeling oder Kontrastmittel zur V/Q-Berechnung erfolgt, wobei V der Ventilationskoeffizient und Q der Perfusionskoeffizient sind.
35
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass das eine Videoechtzeitdarstellung der Atmung in Form eines Films erstellt wird.
13. Verfahren zur funktionellen Magnetresonanz der Lunge (fMRL) nach einem der Ansprüche 1 bis 12, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass es zur quantitativen Bewertung der Wirksamkeit einer Asthmatherapie verwendet wird, bei dem dem Patienten abwechselnd eine InhalationsSubstanz mit einem Asthmaprovokant und/oder einem Therapeutikum verabreicht und ein Vergleich der fMRL ohne und mit Inhalationssubstanz durchgeführt wird.
14. Verfahren nach Anspruch 13, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass der Asthmaprovokant und/oder das Therapeutikum in einer Dosis verabreicht wird, deren Wirkung integral über die Lunge mit einem Lungenfunkti- onsmessplatz noch nicht messbar ist.
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