Método de imagen de perfusión.

Un procedimiento de procesamiento de datos de imágenes de perfusión para vóxeles de una región de interéspara una serie de valores de tiempo (t) que comprende el uso de un algoritmo de deconvolución ciega y laaproximación adiabática al modelo de Johnson y Wilson,

aaJW, en el que dichos datos son datos de múltiples pasosy en el que el algoritmo de deconvolución ciega y el modelo de aaJW se usan en la generación de valores de lossiguientes parámetros: función de entrada arterial específica de vóxel cp[t] y función de residuo de tejido específicade vóxel r[t] utilizando la relación:

en la que c[t] es la concentración de trazador del tejido, el símbolo "*" es el operador de convolución unidimensionaly u[t] es la función de residuo de tejido específica de vóxel escalada;

en el que el procedimiento de deconvolución ciega se usa iterativamente para obtener valores de la función deentrada arterial específica de vóxel cp[t] y la función de residuo de tejido específica de vóxel escalada u[t]; y

en el que el modelo de aaJW se usa para generar una función de residuo de tejido específica de vóxel r[t] a partir dela función de residuo de tejido específica de vóxel escalada u[t].

Metodo de imagen de perfusion Campo de la invención La invencion se refiere a un procedimiento de obtencion de imagenes de perfusion, ademas de a procedimientos de 5 manipulacion de datos despues de la obtencion de imagenes y programas para ello.

Antecedentes a la invención La obtencion de imagenes de perfusion puede usarse para detectar tanto la estructura fisica dentro del cuerpo como la funcion y viabilidad del tejido. Es particularmente util para estudiar pacientes con lesion de cerebro, corazon o higado, por ejemplo, como resultado de accidente cerebrovascular, tumores, infarto, etc. Ejemplos de tecnicas de obtencion de imagenes de perfusion incluyen resonancia magnetica nuclear (RMN) , ultrasonografia medica (sonografia) , tomografia de emision de positrones (TEP) y tomografia computerizada (TC) .

En las tecnicas de perfusion por RMN generales, un bolo de un agente de contraste (por ejemplo, un quelato de gadolinio tal como aquellos comercializados como Omniscan® o Magnevist® por Amersham y Schering) se administra al sistema vascular del paciente y las imagenes de la region de interes se recogen durante un periodo que cubre el transito del bolo de agente de contraste a traves del tejido en la region de interes. Por ejemplo, en RMN se usan secuencias rapidas de adquisicion de imagenes, por ejemplo, eco de espin, eco de gradiente (GRASS o FLASH) , eco-planar (EPI) , RARE, hibrida, excitacion media, etc. Tales secuencias y la administracion en bolo de agentes de contraste de RM para la obtencion de imagenes de perfusion son muy conocidos en la tecnica (vease, por ejemplo, "Biomedical Magnetic Resonance Imaging", Ed. Wehrli y col., VCH, 1988) .

En la practica clinica es comun que las series de imagenes de perfusion se inspeccionen y los resultados se evaluen cualitativamente.

Sin embargo, en muchos casos se desea un resultado cuantificado, por ejemplo, una medicion absoluta de circulacion sanguinea regional, volumen de sangre regional, tiempo de transito medio regional, tiempo de llegada regional, producto de la permeabilidad por la superficie regional y tiempo regional hasta el pico (vease, por ejemplo,

Rempp y col., Radiology 193: 637-641 (1994) y Vonken y col., MRM 41: 343-350 (1999) ) .

El modelado farmacocinetico se usa para extraer valores especificos de voxeles para flujo de plasma sanguineo, volumen de plasma sanguineo, tiempo de transito medio, volumen extracelular extravascular, producto de la permeabilidad por el area superficial y tiempo hasta el pico o menos parametros de perfusion fisiologica tales como la constante de transferencia capilar, Ktrans. Se incluye la recirculacion de contraste y fuga de contraste.

Un articulo por Renate Gruner y Torfinn Taxt, "Iterative blind deconvolution in magnetic resonance brain perfusion imaging", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, vol. 55, n° 4, abril de 2006, paginas 805-815, desvela un procedimiento de obtencion de imagenes de perfusion del cerebro por resonancia magnetica de primer paso en el que se usa un procedimiento de deconvolucion ciega iterativa para estimar las funciones de salida arterial especificas de voxel y las funciones de residuo de tejido especificas de voxel. Se usa un modelo de concentracion de contraste extendido para separar el bolo de primer paso de las serales de recirculacion y de fuga adicionales.

El modelo farmacocinetico mas general introducido hasta la fecha para la obtencion de imagenes de perfusion de multiples pasos por RM es el modelo de aproximacion adiabatica de Johnson y Wilson (aaJW) [Henderson y col. JMRI, vol. 12: 991-1003 (2000) ]. Sin embargo, la presencia de multiples parametros en el modelo de aaJW lo ha hecho relativamente inestable y altamente sensible a la pobre relacion seral con respecto a ruido en los datos subyacentes.

La seral de perfusion del trazador observada de cada voxel es una convolucion de una funcion de entrada arterial especifica de voxel desconocida y de una funcion de residuo de tejido especifica de voxel desconocida (o funcion de respuesta a impulso) .

La funcion de residuo de tejido describe la fraccion de agente de contraste todavia presente en una region de tejido 45 en el tiempo t y es asi una funcion dependiente de los parametros fisiologicos del tejido, por ejemplo, volumen de sangre y tiempo de transito medio. La funcion de entrada arterial describe como el agente de contraste se administra al voxel de tejido, y como tal da una impresion de la estructura vascular en el organo.

Con el modelado farmacocinetico, la funcion de residuo de tejido especifica de voxel desconocida se supone que tiene una forma parametrica conocida, pero con valores de parametros desconocidos. El retardo de tiempo de la 50 llegada del trazador y el tiempo hasta el tico del trazador se especifican por el factor de la funcion de entrada arterial especifica de voxel solo. Todos los parametros de perfusion restantes se especifican por el factor de funcion de residuo de tejido especifica de voxel escalada al flujo.

Todos los procedimientos conocidos usando modelado farmacocinetico de multiples pasos para hallar parametros de perfusion tienen problemas. Por ejemplo, las funciones de entrada arterial especificas de voxel desconocidas pueden sustituirse por una unica funcion de entrada arterial conocida. Este valor se encuentra generalmente por identificacion manual o automatizada de voxeles dentro de un vaso. Este vaso puede estar alejado del tejido de interes. Ademas, se ignoran todo el retardo y dispersion de la funcion de entrada arterial del vaso usado para el tejido de interes. Estas simplificaciones del modelado pueden inducir grandes errores en los parametros de perfusion estimados. Idealmente, deben usarse funciones de entrada arterial especificas de voxel para evitar retardo y dispersion. Ademas, altas velocidades de flujo, movimientos y saturacion inducen una gran variabilidad en la funcion de entrada arterial de los principales vasos cuando se miden en examenes en serie del mismo paciente.

Descripción resumida de la invención Los presentes inventores han encontrado ahora sorprendentemente que mediante una combinacion del modelo aaJW especifico de voxel y procedimientos de deconvolucion ciega es factible la obtencion potenciada de imagenes de perfusion, particularmente en el campo de la resonancia magnetica nuclear. El uso del procedimiento de la presente invencion tambien proporciona valores significativamente mas clinicamente informativos de la funcion de entrada arterial y la funcion de residuo de tejido.

El procedimiento de la presente invencion tambien proporciona imagenes parametricas fisiologicas de alta calidad de flujo de plasma, volumen de plasma, tiempo de transito medio, fraccion de extraccion, producto de la permeabilidad por el area superficial, volumen de fluido extracelular extravascular y tiempo hasta el pico. Estas imagenes parametricas dan calculos estimados cuantitativos directos de parametros fisiologicos, es decir, los resultados obtenidos son fisiologicamente precisos. Tales imagenes de alta calidad no se han producido previamente y ningun procedimiento individual conocido permite la derivacion de todos estos valores parametricos. Ademas, el procedimiento de la presente invencion no esta significativamente afectado por el ruido experimental.

Las funciones de entrada arterial especificas de voxel estimadas especifican los cambios especiales en la dispersion y retardo del bolo de contraste ya que pasa repetidamente el area de la que se obtienen imagenes. Las funciones de residuo de tejido se encuentran sin los efectos degradantes del retardo y la dispersion introducida usando solo una funcion de entrada arterial manualmente identificada. Como consecuencia, el esquema de estimacion para todos los parametros vasculares se vuelve lineal, simple y robusto al ruido.

Asi, visto desde un aspecto, la invencion proporciona un procedimiento de procesamiento de datos de imagenes de perfusion que comprende el uso de un algoritmo de deconvolucion ciega y el modelo de aproximacion adiabatica de Johnson yWilson (aaJW) . Preferentemente, los datos se procesan en una base de voxel por voxel, es decir, se usan un algoritmo de deconvolucion ciega especifica de voxel y un modelo de aaJW especifico de voxel. Preferentemente, los datos que van a procesarse se registran a una serie de valores de tiempo [t]. Lo mas preferentemente, un algoritmo de deconvolucion ciega especifica de voxel y el modelo de aaJW especifico de voxel se aplican a los datos de imagenes de perfusion registrados a una serie de valores de tiempo [t].

En una realizacion preferida de la presente invencion, el algoritmo de deconvolucion ciega y el modelo aaJW se usan en la generacion de valores de los siguientes parametros: funcion de entrada arterial especifica de voxel cp[t] y funcion de residuo de tejido... [Seguir leyendo]

1. Un procedimiento de procesamiento de datos de imagenes de perfusion para voxeles de una region de interes para una serie de valores de tiempo (t) que comprende el uso de un algoritmo de deconvolucion ciega y la aproximacion adiabatica al modelo de Johnson y Wilson, aaJW, en el que dichos datos son datos de multiples pasos y en el que el algoritmo de deconvolucion ciega y el modelo de aaJW se usan en la generacion de valores de los siguientes parametros: funcion de entrada arterial especifica de voxel cp[t] y funcion de residuo de tejido especifica de voxel r[t] utilizando la relacion:

en la que c[t] es la concentracion de trazador del tejido, el simbolo "*" es el operador de convolucion unidimensional y u[t] es la funcion de residuo de tejido especifica de voxel escalada;

en el que el procedimiento de deconvolucion ciega se usa iterativamente para obtener valores de la funcion de entrada arterial especifica de voxel cp[t] y la funcion de residuo de tejido especifica de voxel escalada u[t]; y

en el que el modelo de aaJW se usa para generar una funcion de residuo de tejido especifica de voxel r[t] a partir de la funcion de residuo de tejido especifica de voxel escalada u[t].

2. Un procedimiento de la reivindicacion 1 que comprende ademas la generacion de al menos uno de los siguientes parametros especificos de voxel: flujo de plasma, volumen de plasma, tiempo de transito medio, fraccion de extraccion, producto de la permeabilidad por el area superficial, volumen de fluido extracelular extravascular y tiempo hasta el pico.

3. Un procedimiento segun la reivindicacion 2, en el que se generan flujo de plasma, volumen de plasma, tiempo de transito medio, fraccion de extraccion, producto de la permeabilidad por el area superficial, volumen de fluido extracelular extravascular y tiempo hasta el pico.

4. Un procedimiento segun la reivindicacion 1 o la reivindicacion 2, en el que se produce una imagen individual de uno cualquiera de dichos parametros.

5. Un procedimiento segun la reivindicacion 1 o la reivindicacion 3, en el que se producen imagenes individuales de todos los parametros citados en la reivindicacion 1 o la reivindicacion 3.

6. Un procedimiento segun la reivindicacion 1, en el que el bucle iterativo comprende 4 o mas iteraciones.

7. Un procedimiento segun la reivindicacion 6, en el que el bucle iterativo comprende 6 a 10 iteraciones.

8. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que el calculo estimado inicial de la funcion de entrada arterial especifica de voxel cp[t] es la concentracion de trazador especifica de voxel observada c[t].

9. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que el calculo estimado inicial de la funcion de entrada arterial especifica de voxel cp[t] es la integral de la funcion de entrada arterial de primer paso.

10. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en el que el calculo estimado inicial de la integral de la funcion de residuo de tejido especifica de voxel escalada u[t] es 1.

11. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en el que el procedimiento de obtencion de imagenes de perfusion es resonancia magnetica nuclear (RMN) , ultrasonografia medica (sonografia) , tomografia de emision de positrones (TEP) y tomografia computerizada (TC) .

12. Un procedimiento segun la reivindicacion 11, en el que el procedimiento de obtencion de imagenes de perfusion es resonancia magnetica nuclear (RMN) .

13. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 12, en el que el procedimiento de deconvolucion ciega es el procedimiento de deconvolucion de Lucy-Richardson o una combinacion del procedimiento de Landweber y filtro de Wiener.

14. Un procedimiento segun la reivindicacion 13, en el que el procedimiento de deconvolucion ciega es el procedimiento de deconvolucion de Lucy-Richardson.

15. Un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, en el que un modelo de la lenta pauta de intercambio de agua se incorpora en el modelo de aaJW.

16. Un procedimiento segun la reivindicacion 15, en el que se generan valores especificos de voxel del tiempo de residencia intracelular promedio.

17. Un procedimiento segun la reivindicacion 16, en el que se produce una imagen individual del tiempo de

residencia intracelular promedio especifico de voxel.

18. Aparato de procesamiento de datos para su uso en un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, teniendo el aparato medios para recibir como entrada un conjunto de valores de seral de la obtencion de imagenes de perfusion y teniendo medios para generar parametros a partir de los mismos que comprende el uso de

un algoritmo de deconvolucion ciega y la aproximacion adiabatica al modelo de Johnson y Wilson, aaJW.

19. Un producto de software informatico que lleva instrucciones que cuando se ejecutan en un aparato de procesamiento de datos para su uso en un procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17 hara que el aparato se configure para recibir como entrada un conjunto de valores de seral de la obtencion de imagenes de perfusion para voxeles de una region de interes para una serie de valores de tiempo (t) y tenga medios para generar

valores de parametros a partir de los mismos que comprende el uso de un algoritmo de deconvolucion ciega y la aproximacion adiabatica al modelo de Johnson yWilson, aaJW.

Figura 1: Figuras anatómicas de grabaciones de perfusión

Figura 2: Carcinoma intraductal mamario in situ Figura 3: Mama con carcinoma in situ en la parte posterior izquierda Figura 4: Corazón con antiguo infarto Figura º: Ventriculo izquierdo cardiaco con un infarto lateral Figura º: Corteza renal normal Figura º: Corteza renal normal