Verfahren und Anordnung zur Gewebecharakterisierung von menschlichem oder tierischem Gewebe

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Gewebecharakterisierung von menschlichem oder tierischem Gewebe.

Bekanntermaßen erlaubt die Magnetresonanz-Tomographie (MRT) neben der morphologischen Bildgebung die Darstellung einer Reihe funktioneller und konstitutiver Größen im lebenden Organismus. Neben den typischen radiologischen Kontrastparametern, die auf Relaxationszeitunterschieden zwischen körpereigenen Gewebetypen und Flüssigkeiten basieren, sind die funk- tionelle MRT, die diffusionsgewichtete MRT, die MR (MR: Mag ^¬ netresonanz) -Angiographie, die Suszeptibilitäts-, Perfusions- und Flussbildgebung sowie die MR Elastographie bedeutsam. Die beiden letztgenannten Techniken beruhen auf der Aufnahme von kohärenten dreidimensionalen (3D) Bewegungsfeldern, die im Gewebe oder im Gefäßsystem extrinsisch mittels Wellenstimula ^¬ tion erzeugt werden können oder intrinsisch aufgrund von Herzpulsation, Blutfluss, Atmung etc. entstehen.

Flussbildgebung und Elastographie sind die derzeit einzigen Anwendungen der Vektorfeld-MRT . Die Flussbildgebung wird klinisch am Herzen und in Gefäßen angewandt, um Flussgeschwindigkeiten zu quantifizieren. Die Elastographie wird derzeit klinisch zur Graduierung der Leberfibrose, der diastolischen Herzfehlfunktion sowie neurodegenerativer Prozesse evaluiert. Quantifizierbare Maßeinheiten bei der Flussbildgebung sind Geschwindigkeiten in m/s, während mittels MR Elastographie der Schermodul des Gewebes bestimmt wird. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren anzugeben, das Messergebnisse liefern kann, die über die o. g. Messergebnisse hinausgehen. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind in Unteransprüchen angegeben. Danach ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass ein Vektorfeld ermittelt wird, das die mechanische Auslenkung oder eine zeitliche Ableitung der mechanischen Auslenkung von in dem Gewebe vorhandenen Gewebeteilchen angibt, die Divergenz des Vektorfeldes bestimmt wird und die Divergenz des Vektorfeldes als ein das Gewebe charakterisierendes Messergebnis herange ^¬ zogen wird.

Ein wesentlicher Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht in der erfindungsgemäß vorgesehenen Auswertung der Di- vergenz des Vektorfeldes. Beispielsweise ermöglicht die Aus ^¬ wertung der Divergenz des Vektorfeldes in sehr vorteilhafter Weise eine Druckbestimmung und damit insbesondere die Erken ^¬ nung von Ödemen, Steatosen, Gefäßverschlüssen, Hypertonie oder metabolischen Fehlfunktionen.

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist vorgesehen, dass unter Heranziehung der Divergenz des Vektorfeldes zumindest ein Messwert ermittelt wird, der eine lokale Volumenänderung im untersuchten Gewebe be- schreibt.

Vorzugsweise wird unter Heranziehung der Divergenz des Vektorfeldes zumindest ein Messwert ermittelt, der die Dimension eines Drucks aufweist. Beispielsweise kann es sich bei dem Messwert - wie bereits erwähnt - um einen Druckmesswert han ^¬ deln.

Als besonders einfach und damit vorteilhaft wird es angese ^¬ hen, wenn die Phase eines Messsignals einer Bildgebungsein- richtung ausgewertet wird und mit dem Phasensignal das Vek ^¬ torfeld bestimmt wird.

Der Messwert gibt vorzugsweise eine auf einer intrinsischen Druckänderung beruhende lokale Volumen- oder Druckänderung im Gewebe an. Alternativ oder zusätzlich kann das Gewebe extern stimuliert werden, und ein Messwert gebildet werden, der eine auf der externen Stimulation beruhende lokale Volumen- oder Druckänderung im Gewebe angibt.

Für den Fall einer harmonischen Gewebeschwingung des Gewebeteilchens mit der Frequenz f sowie eines sinusoidalen Bewe ^¬ gungskodiergradienten mit N Zyklen, Dauer τ und Gradientenamplitude g wird das Vektorfeld u vorzugsweise mit einem Pha ^¬ sensignal, das zum Beispiel die Signalphase φ eines Messsig ^¬ nals einer Bildgebungseinrichtung angibt, gemäß folgender Beziehung ermittelt: π(1-τ ² / ² )

u = φ ·— ¹ ——

YgTsm(nNrf) wobei γ das gyromagnetische Verhältnis zwischen dem magneti ^¬ schen Moment und dem Spin eines Protons bezeichnet .

Als vorteilhaft wird es angesehen, wenn der Messwert durch Multiplikation des Betrages der Divergenz des Vektorfeldes mit einem Proportionalitätsfaktor gebildet wird. Im Falle, dass ein untersuchter Gewebeabschnitt zumindest nä ^¬ herungsweise als eine isolierte Kavität betrachtet werden kann, wird der Messwert vorzugsweise gemäß folgender Bezie ^¬ hung ermittelt: wobei u das Vektorfeld, n _f eine Volumenfraktion von Gas bzw. Flüssigkeit zum Gesamtvolumen, p ₀ einen Referenzdruck und

( ' ^u ) die Divergenz des Vektorfeldes bezeichnen.

Im Falle, dass ein untersuchter Gewebeabschnitt zumindest nä ^¬ herungsweise inkompressible Medien enthält, wird der Messwert vorzugsweise gemäß folgender Beziehung ermittelt:

Αρ = -ω ² ρ ^L i -u)

n _f wobei ω die Kreisfrequenz einer externen mechanischen Stimulation und p die Dichte bezeichnen.

Alternativ kann der Messwert durch Lösen einer Integralgleichung gebildet werden, die die Divergenz des Vektorfeldes als Teil des Integranden eines Integrals enthält. Beispielsweise wird der Messwert durch Lösen der folgenden Integralgleichung gebildet :

"rfV \ Tri wobei α eine dimensionslose Skalierungsgröße beschreibt, die von der inhärenten Materialbeschaffenheit des eingeschlosse ^¬ nen Mediums abhängt . Als besonders vorteilhaft wird es angesehen, wenn die Phase eines Magnetresonanztomographiemesssignals ausgewertet wird und mit diesem Phasensignal das Vektorfeld bestimmt wird.

Alternativ wird es als vorteilhaft angesehen, wenn ein Ultra- schallsignal erzeugt und in das zu untersuchende Gewebe ein ^¬ gekoppelt wird. Das Vektorfeld wird vorzugsweise durch Messen und Auswerten eines gemessenen rückgekoppelten Ultraschallsignals ermittelt. Die Erfindung bezieht sich darüber hinaus auf eine Anordnung zur Gewebecharakterisierung von menschlichem oder tierischem Gewebe. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass die Anordnung eine Recheneinrichtung und einen Speicher aufweist, wobei in dem Speicher ein Programm zur Steuerung der Recheneinrichtung gespeichert ist. Die Recheneinrichtung ist vorzugsweise ge ^¬ eignet - bei Ausführung des Programms -, die Divergenz eines Vektorfeldes, das die mechanische Auslenkung oder eine zeit ^¬ liche Ableitung der mechanischen Auslenkung von in dem Gewebe vorhandenen Gewebeteilchen angibt, zu bestimmen und die Di- vergenz des Vektorfeldes zur Gewebecharakterisierung als ein das Gewebe charakterisierendes Messergebnis heranzuziehen.

Das in dem Speicher gespeicherte Programm ist vorzugsweise geeignet, die Recheneinrichtung derart anzusteuern, dass die Recheneinrichtung ein Verfahren zur Gewebecharakterisierung von menschlichem oder tierischem Gewebe ausführt, wie es oben in verschiedenen Varianten beschrieben ist. Besonders bevorzugt umfasst die Anordnung eine Bildgebungs- einrichtung, die ein Messsignal liefert, deren Phase ausge ^¬ wertet wird. Vorzugsweise wird mit dem Phasensignal das Vek- torfeld bestimmt.

Bei der Bildgebungseinrichtung handelt es sich vorzugsweise um eine Magnetresonanztomographieeinrichtung, deren Magnetre- sonanztomographiemesssignal ausgewertet wird. Mit dem Phasen- signal des Magnetresonanztomographiemesssignals wird vorzugs ^¬ weise das Vektorfeld bestimmt.

Alternativ kann es sich bei der Bildgebungseinrichtung um eine Ultraschallmesseinrichtung handeln, mit der ein Ultra- schallsignal erzeugt und in das zu untersuchende Gewebe ein ^¬ gekoppelt wird. Das Vektorfeld wird in diesem Falle vorzugs ^¬ weise durch Messen und Auswerten eines gemessenen rückgekoppelten Ultraschallsignals ermittelt. Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie ^¬ len näher erläutert; dabei zeigen beispielhaft:

Figur 1 ein Ausführungsbeispiel für eine Anordnung, anhand derer ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemä- ßen Verfahrens erläutert wird,

Figur 2 den nach dem Verfahren gemäß Figur 1 ermittelten intrakraniellen Druck in einem gesunden Freiwilligen über die kardiale Pulswelle und

Figur 3 den nach dem Verfahren gemäß Figur 1 ermittelten intrakraniellen Druck in einem gesunden Freiwilligen ohne mechanische Anregung. In der Figur 1 erkennt man eine medizinische Bildgebungsein- richtung 10, bei der es sich beispielsweise um eine MRT- Bildgebungseinrichtung oder eine Ultraschall-Bildgebungs- einrichtung handeln kann. Die Bildgebungseinrichtung 10 erzeugt zur Charakterisierung eines in der Figur 1 nicht gezeigten Gewebes ein Messsignal M(t) mit einer Phase, die durch eine Signalphase φ (t) = (φ _χ (t) , cp _y (t) , φ _ζ (t) ) gekennzeich ^¬ net ist. Bei dem Messsignal M(t) und dem die Signalphase φ angebenden Phasensignal handelt es sich hier um vektorielle Größen .

Der Bildgebungseinrichtung 10 nachgeordnet ist eine Recheneinrichtung 20, die mit einem Speicher 30 in Verbindung steht. In dem Speicher 30 ist ein Programm abgespeichert, das es der Recheneinrichtung 20 ermöglicht, die Signalphase φ des Messsignals M(t) auszuwerten und ein Vektorfeld u = (u _x (x, y, z) , u _y (x, y, z) , u _z (x, y, z) ) zu ermitteln, das die mechanische Auslenkung oder eine zeitliche Ableitung der mechanischen Auslenkung von einem oder mehreren in dem Gewebe vorhandenen Gewebeteilchen angibt (vgl. Schritt 100 in Figur 1) . Mit dem Vektorfeld u bestimmt die Recheneinrichtung 20 im Rahmen weiterer Schritte 110 und 120 beispielsweise einen Druckmesswert p, wie im Folgenden beispielhaft näher im De ^¬ tail erläutert wird.

Handelt es sich bei der Bildgebungseinrichtung 10 beispielsweise um eine MRT-Einrichtung, die ein Phasenkontrast-MRT- Verfahren durchführt (vgl. [1]), so ist die aufgezeichnete Signalphase φ mit der Stärke der mechanischen Auslenkung der Gewebeteilchen (Gewebepartikel) , oder ihrer zeitlichen Ableitungen skaliert. In diesem Fall kann die aufgezeichnete Sig ^¬ nalphase φ beispielsweise über die Zeit τ der Anwendung ei- nes bei der Durchführung der MRT-Bildaufnähme vorgegebenen Bewegungskodiergradienten G (vgl. [1]) akkumuliert werden. Da es sich bei G um eine vektorielle Größe handelt, deren Kompo ^¬ nenten Gi (also G _x , G _y und G _z ) mit den kartesischen Achsen des MRT-Systems definiert sind, gilt in diesem Falle: ui steht hier für eine beliebige Komponente, also die x-, y- oder z-Komponente des Vektorfelds u, das die mechanische Aus ^¬ lenkung oder eine zeitliche Ableitung der mechanischen Auslenkung eines in dem Gewebe vorhandenen Gewebeteilchens an ^¬ gibt . Für den Fall einer harmonischen Gewebeschwingung des Gewebeteilchens mit der Frequenz f sowie eines sinusoidalen Bewe ^¬ gungskodiergradienten G mit N Zyklen, Dauer τ und Gradientenamplitude g ergibt sich das Vektorfeld u als dreidimensiona ^¬ les Wellenfeld gemäß [1] zu:

wobei γ das gyromagnetische Verhältnis zwischen dem magneti- sehen Moment und dem Spin eines Protons bezeichnet.

Durch Divergenzberechnung des Vektorfeldes u bzw. durch Divergenzberechnung eines aus einer zeitlichen Ableitung des Vektorfeldes u gebildeten Vektorfeldes (du/dt, d ² u/dt ² , d ⁿ u/dt ⁿ ) lassen sich nun beispielsweise lokale Volumenände ^¬ rungen ermitteln. Mittels der Signalphase φ können somit Rückschlüsse auf Kompressibilität und Druckänderung im Gewebe gezogen werden. Die Divergenz von u , (^' ^u ), berechnet sich im Dreidimensionalen wie folgt (vgl. Schritt 110 in Figur 1) :

ηι , du.

(3)

dx dy dz

d.h. es werden einfach die kartesischen Richtungsableitungen des Feldes summiert. Gleichung (3) gibt einen direkten, ini ^¬ tialen Ausdruck für die lokale Kompressibilität biologischen Gewebes, der direkt als diagnostischer Parameter herangezogen werden kann. Somit ist es nicht unabdingbar, V- u unter Zuhilfenahme verschiedener Modellansätze in physikalische

Struktur- oder Druckgrößen umzurechnen. Dennoch soll im Folgenden kurz die Relation der Divergenz in Bezug auf gewebeinhärente Druckgrößen dargestellt sowie deren Berechnung anhand von Gleichung (3) demonstriert werden. Um den Gewebedruck p (Einheit zum Beispiel Pa) aus der Divergenz abzuleiten, muss eine Potenzialgleichung gelöst werden [2] (vgl. Schritt 120 in Figur 1):

aAp + n _f co ² £- ^ä -p + p co ² (l -a )( - u)= 0

Po (4)

In Gleichung (4) wird das Gewebe als biphasisches Medium ohne innere Kraftterme angenommen. Dergestalt könnte eine feste Gewebe-Matrix ein kompressibles , unter Umständen gasförmiges, Medium einschließen, wie etwa in der Lunge oder in einer Pa- renchym-Matrix, die von flüssigkeitsgefüllten Gefäßen durchzogen ist (Gehirn, Leber) . u beschreibt dann das Vektorfeld der Parenchym-Auslenkung, Δ ist der Laplace-Operator . Die Volumenfraktion von Gas bzw. Flüssigkeit zum Gesamtvolumen nf

wird m (4) mit n _f bezeichnet, entspricht der Gas- bzw.

Flüssigkeitsdichte beim Referenzdruck po . ω ist die Kreisfre- quenz der mechanischen Stimulation, während α eine dimensionslose Skalierungsgröße beschreibt, die von der inhärenten Materialbeschaffenheit des eingeschlossenen Mediums abhängt.

Unter anderem wird α vom pneumatischen oder hydraulischen Widerstand des eingeschlossenen Mediums bestimmt, d.h. bei einem unendlich hohen Widerstand strebt α gegen Null, während ein sehr geringer Transportwiderstand des eingeschlosse ^¬ nen Mediums zu ^ ^Q ( ^a )^ ⁿ f _unc [ Im(a)—»0 führt. Damit lassen sich zwei Grenzfälle für Gleichung (4) angeben:

(5a) entspricht dem Fall isolierter Kavitäten und erfüllt das ideale Gasgesetz, während (5b) den Fall kommunizierender Gefäße mit ungehindertem Gas- bzw. Flüssigkeitsaustausch beschreibt. In beiden Fällen ist das eingeschlossene Medium kompressibel . Unter der Annahme inkompressibler Materialien für die Matrix sowie das eingeschlossene Medium mit Dichte p gilt [2] :

1 - a

Ap+ ρω ² (V u) = 0

a (6) Die Figur 2 zeigt beispielhaft den intrakraniellen Druck in einem gesunden Freiwilligen über die kardiale Pulswelle, bestimmt mittels divergenzbasierter MRT gemäß Gleichung (6) bei 25 Hz Anregungsfrequenz; für α wurde ein Wert von 1 angenom- men .

Die Figur 3 zeigt beispielhaft den intrakraniellen Druck in einem gesunden Freiwilligen ohne mechanische Anregung. Da ohne extrinsische Stimulation das exakte Bewegungsmodell im Ge- webe unbekannt ist, müssen z. B. für ω in Gleichung (6) Annahmen gemacht werden, welche die absolute Skalierung des Drucks beeinflussen. Aus diesem Grund ist die Bestimmung der absoluten Druckänderung lediglich annähernd genau, jedoch lassen sich sehr gut die relativen intrakranialen Druck- Schwankungen nachweisen.

Als MRT-Steuerungsparameter für die MRT-basierten Messungen gemäß den Figuren 2 und 3 können beispielsweise folgende Wer ^¬ te gewählt werden:

- Aufnahmezeit eines vollen 3D-Vektordatensatzes mit 30

Schichten: 22 s (ohne Zeitauflösung) oder (mit Zeitauflösung) 90 s mit 4 Zeitschritten oder 3 min mit 8 Zeitschritten .

- Voxelgröße 2x2x2 mm ³ , Bewegungskodiergradienten: 50 ms bi- polar 20 mT/m, "first moment nulling" (Nullsetzen des ersten Impulsmoments) .

Für inkompressible Medien erhält man entsprechend den o. g. Grenzfällen :

V-u = 0 (7a) d.h. im Fall abgeschlossener Gefäße verhält sich das Material wie ein monophasisches inkompressibles Medium (Divergenz = lokale Volumenänderung = Null) , während bei kommunizierenden Gefäßen, wie sie in biologischem Gewebe zu erwarten sind,

V- u^O gemessen wird. Gleichung (7b) ist formal identisch mit der aus der Elektrostatik bekannten Poissongleichung, für die eine geschlossene (analytische) Lösung existiert:

Gleichung (8) entspricht einer einfachen Faltung der Divergenz des Bewegungsfeldes mit 1/r.

Wie bereits erläutert, demonstrieren die Figuren 2 und 3 die Anwendung der divergenzbasierten MRT an gesunden Freiwilligen zur Bestimmung intrakranieller Druckschwankungen über die kardiale Phase. Die Divergenz eines Bewegungsfeldes kann mit und ohne extrinsische Stimulation nach Gleichungen (5a) oder (8) in eine Druck-Quantität umgerechnet werden.

Das beispielhaft beschriebene Verfahren der divergenzbasierten Magnetresonanztomographie weist folgende Vorteile auf: - Das Verfahren bietet die Möglichkeit zur nichtinvasiven und bildgestützten Bestimmung lokaler Druckänderungen im Gewebe .

- Das Verfahren stellt eine neuartige diagnostische Modalität dar. Lokale Volumenänderungen können mittels des Divergenz- Operators nach Gleichung (3) bestimmt werden. - Der Divergenz-Operator generiert einen neuen Bild-Kontrast, der auch ohne weitere Bearbeitung (z.B. nach Gleichung (3)) einen Eindruck über Druckschwankungen im Gewebe verschafft. Das beschriebene Verfahren wurde in kompressiblen Gewebephantomen sowie am Gehirn gesunder Freiwilliger getestet. Sowohl mit niederfrequenter mechanischer Stimulation (25 Hz) wie unter dem Einfluss intrinsischer Pulsation konnte die kardiale Druckwelle im Gehirnparenchym quantifiziert werden. Druckun- terschiede liegen im Bereich von bis zu 10 mmHg, was den physiologischen Druckunterschieden im pulsierenden Gehirn entspricht. Die bisher erhobenen Referenzwerte stammen aus inva ^¬ siven Verfahren mit direkten Druckmess-Sonden . Auf der Basis des beschriebenen Verfahrens ist aber beispielsweise auch ei- ne nichtinvasive Druckbestimmung in der MRT und im Ultra ^¬ schall möglich.

Literatur

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2011 ; 8 : 5

Bezugs zeichen

10 Bildgebungseinrichtung

20 Recheneinrichtung

30 Speicher

100 Programmschritt

110 Programmschritt

120 Programmschritt M(t) Messsignal

cp(t) Signalphase

u Vektorfeld

G(t) Bewegungskodiergradient

V u Divergenz des Vektorfeldes p Druck