DE19631916A1

DE19631916A1 - Echtzeit-Messung von Temperaturveränderungen im lebenden Objekt mit Magnetresonanz-Abbildung

Info

Publication number: DE19631916A1
Application number: DE19631916A
Authority: DE
Inventors: Erika Schneider; Harvey Ellis Cline; Ronald Dean Watkins; Sheila Srinvasan Washburn
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1995-08-16
Filing date: 1996-08-07
Publication date: 1997-02-20
Also published as: JPH09168524A; US5711300A

Description

Das Gebiet der Erfindung sind kernmagnetische Resonanz-Abbil dungsverfahren und -Systeme. Insbesondere bezieht sich die Er findung auf die Messung von Temperaturveränderungen im lebenden Körper, unter Verwendung von kernmagnetischen Resonanz-Abbil dungs-Techniken.

Wenn eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe ei nem einheitlichen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) unterworfen wird, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren aber darum mit ihrer charakteristischen Larmor- Frequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregungsfeld B₁), das sich in der x-y-Ebene befindet und nahe der Larmor-Frequenz ist, unterworfen wird, kann das netz-aus gerichtete Moment M_z in der x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein netz-queres magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Nach Beendigung des Erregungssignals B₁ wird von den erregten Spins ein Signal emittiert und dieses Signal kann empfangen und verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen.

Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern verwendet werden, werden Magnetfeld-Gradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi scherweise wird der abzubildende Bereich in einer Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten entspre chend des besonderen, verwendeten Verfahrens zur Ortsfestlegung verändern. Der sich ergebende Satz von empfangenen kernmagneti schen Resonanz-Signalen wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung von einer von vielen wohlbekannten Bildrekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.

Thermische Veränderungen in Substanzen, die der Magnetresonanz- Abildung oder kernmagnetischen Resonanz-Spektroskopie unterzo gen werden, verursachen bekanntermaßen Spin-Resonanzfrequenz- Verschiebungen aufgrund von Änderungen in der Magnetisierbar keit bzw. magnetischen Suszeptibilität. Zahlreiche Magnetre sonanz-Abbildungstechniken wurden vorgeschlagen, um Temperatur veränderungen in Geweben im lebenden Objekt zu beobachten. Die se Verfahren können eine eigene niedrige räumliche Auflösung besitzen oder zeitlich langsam sein. Auch können einer thermi schen Behandlung unterzogene Gewebe ihre Eigenschaft ändern und diese Änderungen können die kernmagnetische Resonanz-Messung separat von der Temperaturveränderung im Gewebe beeinflussen. Als Ergebnis davon sind kernmagnetische Resonanz-Temperatur messungen im lebenden Objekt weniger genau als Messungen, die bei Phantomen durchgeführt werden.

Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zum Erzeugen einer Temperaturkarte, die die Temperaturveränderung von einer Be zugsbedingung für lebende Gewebe anzeigt. Unter Verwendung ei ner kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolge mit einer kurzen Echozeit (TE₁) wird ein Bezugs-Phasenbild erzeugt; dann wird unter Verwendung einer kernmagnetischen Resonanz-Impuls folge mit einer langen Echozeit (TE₂) ein Meß-Phasenbild erzeugt; und es wird mittels Berechnen des Phasenunterschieds oder des kom plexen Unterschieds bei jedem Pixel bzw. Bildelement der zwei Phasenbilder eine Temperaturkarte erzeugt.

Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Ge nauigkeit von Temperaturmessungen im lebenden Gewebe zu verbes sern. Mittels Auswählen der zwei Echozeiten (TE₁ und TE₂), so daß eine mit den Signalen von Fett-Spins und Wasser-Spins, die gleichphasig sind, und die andere Echozeit mit diesen Signalen, die außer Phase sind, zusammenfällt, wird die sich ergebende Messung selbstvergleichend. Ungenauigkeiten aufgrund von Unter schieden in Gewebearten und Veränderungen in Geweben während der Therapie werden beseitigt.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, Temperatur karten in Echtzeit während eines Behandlungsvorgangs zu erzeu gen. Die Phasenbilder sind zweidimensionale diskret fourier transformierte kernmagnetische Bilder mit hoher räumlicher Auf lösung, die während der Behandlung kontinuierlich erfaßt werden können. Eine einzelne, Doppel-Echo-Impulsfolge kann zur Erfas sung sowohl der Bezugs- als auch der Meß-Phasenbilddaten ver wendet werden. In der Alternative kann ein anfängliches Phasen bild als Bezugs-Phasenbild verwendet werden und aktulisierte Temperaturkarten können nach der Erfassung von Meß-Phasenbil dern unter Verwendung einer Einzel-Echo-Impulsfolge erzeugt werden.

Diese und weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung eines bevorzugten Ausfüh rungsbeispiels in Verbindung mit der Zeichnung deutlich.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungs systems, das die vorliegende Erfindung verwendet,

Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild der Sende-/Empfangs- Einrichtung, die einen Teil des Magnetresonanz-Abbildungssy stems aus Fig. 1 bildet, und

Fig. 3 eine graphische Darstellung einer bevorzugten Impulsfol ge, die zur Erfassung der Phasenbilddaten gemäß der Erfindung verwendet wird.

Fig. 1 zeigt die Hauptbestandteile eines bevorzugten Magnet resonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems), das die vorliegende Erfindung enthält. Der Betrieb des Systems wird von einer Be dienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und eine Steuertafel 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Bedienerkonsole 100 steht über eine Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 116 mit einem separaten Computersystem 107 in Verbindung, das dem Bediener eine Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung bzw. dem Bildschirm 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwand platine in Verbindung stehen. Diese Einrichtungen enthalten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbei tungseinrichtung bzw. Zentral-Einheit 108 und eine Speicher- Einrichtung 113, die im Stand der Technik als Bildspeicher zur Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersy stem 107 ist mit einer Plattenspeichereinrichtung 111 und einer Bandlaufwerkseinrichtung 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden, und steht mit einer separaten System steuereinrichtung 112 über eine serielle Hochgeschwindigkeits- Verbindungseinrichtung bzw. -Verbindungsleitung 115 in Ver bindung.

Die Systemsteuereinrichtung 122 enthält einen Satz von mitein ander über eine Rückwandplatine verbundenen Einrichtungen. Die se Einrichtungen enthalten eine Zentralverarbeitungseinrichtung bzw. Zentraleinheit 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbin dungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 verbunden ist. Über diese Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 empfängt die Systemsteuereinrichtung 122 Befehle von dem Bedie ner, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impul serzeugungseinrichtung 121 betätigt Systembestandteile, um die gewünschte Abtastfolge auszuführen. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der zu erzeugenden Hochfre quenz-Impulse (RF-Impulse) und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrich tung 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkereinrichtun gen 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungs-Steuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl von verschiedenen, mit dem Patienten verbundenen, Sensoren empfängt, wie beispielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atemsignale von einem Blasebalg. Und schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von zahlreichen mit der Bedingung des Patienten und des Magnet systems verbundenen Sensoren empfängt. Auch empfängt ein Patienten-Positionierungssystem 134 über diese Abtastraum- Schnittstellenschaltung 133 Befehle, den Patienten zur ge wünschten Position für die Abtastung zu bewegen.

Die von der Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradien ten-Signalformen werden an ein Gradientenverstärkereinrich tungs-System 127 mit G_x-, G_y- und G_z-Verstärkereinrichtungen angelegt. Jede Gradientenverstärkereinrichtung erregt eine ent sprechende Gradientenspule in einer im allgemeinen als 139 be zeichneten Anordnung, um die zur Positionskodierung erfaßter Signale verwendeten Magnetfeld-Gradienten zu erzeugen. Die Gradientenspulen-Anordnung 139 bildet einen Teil einer Magne tanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Em pfangs-Einrichtung 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 er zeugt Impulse, die von einer Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung 151 verstärkt und über eine Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung 154 zu der Hochfrequenz-Spule (RF-Spule) 152 übertragen werden. Die sich ergebenden, von den erregten Kernen in dem Patienten abgestrahlten Signale können durch dieselbe Hochfrequenz-Spule 152 erfaßt und über die Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung 154 zu einer Vorverstärkereinrichtung 153 übertragen werden. Die verstärkten kernmagnetischen Resonanz-Signale werden in dem Empfangsteil der Sende-/Empfangs-Einrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die Sende-/Empfangs-Schaltein richtung 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungsein richtung 121 gesteuert, um die Hochfrequenz-Verstärkerein richtung 151 während der Sende-Betriebsart mit der Hochfre quenz-Spule 152 und während der Empfangs-Betriebsart mit der Vorverstärkereinrichtung 153 zu verbinden. Die Sende-/Empfangs- Schalteinrichtung 154 ermöglicht auch die Verwendung einer se paraten Hochfrequenz-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder einer Oberflächenspule) entweder in der Sende- oder Empfangs- Betriebsart.

Die mittels der Hochfrequenz-Spule 152 aufgenommenen kernmagne tischen Resonanz-Signale werden von der Sende-/Empfangs-Einrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuereinrichtung 122 übertragen. Wenn die Abta stung vollständig ist und ein gesamtes Datenfeld in der Spei chereinrichtung 160 erfaßt wurde, fourier-transformiert eine Feld-Verarbeitungseinrichtung 161 die Daten in ein Feld von Bilddaten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbin dungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie in der Plattenspeichereinrichtung 111 gespeichert werden. Ansprechend auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bildaten auf der Bandlaufwerk seinrichtung 112 archiviert oder von der Bildverarbeitungsein richtung 106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zu geführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.

Insbesondere gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sende-/Em pfangs-Einrichtung 150 das Hochfrequenz-Erregungsfeld (RF- Erregungsfeld) B₁ mittels einer Leistungsverstärkereinrichtung 151 an einer Spule 152A und empfängt das sich ergebende, in einer Spule 152B induzierte, Signal. Wie vorstehend gezeigt, können die Spulen 152A und 152B, wie in Fig. 2 gezeigt, separat sein oder sie können eine einzelne Ganzkörper-Spule sein, wie in Fig. 1 gezeigt. Die Grund- oder Trägerfrequenz des Hochfre quenz-Erregungsfelds wird unter Steuerung einer Frequenz-Syn thetisiereinrichtung 200 erzeugt, die einen Satz von digitalen Signalen (CF) von der Zentralverarbeitungseinrichtung bzw. Zen traleinheit 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 emp fängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des an einem Ausgang 201 erzeugten Hochfrequenz-Trägersignals an. Der befohlene Hochfrequenz-Träger wird an eine Modulations- und Aufwärtswandlungseinrichtung 202 angelegt, wo seine Ampli tude ansprechend auf ein auch von der Impulserzeugungseinrich tung 121 empfangenes Signal R(t) moduliert wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden Hochfrequenz- Erregungsimpulses und wird in der Impulserzeugungseinrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Reihe von gespei cherten digitalen Werten erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können der Reihe nach von der Bedienerkonsole 100 aus verändert werden, um die Erzeugung irgendeiner gewünschten Hochfrequenz-Impuls-Hüllkurve zu ermöglichen.

Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten Hochfrequenz-Erregungs impulses wird von einer Erregungsdämpfungseinrichtung 206 ge dämpft, die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften Hochfrequenz-Erregungsimpulse wer den an die Leistungsverstärkereinrichtung 151 angelegt, die die Hochfrequenz-Spule 152A ansteuert. Für eine genauere Beschrei bung dieses Teils der Sende-/Empfangseinrichtung 122 wird auf das US-Patent Nr. 4 952 877 verwiesen.

Gemäß den Fig. 1 und 2 wird das von dem Objekt erzeugte Si gnal von der Empfangs-Spule 152B aufgenommen und über die Vor verstärkereinrichtung 153 an den Eingang einer Empfängerdämp fungseinrichtung 207 angelegt. Die Empfängerdämpfungseinrich tung 207 verstärkt das Signal weiter um eine durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal (RA) bestimmte Menge.

Das empfangene Signal liegt bei oder um die Larmor-Frequenz herum und dieses Hochfrequenz-Signal wird in einem Zwei- Schritt-Verfahren mittels einer Abwärtswandlereinrichtung 208 abwärts gewandelt, die zuerst das kernmagnetische Resonanz- Signal mit dem Trägersignal auf Leitung 201 mischt und dann das sich ergebende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz Bezugssignal auf Leitung 204 mischt. Das abwärts gewandelte kernmagnetische Resonanz-Signal wird an den Eingang einer Analog-Digital- Wandlereinrichtung (A/D-Wandlereinrichtung) 209 angelegt, die das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es an eine digitale Erfassungs- und Signalverarbeitungseinrichtung 210 anlegt, die 16-bit gleichphasige Werte (I-Werte) und 16-bit Quadratur-Werte (Q-Werte) entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der sich ergebende Strom von digitalisierten I- und Q-Werten des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 160 ausgegeben, wo sie zur Re konstruktion eines Bilds verwendet werden.

Das 2,5 MHz Bezugssignal so wie das 250 kHz Abtastsignal und die 5, 10 und 60 MHz Bezugssignale werden von einer Bezugsfre quenz-Erzeugungseinrichtung 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz Haupt-Taktsignal erzeugt. Diese bilden eine Bezugsphase für die empfangenen kernmagnetischen Resonanz-Signale, so daß die Phase genau in den I- und Q-Werten widergespiegelt wird. Für eine genauere Beschreibung der Empfangseinrichtung wird auf das US- Patent 4 992 736 verwiesen.

Um die gegenwärtige Erfindung durchzuführen, wird eine Abta stung unter Verwendung einer Abbildungs-Impulsfolge durchge führt und ein Bild wird rekonstruiert, bei dem die Phasenin formationen bei jedem Pixel bzw. Bildelement erhalten bleiben. Beim bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine zweidimensionale Bild-Impulsfolge verwendet und es wird auf das erfaßte Feld von komplexen Signal-Abtastwerten eine zweidimensionale Fourier transformation angewendet. Die Phase bei jedem Bild-Pixel bzw. Bildelement kann als das Argument des komplexen Werts bei dem Pixel bzw. Bildelement berechnet werden: Φ = tan^-1Q/I. Wie nach stehend beschrieben wird, kann diese Phasenmessung zur Berech nung einer Phasendifferenz (ΔΦ) bei jedem Bild-Pixel bzw. Bil delement verwendet werden, die Gewebetemperaturen anzeigt. In der Alternative kann die komplexe Differenz zur Erzeugung einer Temperaturkarte verwendet werden, wobei die I- und Q-Werte bei jedem Pixel bzw. Bildelement verwendet werden. Bei dem bevor zugten Ausführungsbeispiel wird eine Gradienten-abgerufene (gradient recalled) Echo-Impulsfolge zur Erfassung dieser Pha senbilddaten verwendet.

Gemäß Fig. 3 beginnt eine Gradienten-Echo-Impulsfolge mit der Übertragung eines Hochfrequenz-Impulses 50 mit geringer Band breite in der Gegenwart eines Schnitt-Auswahl G_z-Impulses 52. Die Energie und die Phase dieses anfänglichen Hochfrequenz- Impulses kann derart gesteuert werden, daß an seinem Ende die magnetischen Momente der einzelnen Kerne in der x-y-Ebene eines sich drehenden Bezugsrahmens des Kernspin-Systems ausgerichtet sind. Ein Impuls mit derartiger Energie und Dauer wird als 90° Hochfrequenz-Impuls bezeichnet.

Das Ergebnis des kombinierten Hochfrequenz-Signals und des Gra dientenimpulses 52 besteht darin, daß die Kernspins eines schmalen Schnitts im dreidimensional abgebildeten Objekt ent lang der räumlichen z-Ebene erregt sind. Nur die Spins mit ei ner Larmor-Frequenz, unter dem kombinierten Feld G_z und B₀, innerhalb der Frequenz-Bandbreite des Hochfrequenz-Impulses wird erregt werden. Daher kann die Position des Schnitts mittels der Gradienten G_z-Intensität und der Hochfrequenz-Frequenz gesteu ert werden.

Ein negativer G_z-Rücksetz-Gradienten-Impuls 54 dient zum Phase numkehren der Kernspins in der x-y-Ebene des drehenden Rahmens. Der Rücksetz-Impuls 54 ist daher ungefähr gleich der Hälfte des Bereichs des Teils des Schnitt-Auswahl-Gradienten 52, der wäh rend des Hochfrequenz-Impulses 50 auftritt.

Nach oder während dem Anlegen des G_z-Rücksetz-Impulses 54 wird ein G_x-Ansetz- bzw. -Vorsetz (rewind)-Impuls 56 angelegt. Der Ansetz-Impuls 56 beginnt die präzedierenden Kerne außer Phase zu bringen. Die Kerne mit hohen räumlichen Orten innerhalb des Schnitts schreiten als ein Ergebnis der G_x-induzierten höheren Larmor-Frequenz in der Phase schneller fort als die Kerne an niedrigeren räumlichen Orten. Nachfolgend verursacht ein posi tiver G_x-Auslese-Impuls 58, mit dem Mittelpunkt beim Zeitpunkt TE₁, nach der Mitte des Hochfrequenz-Impulses 50, daß die außerphasigen Spins in einem ersten Gradientenecho- oder kernma gnetischen Resonanz-Signal 60 bei oder nahe dem Mittelpunkt des Auslese-impulses 58 wieder Phase annehmen. Das Gradientenecho 60 ist das kernmagnetische Resonanz-Signal für eine Reihe oder Spalte in einem Bezugs-Phasenbild. Der Auslese-Gradient G_x wird dann umgekehrt, um einen zweiten Auslese-Impuls 64 zu erzeugen und ein zweites Gradienten-Echo kernmagnetisches Resonanz- Signal 66 wird gebildet und erfaßt. Der Mittelpunkt des zweiten Gradientenechos 66 liegt bei TE₂ und es erzeugt die Daten von einer Reihe oder Spalte in einem Meß-Bild. Wie nachstehend er kennbar wird, werden die Echozeiten TE₁ und TE₂ sehr sorgfältig ausgewählt, um die zwei Echosignale 60 und 66 mit der relativen Phase von Fett- und Wasserspins zeitlich auszurichten. Verän derbare Bandbreitenverfahren, wie beispielsweise das im US- Patent Nr. 4 952 876 beschriebene mit dem Titel "Variable Band width Multi-echo NMR Imaging", können zum Vorteil der Verbesse rung des Signal-Rausch-Verhältnisses verwendet werden.

Bei einer zweidimensionalen Abbildungsfolge wird ein Gradien ten-Impuls G_y angelegt, um die Spins entlang der y-Achse wäh rend der Ansetz-Gradienten 56 zu phasenkodieren. Die Folge wird dann mit verschiedenen G_y-Gradienten wiederholt, wie es im Stand der Technik bekannt ist, um einen kernmagnetischen Reso nanz-Ansichtssatz zu erfassen, aus dem ein tomographisches Bild eines Bildobjekts entsprechend herkömmlichen zweidimensionalen diskreten Fouriertransformations-Rekonstruktionstechiken rekon struiert werden kann. Die kernmagnetischen Resonanz-Signale 60 und 66 sind die Summe der Komponenten-Signale von vielen präze dierenden Kernen über den erregten Schnitt. Idealerweise wird die Phase jedes Komponentensignals durch die Stärke der G_z-, G_x und G_y-Gradienten am Ort des einzelnen Kerns während der Auslese-Impulse 58 und 64 bestimmt und daher durch die räumli chen z-Achsen, x-Achsen und y-Achsen Orte des Kerns. In der Praxis beeinflussen jedoch zahlreiche andere Faktoren die Phase der kernmagnetischen Resonanz-Signale 60 und 66 - einschließ lich der Temperatur der abgetasteten Gewebe.

Die magnetische Suszeptibilität bzw. Magnetisierbarkeit von Gewebe verändert sich als eine Funktion der Temperatur. Diese Suszeptibilitätsveränderung verursacht der Reihe nach Spin- Resonanz-Verschiebungen, die sich linear mit der Temperatur verändern. Für Wasser verändert sich die Spin-Resonanz-Frequenz mit einer Rate von ungefähr 0,01 ppm/°C und für Fett mit einer Rate von ungefähr 0 ppm/°C. Die sich ergebenden Frequenz- Verschiebungen bei drei Polarisations-Feldstärken sind in Ta belle 1 dargestellt.

Tabelle 1

Typische Temperaturveränderungen in Geweben aufgrund von zahl reichen Behandlungen und Verfahren sind in Tabelle 2 dargelegt.

Tabelle 2

Thermisch induzierte chemische Verschiebungs-Änderungen können unter Verwendung von Phasenbildern fein beobachtet werden, da die Magnetresonanz-Signalphase (proportional zur Frequenz) sich linear als eine Funktion der Temperatur verschiebt. Für Wasser- Spins (0,01 ppm/°C) tritt eine relative 4,5°/°C Phasenverschie bung bei 1,5T für eine 20 ms Echozeit/TE) in einer Gradienten abgerufenen (gradient recalled) Echo-Impulsfolge (0,63 Hz/°C _* 20 ms _* 360°/Zyklus) auf. Andererseits wird eine relative Sig nal-Phasenverschiebung von ∼0°/°C für Fett-Spins beobachtet werden. Da Gewebe aus verschiedenen Zusammenstellungen von Fett und Wasser zusammengesetzt sind und da die Zusammensetzung der Gewebe sich als eine Funktion der Temperatur verändern kann, ist die Messung von Gewebetemperatur im lebendem Objekt kom plex. Die Genauigkeit wird auch durch die Bewegung des Patien ten während der Abtastung verringert und die Spin-Relaxations zeit verändert sich während der Behandlung.

Die Genauigkeit von Temperaturmessung im lebenden Objekt wird gemäß der vorliegenden Erfindung durch Verwendung des Unter schieds zwischen Bildern verbessert, bei denen ein Phasenbild als Bezug dient. Auch werden die Echo-Zeiten (TE) der zur Er fassung der zwei Phasenbilder verwendeten Impulsfolgen derart gewählt, daß die Signale von Fett-Spins und Wasser-Spins entwe der gleichphasig oder außer-Phase zueinander sind. Tabelle 3 gibt einige der Echo-Zeiten (TE) für die Gradienten-abgerufene (gradient recalled) Echo-Impulsfolge gemäß Fig. 3 an, um kern magnetische Resonanz-Signale mit Fett- und Wasser-Spins entwe der gleichphasig oder außer Phase zu erzeugen.

Tabelle 3

Erfindungsgemäß wird eine Temperaturkarte erzeugt, indem zwei Phasenbilder erfaßt werden. Das erste Phasenbild wird mit einer aus der vorstehenden Tabelle 3 ausgewählten kurzen Echozeit (TE₁) mit Fett- und Wasserspins entweder gleichphasig oder au ßer Phase erfaßt. Diese Erfassung dient als ein räumliches, Zusammensetzungs-, Relaxationszeit- und Temperatur-Bezugs- Phasenbild.

Ein zweites Phasenbild wird mit einer aus der vorstehenden Ta belle 3 ausgewählten Echozeit (TE₂) mit Fett- und Wasser-Spins in umgekehrter Bedingung zu der der Bezugserfassung erfaßt. Mit anderen Worten, wenn die TE₁ für das Bezugs-Phasenbild mit Fett- und Wasser-Spins gleichphasig gewählt ist, dann wird das zweiten Phasenbild mit Fett- und Wasser-Spins außer Phase er faßt oder umgekehrt. Wenn der Unterschied zwischen den zwei Phasenbildern zur Erzeugung einer Temperaturkarte verwendet wird, wird die sich ergebende Temperaturkarte nicht von Suszep tibilitäts- bzw. Magnetisierbarkeits- und Temperaturveränderun gen aufgrund der im abgebildeten Gewebe vorhandenen zwei Arten von Spins beeinflußt und die Genauigkeit der Messung wird we sentlich verbessert.

Die zur Erzeugung einer Temperaturkarte notwendigen Informatio nen sind in der Phasendifferenz zwischen den Bezugs- und den Meß-Bildern enthalten. Diese Informationen können auf einer Vielzahl von Arten extrahiert werden. Zuerst kann die Phasen differenz (ΔΦ) bei jedem Bild-Pixel bzw. Bildelement berechnet werden:

ΔΦ = tan^-1Q₂/I₂ - tan^-1Q₁/I₁.

Diese Phasendifferenzwerte (ΔΦ) werden mit einer Konstanten multipliziert, um eine relative Temperatur anzeigende Zahlen zu erzeugen. Dies ist das bevorzugte Verfahren, wenn eine quanti tative Temperaturkarte erzeugt wird.

Andererseits, wenn die Temperaturempfindlichkeit wichtiger ist, wird ein komplexes Differenz-Verfahren (D-Verfahren) verwendet, um die Temperaturkarte zu erzeugen. Die komplexe Differenz (D) wird bei jedem Temperatur-Bildpixel bzw. -Bildelement unter Verwendung der entsprechenden I₁-, Q₁-, I₂- und Q₂-Werte der jeweiligen Meß-Phasen- und Bezugsphasenbilder berechnet.

Die Empfindlichkeit der Temperaturmessung wird mittels der Grö ße der Differenz in der Echozeit (TE₂-TE₁) ausgewählt. Die Verwendung von längeren Echozeiten erhöht die Empfindlichkeit der Temperaturmessung, erhöht aber auch die Wahrscheinlichkeit einer Phasenverschiebung. Eine derartige Verschiebung kann un ter Verwendung von Standardtechniken korrigiert werden, wie beispielsweise von G.H. Glover in "Multipoint Dixon Sequences for Proton Water, Fat and Susceptibility Imaging", J. Magn. Reson. Imaging 1: 521-530 (1991), und G.H. Glover, E. Schneider in "Three-Point Dixon Technique for True Water/Fat Decomposi tion with Bo Inhomogeneity Correction", Magn. Reson. Med. 18: 371-383 (1991), beschrieben.

Während im bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Doppel-Echo- Impulsfolge zur Erfassung beider Phasenbilder in einer einzel nen Abtastung verwendet wird, kann auch eine Einzel-Echo-Im pulsfolge verwendet werden. In einem derartigen Fall ist es nicht erforderlich, die Bezugsbilderfassung jedesmal, wenn eine Temperaturkarte während eines Behandlungsvorgangs erzeugt wer den soll, zu erzeugen. Wenn das erste Bezugsbild erhalten wird, müssen die nachfolgenden Phasenbilder nur zum zweiten Echo- Zeitpunkt erfaßt werden, damit der Selbstbezug wirkungsvoll ist. Jedoch, wenn während des Verlaufs einer Behandlung wesent liche Gewebeveränderungen auftreten, kann es wünschenswert sein, erneut abzutasten und das Bezugs-Phasenbild zu aktuali sieren.

Zusätzliche Erfassungszeit kann gespart werden, wenn "Schlüs selloch"- oder andere Teil-k-Raum-Abbildungsverfahren in Ver bindung mit den gegenwärtigen selbstbezugnehmenden Temperatur kartenbildungs-Verfahren verwendet werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren ist ein sehr genaues Verfahren zum Messen von Temperaturveränderungen im lebenden Objekt, wenn eine T₂*-Verzögerung nicht aufgetreten ist. Bei den längeren, zum Erhalten einer hohen thermischen Phasenempfindlichkeit ver wendeten Echozeiten (TE₂) wird eine Korrektur der T₂*-Verzö gerung notwendig. Diese Korrektur kann auf einfache Weise wie im Anhang beschrieben erreicht werden. Auf dieselbe Weise kön nen auch Änderungen des örtlichen Magnetfelds (B₀) oder von T₂* aufgrund von thermischen Veränderungen in der Abbildungsumge bung geschätzt und in dem Phasendifferenzbild ausgemacht wer den. Die T₂*-Verzögerung kann mittels Beobachten der Verringe rung im Größensignalwert zwischen dem Bezugs-Phasenbild und dem zweiten Phasenbild bestimmt werden. Die Größensignalverringe rung kann zur Schätzung von T₂* und zur Berechnung der sich aus der Magnetisierungs-Verzögerung ergebenden Netto-Phasendiffe renz berechnet werden. Ein Beispiel ist im Anhang für eine Lorentz-Verteilung angegeben.

Eine schnelle, hohe räumliche und hohe Temperatur-Auflösungs- Temperaturkarten-Erzeugungs-Technik im lebenden Objekt wurde dargestellt. Die thermische Meßtechnik ist selbstbezugnehmend, wodurch die Beobachtung der Temperatur in heterogenen Geweben und während eines Behandlungsvorgangs möglich ist. Während in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Gradienten-abgerufene (gradient recalled) Echo-Impulsfolge zur Erzeugung der Phasen bilder verwendet wird, können andere wohlbekannte Abbildungs- Impulsfolgen verwendet werden. Auch können Einzel- und Doppel- Spin-Echo-Impulsfolgen verwendet werden und es können entweder zwei- oder dreidimensionale Impulsfolgen funktionieren.

Auch ist, während im Ausführungsbeispiel TE₁ und TE₂ verschie den sind, dies nicht notwendig. TE₁ und TE₂ können gleich sein. In diesem Fall müssen TE₁ und TE₂ nicht auf Fett-Wasser gleich phasige und außer-phasige Grenzen fallen, sondern sie können irgendeinen Wert annehmen.

Thermische Veränderungen in Geweben, die einer Behandlung un terzogen werden, anzeigende kernmagnetische Resonanz-Bilder werden unter Verwendung einer Gradienten-abgerufenen Doppel- Echo-Impulsfolge erzeugt. Ein Bezugs-Phasenbild wird unter Ver wendung einer kurzen Echozeit erzeugt und ein Meß-Phasenbild wird unter Verwendung einer längeren Echozeit erzeugt. Tempera turkarten werden während der Behandlung unter Veränderung der Phasendifferenzinformationen an entsprechenden Pixeln bzw. Bil delementen der zwei Phasenbilder erzeugt.

Anhang

Bei Gradienten-abgerufener (gradient recalled) Echo-Abbildung (GRE-Abbildung) verteilen sich sowohl Suszeptibilität bzw. Ma gentisierbarkeit und Feldheterogenität entsprechend T₂*. Dieser Term erhöht die Verteilung der Larmorfrequenzen (Resonanz- Halbwertsbreite), die als eine Lorentz Gleichung beschrieben werden kann. Die beobachtete Signalintensität nimmt direkt pro portional zum effektiven T₂* ab, das berechnet wird durch:

wobei T₂ die intrinsische Spin-Spin-Relaxationszeit und T₂′ die Verteilung von magnetischer Suszeptibilität bzw. Magnetisier barkeit und Magnetfeld-Inhomogenitäten darstellt. Beide, die T₂- und T₂′-Terme können thermisch veränderlich sein, so wie sowohl die magnetische Suszeptibilität bzw. Magnetisierbarkeit, der Gewebeinhalt und die -Art, als auch die gegenwärtigen Spin- Spin-Relaxations-Zeiten von der Temperatur abhängen. Ein Ver lust an Kohärenz kann geschätzt werden durch:

oder er kann aus exakten Signalintensitätsberechnungen ge schätzt werden. Für eine Hochfrequenz-verschmutzte GRE-Unter suchung oder eine nichtverschmutzte GRE-Untersuchung mit TR » T₂* wird das Signal berechnet als

Für beliebige Parameter GRE-Bilder wird das Signal berechnet als

mit

und

Eine Echo-Signalintensität und somit eine Phase werden sind als eine Funktion der ausgewählten Impulsfolge-Parameter verändern. Wenn Phasendifferenz-Selbstbezugs-Techniken verwendet werden, wird es möglich sein, die Phasenverteilung zu T₂* aus Gleichung 2 entweder für GRE- oder SPGR-Erfassungsfolgen zu schätzen. Die aufgrund der T₂*-Verzögerung in dem zweiten Bild relativ zum ersten Bild angehäufte Phase (ΔΦ) kann geschätzt und von der Phasendifferenzkarte auf eine Pixel-für-Pixel-Weise bzw. Bildelement-für-Bildelement-Weise subtrahiert werden:

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen eines Temperaturveränderungen in ei nem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten Ob jekt anzeigenden Bilds, mit den Schritten:

a) Durchführen eines Abtastung mittels Durchführen einer kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58) mit einer Echozeit (TE₁) zum Erfassen von kernmagnetischen Reso nanz-Bezugsdaten (60) aus Geweben in dem Objekt,
b) Rekonstruieren einer Bezugs-Phasenbilds aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten,
c) Durchführen einer Abtastung mittels Durchführen eines kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58, 64) mit einer Echozeit (TE₂) zum Erfassen von kernmagnetischen Re sonanz-Meßdaten (66) aus den Geweben,
d) Rekonstruieren eines Meß-Phasenbilds (161, 107) aus den er faßten kernmagnetischen Resonanz-Meßdaten, und
e) Erzeugen einer Temperaturkarte auf der Grundlage der Differ enz zwischen dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signale gleichphasige bzw. außer- Phase sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signale außer-Phase bzw. gleichphasig sind.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte c), d) und e) eine Vielzahl von Malen wiederholt werden, um eine entsprechende Vielzahl von zusätzlichen Temper aturkarten zu erzeugen.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolgen Gradienten-Echo-Im pulsfolgen sind.

6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Temperaturkarte unter Berechnung der komplexen Differenz zwischen entsprechenden Werten in dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild erzeugt wird.

7. Verfahren zum Erzeugen eines Temperaturveränderungen in ei nem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten Ob jekt anzeigenden Bilds, mit den Schritten:

a) Durchführen einer Abtastung mittels Durchführen einer kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge, die ein erstes kernmagne tisches Resonanz-Echosignal (60) von Geweben in dem Objekt zu einer ersten Echozeit (TE₁) und ein zweites kernmagnetisches Resonanz-Echosignal (66) zu einer zweiten Echozeit (TE₂) er zeugt,
b) separates Erfassen von durch die ersten und zweiten kernmag netischen Resonanz-Echosignale (60, 66) erzeugten kernmagnetis chen Resonanz-Daten (118, 153, 152, 154) während der Abtastung, um jeweilige Bezugs- und Meß-Datensätze zu bilden,
c) Rekonstruieren eines Bezugs-Bilds (118, 107) aus dem Bezugs- Datensatz,
d) Rekonstruieren eines Meß-Bilds (118, 107) aus dem Meß-Daten satz,
d) Erzeugen einer Temperaturkarte auf der Grundlage der Differ enz zwischen dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild.

8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signale gleichphasig bzw. außer-Phase sind.

9. Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signale außer-Phase bzw. gleichphasig sind.

10. Verfahren nach Anspruch 7, wobei die kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolgen Gradienten-Echo-Im pulsfolgen sind.

11. Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Temperaturkarte unter Berechnung der komplexen Differenz zwischen entsprechenden Werten in dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild erzeugt wird.

12. Vorrichtung zur Erzeugung eines Temperaturveränderungen in einem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten Objekt anzeigenden Bilds, mit:

a) einer Einrichtung (121, 122, 127, 150, 152) zur Durchführung einer Abtastung mittels Durchführung einer kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58, 64) mit einer Echozeit (TE₁, TE₂) und zur Erfassung von Resonanz-Daten aus Geweben in dem Objekt,
b) einer Einrichtung (210, 160) zur Rekonstruktion eines Pha senbilds aus den erfaßten Resonanz-Daten, wobei die Einrichtung zur Durchführung der Abtastung und Erfas sung sowohl kernmagnetische Resonanz-Bezugsdaten als auch kern magnetische Resonanz-Meßdaten erfaßt und die Einrichtung zur Rekonstruktion aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Be zugsdaten bzw. Resonanz-Meßdaten jeweils ein Bezugs-Phasenbild und ein Meß-Phasenbild rekonstruiert, und
c) einer Einrichtung (122, 160, 210) zur Erzeugung einer Tem peraturkarte, die auf der Grundlage der Differenz zwischen dem Meß- und dem Bezugs-Phasenbild eine Temperaturkarte erzeugt.