DE19813733A1 - Verfahren zur Extraktion von Deformationen aus geschwindigkeitskodierten Magnetresonanzbildern des Herzens - Google Patents
Verfahren zur Extraktion von Deformationen aus geschwindigkeitskodierten Magnetresonanzbildern des HerzensInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanzabbil
dungsverfahren und -systeme.
Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßi
gen magnetischen Feld (Polarisationsfeld B0) ausgesetzt, ver
suchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in
dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präze
dieren jedoch darum in zufälliger Anordnung an ihrer charak
teristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewe
be einem Magnetfeld (Anregungsfeld B1) ausgesetzt, das in der
x-y-Ebene liegt und sich nahe der Larmorfrequenz befindet,
kann das netto-ausgerichtete Moment Mz in die x-y-Ebene ge
dreht oder gekippt werden, um ein netto-transversales magne
tisches Moment Mt zu erzeugen. Durch die angeregten Spins
wird nach dem Beenden des Signals B1 ein Signal emittiert,
und dieses Signal kann zur Ausbildung eines Bildes empfangen
und verarbeitet werden.
Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern
werden Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typi
scherweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von
Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten gemäß
dem bestimmten verwendeten Lokalisierungsverfahren ändern.
Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanz
signale (NMR-Signale) wird zur Rekonstruktion des Bildes un
ter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfah
ren digitalisiert und verarbeitet.
Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder
verwendeten NMR-Abtastungen benötigen viele Minuten zur Er
fassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Ab
tastzeit ist ein wichtiger Punkt, da eine verringerte Ab
tastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Patientenkomfort
verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewe
gungsartefakten verbessert. Es gibt eine Klasse von Impuls
folgen, die eine sehr kurze Wiederholungszeit (TR) haben und
vollständige Abtastungen ergeben, die in Sekunden anstatt Mi
nuten ausgeführt werden können. Bei der Anwendung bei der
Herzabbildung kann beispielsweise eine vollständige Abtastung
während eines einzigen Luftanhaltens erhalten werden, aus der
eine Folge von das Herz bei unterschiedlichen Phasen seines
Zyklus darstellende Bilder erfaßt werden kann.
Die Prognose bei Patienten bei einer großen Vielfalt von
Herzerkrankungen (einschließlich koronarer Arterienerkran
kung, Herzklappenerkrankung, kongestivem Herzfehler und
Herzrhythmusstörungen) war eng mit dem Grad des Ausstoßbruch
teils der linken Herzkammer verbunden, einem quantitativen
Maß der globalen Herzkammerfunktion. Quantitative Messungen
einer regionalen kontraktilen Funktion könnten erhebliche
prognostische und therapeutische Bedeutung haben. Beispiels
weise können viele Patienten mit schwerer koronarer Arterie
nerkrankung eine normale regionale und globale linke Herzkam
merfunktion in Ruhe, jedoch durch Streß verursachte Anomalien
haben. In der klinischen Praxis können Patienten mit korona
rer Arterienerkrankung durch eine Streß-Echo-Kardiographie
beruhend auf neuen funktionalen Defiziten während des Streß
erfaßt werden. Jedoch stellt die Variabilität zwischen Beob
achtern bei diesem qualitativen Meßtyp eine Einschränkung
dar, die mit quantitativen Messungen verbessert werden könn
te. Somit besteht das Bedürfnis nach quantitativen Messungen
regionaler Herzfunktionen mit hoher Qualität.
Invasive Messungen einer regionalen kontraktilen Funktion be
ruhend auf einer Ventrikulographie sind durch Herzrhythmusstörungen,
die durch die Injektion hervorgerufen werden, den
Fehler bei der direkten Visualisierung des Herzmuskels und
der folgenden begrenzten Möglichkeit der Differenzierung ei
ner endokardialen Bewegung aufgrund der Bereichskontraktion
bzw. regionalen Kontraktion von einer endokardialen Bewegung
einzig aufgrund der Gebundenheit begrenzt. Die letzteren Ar
gumente treffen auch bei nicht-invasiven Ventrikulographie
messungen der kontraktilen Funktion zu, wie bei einer radio
nukliden Ventrikulographie und echokardiographischen Analyse
der endokardialen Bewegung. Regionale Wandverdickungen durch
Echokardiographie, Computer-Tomographie (CT) oder Magnetreso
nanzabbildung (MRI) ist ein besseres Maß der regionalen Funk
tion, jedoch begrenzen die Bildauflösung und irreguläre myo
kardiale Konturen die Quantitätsbestimmung. Diese Verfahren
sind auch bezüglich einer Bewegung durch die Ebene empfind
lich, und bilden somit nicht den gleichen Herzmuskel über den
Herzzyklus ab. Echokardiographiefenster und eine schlechte
endokardiale Definition, insbesondere nach einer Operation,
verursachen weitere Kompromisse. Eine regionale Wandverdic
kung unter Verwendung einer gesteuerten bzw. bewerteten
SPECT-Tc-Sestamibi weist den Versuch sowohl einer Perfusion
als auch einer Kontraktion in der gleichen Untersuchung auf.
Es muß aber noch untersucht werden, ob die relativ geringe
Bildauflösung und weitere Verschlechterung aufgrund einer At
mungsbewegung bei diesem herkömmlichen Verfahren bewältigt
werden können, um quantitativ bestimmbare Messungen einer re
gionalen kontraktilen Funktion mit klinischer Verwendung zu
erzeugen.
Eine Magnetresonanzabbildung (MRI) wurde zum quantitativen
Bestimmen einer regionalen myokardialen Funktion unter Ver
wendung zweier unterschiedlicher Methoden verwendet: Markie
rung ("tagging") und Geschwindigkeits-kodierter Phasenkon
trast. Beide Verfahren können bestimmte Teile des Herzmuskels
nicht-invasiv bewerten und sind von Natur aus quantitativ be
stimmbar. Während myokardiale Markierungsverfahren, wie sie
von Axel L. Dougherty L: "MR Imaging Of Motion With Spatial
Modulation Of Magnetization", Radiology 1989, 171 : 841-845;
und Zerhouni EA, Parish DM, Rogers WJ, Yang A, Shapiro EP:
Human Heart: "Tagging With MR Imaging - A Method for Noninva
sive Assessment of Myocardial Motion", Radiology 1988; 169;
59-63, vorgeschlagen wurden, in den vergangenen Jahren eine
beachtliche Aufmerksamkeit erlangt haben, muß die Markie
rungsbeabstandung mehrere Male größer als die Bildauflösung
zur Ermöglichung einer genauen Lokalisierung sein. Innerhalb
der durch die Markierungsbeabstandung gesetzten Grenzen kön
nen die Deformationen der Markierungen ("tags") theoretisch
mit einer Ortsgenauigkeit quantitativ bestimmt werden, die
merklich besser als die Bildauflösung ist. Eine finite Ele
mentanalyse myokardialer Markierungen wurde zur quantitativen
Bestimmung regionaler myokardialer Mechanismen bei einer
Vielzahl von Herzkrankheiten verwendet.
Eine Geschwindigkeits-kodierte Phasenkontrast-Magnetresonanzabbildung
kann, wie von Pelc NJ, Drangova M,
Pelc LR, Zhu Y, Noll DC, Bowman BS, Herfkens RJ: "Tracking Of
Cyclic Motion With Phase-Contrast Cine MR Velocity Data", J.
Magn Reson Imaging 1995, 5 : 339-345; Pelc LR, Sayre J, Yun K,
Castro LJ, Herfkens RJ, Miller DC, Pelc NJ: "Evaluation of
Myocardial Motion Tracking With Cine-Phase Contrast Magnetic
Resonance Imaging", Invest Radiol 1994; 29 : 1038-1042; und We
deen VJ: "Magnetic Resonance Imaging of Myocardial Kinema
tics, Technique to Detect, Localize, and Quantify The Strain
Rates Of The Active Human Myocardium", Magn Reson Med 1992,
27 : 52-67 beschrieben, zur Verfolgung der Position eines Volu
menelements des Herzmuskels über den Herzzyklus beruhend auf
seiner Geschwindigkeit und Beschleunigung als Funktion der
Zeit verwendet werden. Bis heute sind jedoch die Bewegungs
verfolgungsverfahren empfindlich bezüglich akkumulierter Feh
ler, woraus sich Positionsfehler von ein bis zwei Bildelemen
ten ergeben können. Alternativ dazu können Phasenkontrast-
Geschwindigkeitsdaten streng mechanisch als Verformungsrate
analysiert werden. Bei der Verformungsratenanalyse werden
drei oder vier nächste Nachbarn-Geschwindigkeitsbestimmungen
zur Korrektur einer örtlichen Translation und Rotation bild
elementweise mit einer End-Schätzung der Hauptachse und der
untergeordneten Achse der regionalen Deformation verwendet.
Da eine normale myokardiale Deformation primär radial orien
tiert ist, ist die Hauptachse der Verformungsrate der zeitli
chen Ableitung der Wandverdickung/-verdünnung grob äquiva
lent. Eine soweit implementierte Verformungsratenanalyse er
fordert vielfache differentielle Berechnungen und ist somit
gegenüber Rauschen empfindlich. Außerdem ist sie gegenüber
Teilvolumenproblemen empfindlich, da sie Informationen von
umgebenden Bildelementen benötigt.
Die Grundvoraussetzung all dieser MRI-Verfahren war, daß die
Gesamtbewegung des Herzens durch die Brust zum Offenlegen der
mit der Herzkontraktionsfunktion verbundenen Deformation be
seitigt werden soll. Jedoch mißt das MRI-System die Spinbewe
gungen relativ zur stationären Referenz des MRI-Systems. In
folgedessen sind von dem Herzmuskel erfaßte Geschwindigkeiten
eine Kombination einer dreidimensionalen Rotation, Translati
on und Deformation des Herzens, koordiniert mit dem Herzzy
klus. Eine Atmungsbewegung trägt zusätzlich zu Rotationen und
Translationen durch die Brust bei. Anomale kontraktile Mu
ster, wie eine Bündelverzweigungsblockierung, komplizieren
die Interpretation von myokardialen Geschwindigkeiten von dem
externen stationären Bezugsrahmen noch mehr. Somit modifi
ziert eine Anzahl von Parametern die Geschwindigkeit eines
Bereichs des Herzens relativ zu einem externen Bezugspunkt in
dem MRI-System.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Bild aus
zubilden, das die kontraktile Bewegung des Herzens quantita
tiv darstellt.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur
Erfassung von Geschwindigkeitsbildern eines sich bewegenden
Organs, wie dem Herzen, und zur Extraktion der kontraktilen
Bewegung aus den Geschwindigkeitsdaten gelöst. Das heißt, ein
MRI-Phasendifferenzbild wird unter Verwendung einer Impuls
folge erfaßt, die einen Geschwindigkeitskodierungsgradienten
enthält, eine stabile Körperbewegung eines ausgewählten in
Frage kommenden Gebietes bzw. Bereichs in dem Bild wird be
rechnet, und die stabile Körperbewegung wird von dem Bild zum
Erhalten eines Bildes subtrahiert, das primär Deformationsge
schwindigkeiten des Organs enthält.
Alle Geschwindigkeitsinformationen in den Bildelementen wer
den zur Berechnung des Umfangs bzw. der Masse, der Net
totranslation und Rotation des Herzens relativ zu dem MRI-
Systembezug verwendet. Durch Subtraktion dieser Bewegungen
wird eine Umwandlung von dem festen Bezugsrahmen der MRI-
Abtasteinrichtung in einen Bewegungsbezugsrahmen erreicht,
der sich im Mittelpunkt des Herzens befindet. Restliche Ge
schwindigkeitsinformationen legen die gewünschten Deformatio
nen des Herzens offen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausführungsbei
spiels unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben.
Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems, bei dem die Er
findung verwendet wird,
Fig. 2 eine graphische Darstellung einer bevorzugten Impuls
folge, die zur Ausübung der Erfindung verwendet wird,
Fig. 3 eine graphische Darstellung von Flußkodierungsgradien
ten, die zu der in Fig. 2 gezeigten Impulsfolge zur Ausbil
dung des bevorzugten Ausführungsbeispiels hinzugefügt werden,
Fig. 4 ein Ablaufdiagramm der durch das MRI-System in Fig. 1
zur Ausführung des bevorzugten Ausführungsbeispiels durchge
führten Schritte,
Fig. 5 bis 8 graphische Darstellungen eines simulierten
Herzens, das zusätzlich zu einer Deformation einer Massebewe
gung unterzogen wird, und
Fig. 9 und 10 graphische Darstellungen der Geschwindigkei
ten in einem Schnitt durch das simulierte Herz.
Zwei Sätze von Geschwindigkeits-kodierten Bildern werden mit
tels der Geschwindigkeitskodierung, die in zwei orthogonalen
Richtungen in einer Ebene angewendet wird, als Funktion des
Herzzyklus erfaßt.
Außerdem werden Größenordnungsbilder erfaßt, die den Ge
schwindigkeits-kodierten Bildern zeitlich entsprechen. Die
Größenordnungsbilder werden zur Erzeugung von Masken der lin
ken Herzkammer (LV) verwendet. Der Mittelpunkt jedes Schnitts
wird durch Berechnung des Schwerpunkts der LV-Masken be
stimmt.
Hier sind mij die Ortsmoment der LV-Maske und sind definiert
durch
wobei i+j die Ordnung des Moments, x und y die Bildelementko
ordinaten bezüglich eines willkürlichen Ursprungs und axy der
Wert der Maske am Punkt x, y sind (1, wenn der Punkt sich in
der Maske befindet, und 0 im anderen Fall).
Jede stabile Körperbewegung des Herzens kann in eine Rotation
(in drei Dimensionen) um den Schwerpunkt des Schnitts und ei
ne Translation des Schwerpunkt transformiert werden. Die Ge
schwindigkeiten aufgrund einer Rotation des Herzens zu einem
Zeitpunkt t um den Schwerpunkt mit einer Winkelgeschwindig
keit ω = ωx + ωy + ωz ist durch ν = ωi × r gegeben, wobei ωi die
konstante Winkelgeschwindigkeit um die i-Achse zum Zeitpunkt
t ist. Die Winkelgeschwindigkeit ist eine Funktion der Zeit
in dem Herzen, jedoch kann während des kurzen Intervalls,
während dem die Geschwindigkeitskodierung stattfindet, ωi als
konstant betrachtet werden. Die resultierenden kartesischen
Geschwindigkeiten in der Ebene des Schnitts sind somit gege
ben durch
vx = zωy - yωz
vy = xωz - zωx (3)
vy = xωz - zωx (3)
x, y und z werden relativ zu dem Schwerpunkt der LV-Maske ge
messen. Geschwindigkeiten (vz) durch die Ebene werden hier
nicht berücksichtigt. Jedoch könnten sie berücksichtigt wer
den, wenn ein dreidimensionaler Datensatz erfaßt und eine
Lang-Achsen-Analyse durchgeführt wird. Translationsgeschwin
digkeiten des Herzens tragen einfach zu vx und vy bei. Ein
Teil dieser translatorischen Geschwindigkeiten ist offen
sichtlichen Translationen des Schwerpunkts des Schnitts auf
grund Rotationen außerhalb des Mittelpunkts zuzuschreiben.
Die Geschwindigkeits-kodierten Messungen enthalten die Gesam
teffekte der stabilen Körpertranslationen, Rotationen und De
formationen in der Abbildungsebene aufgrund der Kontraktion
und Relaxation der linken Herzkammer. Somit sind die gemesse
nen x- und y-Geschwindigkeiten folgendermaßen gegeben
νx = zωy - yωz + νx Translation + νx Deformation(x, y)
νy = xωz - zωx + νy Translation + νy Deformation(x, y) (4)
νy = xωz - zωx + νy Translation + νy Deformation(x, y) (4)
Zur Bewertung der Herzfunktion ist
νDeformation = νz Deformation (x, y) + νy Deformation(x, y) erforderlich.
Für Messungen in einem gegebenen Schnitt ist z konstant. Da
ω und die Translationsgeschwindigkeiten während des Ge
schwindigkeitskodierungsintervalls als konstant angenommen
werden, verringert sich der Ausdruck für vx und vy folgender
maßen
νx = A1 - yωz + νx Deformation(x, y)
νy = A2 + xωz + νy Deformation(x, y) (5)
νy = A2 + xωz + νy Deformation(x, y) (5)
wobei A1 und A2 Konstanten sind.
Die Auswirkungen aufgrund der Translation und Rotation können
durch Durchführung linearer Anpassungen bezüglich vx als
Funktion von y und vy als Funktion von x bestimmt werden. Es
sein angemerkt, daß, wenn νDeformation ≠ 0, vx(y) und vy(x) nicht
unbedingt eindeutige Funktionen sind. Die Fig. 5 bis 8
zeigen vx gegenüber y und vy gegenüber x für einen simulier
ten Kurz-Achsen-Schnitt des Herzens, das stabilen Rotations-
und Translations-Körperbewegungen zusätzlich zu einer radia
len Deformation ausgesetzt ist. Diese Deformation ist durch
einen Ortsgeschwindigkeitsgradienten der radial gerichteten
Geschwindigkeiten charakterisiert. Bei dieser Simulation ist
vx Translation = 1 cm/s, vy Translation = 0,25 cm/s, ωx = 0,1 radi
an/s, ωy = 0,3 radian/s und ωx = 0,5 radian/s. Diese Werte
sind nicht zur Anzeige tatsächlicher Geschwindigkeiten in dem
Herzen gedacht, sondern dienen lediglich der Veranschauli
chung des Massenbewegungs-Korrekturvorgangs. Die Fig. 5
und 6 sind keine eindeutigen Funktionen. Die Punkte stellen
die simulierten Geschwindigkeitswerte dar, während die Linie
bzw. Gerade die beste lineare Anpassung an die Daten ist. Der
Vorzeichenunterschied zwischen den Neigungen bzw. Steigungen
in den Fig. 5 und 6 wird durch Gleichung 5 vorausgesagt.
Diese Gerade ist den stabilen Körperbewegungen des Kurz-
Achsen-Schnitts zuzuschreiben, und kann jetzt von den rohen
Geschwindigkeitsdaten subtrahiert werden. Die Fig. 7 und 8
zeigen die Ergebnisse dieser Subtraktion, die Restdeformatio
nen des Schnitts offenlegen. Die Fig. 9 und 10 zeigen die
Geschwindigkeiten in dem Geschwindigkeitsschnitt als Vekto
ren, die in die Geschwindigkeitsrichtung zeigen, mit durch
die Länge der Vektoren dargestellten Größen: in Fig. 9 vor
der Korrektur der Massenbewegung und in Fig. 10 nach der Kor
rektur der Massenbewegung.
In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne
tresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die
Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer
Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein
Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die
Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem
separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steue
rung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm
bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersy
stem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinan
der über eine Rückwandplatine kommunizieren. In diesen sind
eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentraleinheit
(CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in
der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddaten
arrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem
Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speiche
rung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert
mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle
Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Einrichtungen,
die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. In
diesen sind eine Zentraleinheit (CPU) 119 und eine Impulser
zeugungseinrichtung 121 enthalten, die über eine serielle
Verbindung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist.
Über diese Verbindung 125 empfängt auch die Systemsteuerung
122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Ab
tastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 be
treibt die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten
Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke
und die Form der Hochfrequenzimpulse (RF-Impulse), die zu er
zeugen sind, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfas
sungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121
ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzei
ge des Zeitpunkts und der Form der während der Abtastung zu
erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeu
gungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer
physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale
von einer Vielzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die
mit dem Patienten verbunden sind, wie EKG-Signale von Elek
troden oder Atmungssignale von einer Lunge. Schließlich ist
die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraum
schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von ver
schiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsy
stems verbundenen Sensoren empfängt. Über die Abtastraum
schnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein Patientenposi
tionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an
die gewünschte Position für die Abtastung.
Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra
dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy
stem 127 aus Gx-, Gy- und Gz-Verstärkern angelegt. Jeder Gra
dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule
in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu
gung der zur Positionskodierung erfaßter Signale verwendeten
Magnetfeldgradienten. Die Gradientenspulenanordnung 139 bil
det einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisa
tionsmagneten 140 und eine Ganzkörperhochfrequenzspule
(Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung
150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt
Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF-
Verstärker) 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen
Sende-/Empfangsschalter (T-R-Schalter) 154 zugeführt werden.
Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten
resultierenden Signale werden durch die gleiche RF-Spule 152
erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorver
stärker 153 zugeführt. Die verstärkten kernmagnetischen Reso
nanzsignale (NMR-Signale) werden in dem Empfangsabschnitt der
Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und di
gitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein
Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zum elektri
schen Verbinden des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 wäh
rend des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153
während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter
154 ermöglicht auch die Verwendung einer
separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Ober
flächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.
Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden
durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu
einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122
übertragen. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein ge
samtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt,
arbeitet eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 zur Fourier
transformation der Daten in ein Array von Bilddaten. Diese
Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 dem Compu
tersystem 107 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher 111
gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole
100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Band
laufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverarbeitungsein
richtung 106 weiterverarbeitet und zu der Bedienerkonsole 100
geführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt wer
den.
Eine ausführlichere Beschreibung der Sende-/Empfangseinrichtung
150 ist in der US-A-4 952 877 und der
US-A-4 922 736 gegeben, die hierin als Referenz angeführt
sind.
Das NMR-System in Fig. 1 führt eine Folge von Impulsfolgen
zur Erfassung ausreichender NMR-Daten zur Rekonstruktion des
gewünschten Geschwindigkeitsbildes durch. Gemäß Fig. 2 wird
in der ersten Impuls folge ein selektiver RF-Anregungsimpuls
300 verwendet, der an den Gegenstand während des Vorhanden
seins eines Gz-Schnittauswahlgradientenimpulses 301 angelegt
wird. Der Anregungsimpuls 300 weist einen Kippwinkel von α
auf, der einen bevorzugten Wert von 15° hat. Zur Kompensation
des NMR-Signals 303, das zu einem Zeitpunkt TE nach dem Anre
gungsimpuls 300 erzeugt wird, bezüglich der durch den Schnit
tauswahlgradientenimpuls 301 verursachten Phasenverschiebun
gen und zur Desensibilisierung des NMR-Signals 303 bezüglich
einer Geschwindigkeit entlang der z-Achse, werden ein negati
ver Gz-Gradientenimpuls 304 gefolgt von einem positiven Gz-
Gradientenimpuls 305 durch die Gz-Gradientenspulen erzeugt,
wie es in der US-A-4 731 583 beschrieben ist. Beispielsweise
besteht eine Lösung in der Verwendung eines Impulses 304 der
gleichen Breite jedoch mit entgegengesetztem Vorzeichen ge
genüber dem Impuls 301, wobei der Impuls 305 die halbe Breite
und die gleiche Höhe wie der Impuls 301 hat. Während die Im
pulse 304 und 305 die Geschwindigkeit entlang der z-Achse
kompensieren, sind dem Fachmann auch komplexere Gradientensi
gnalverläufe zur Kompensation von Beschleunigung von Bewegun
gen höherer Ordnung bekannt.
Zur Positionskodierung des NMR-Signals 303 wird ein Phasenko
dierungs-Gy-Gradientenimpuls 306 an den Gegenstand kurz nach
dem Anlegen des RF-Anregungsimpulses 300 angelegt. Wie es aus
dem Stand der Technik bekannt ist, umfaßt eine vollständige
Abtastung eine Folge dieser Impuls folgen, bei denen der Wert
des Gy-Phasenkodierungsimpulses über eine Folge von bei
spielsweise 256 diskreten Phasenkodierungswerten zur Lokali
sierung der Position der das NMR-Signal erzeugenden Spins
entlang der y-Achse gestuft wird. Die Position entlang der x-
Achse wird durch einen Gx-Gradientenimpuls 307 lokalisiert,
der erzeugt wird, wenn das NMR-Gradientenechosignal 303 er
faßt wird, und der das NMR-Signal 303 Frequenz-kodiert. An
ders als der Gy-Phasenkodierungsgradientenimpuls 306 bleibt
der Gx-Auslesegradientenimpuls 307 während der gesamten Abta
stung auf einem konstanten Wert. Zur Erzeugung des Gradiente
nechos 303 und zu dessen Desensibilisierung bezüglich einer
Geschwindigkeit entlang der x-Richtung gehen dem Gradienten
impuls 307 Gradientenimpulse 308 und 309 voraus, wie es in
der US-A-4 731 583 offenbart ist.
Das NMR-Signal 303 wird durch die System-Sende-/Empfangseinrichtung
122 erfaßt und in eine Reihe aus 256
komplexen Zahlen digitalisiert, die in dem Speicher des
Hauptcomputers 101 gespeichert werden. Für jeden Wert des Gy-
Phasenkodierungsgradienten wird ein NMR-Signal 303 erzeugt,
erfaßt, digitalisiert und in einer separaten Reihe von 256
komplexen Zahlen gespeichert. Mit der Beendigung der Abta
stung wird daher eine zweidimensionale (256 × 256) Matrix
komplexer Zahlen in dem Computer 101 gespeichert. Diese NMR-
Signale, die erzeugt werden, wenn keine flußempfindlichen
Gradienten angelegt werden, können in ein herkömmliches NMR-
Bild Fourier-transformiert werden. Die aus diesen flußkompen
sierten Signalen erzeugten Bilddaten werden als Bezugsbildda
ten bezeichnet.
Zwei zusätzliche Meßzyklen werden zur Erfassung der Daten
ausgeführt, die zur Ausübung der Erfindung erforderlich sind.
Bei diesen Meßzyklen wird die in Fig. 2 gezeigte Impulsfolge
mit einem wichtigen Unterschied angewendet: sie enthalten Be
wegungskodierungs-Magnetfeldgradienten, die das NMR-Signal
303 bezüglich der Geschwindigkeit entlang zweier aufeinander
senkrecht stehender Achsen in einer Ebene sensibilisieren.
Diese Bewegungskodierungs-Feldgradienten werden durch die
gleichen Spulen erzeugt, die die Positionskodierungsgradien
ten Gx, Gy und Gz in der Impulsfolge in Fig. 2 erzeugen. Für
den einfachen Fall von axialen Abtastungen, in denen die Bil
debene auf der z-Achse senkrecht steht, wird eine Messung mit
einer Bewegungskodierung entlang der x-Achse und die zweite
Messung mit einer Bewegungskodierung entlang der y-Achse aus
geführt. In dem-allgemeineren Fall, in dem das Bild in einer
schrägen Ebene orientiert ist, werden die zwei Bewegungsko
dierungsmessungen durch Anlegen einer Kombination von Gra
dienten durchgeführt, wie es nachstehend unter Bezugnahme auf
Fig. 3 beschrieben wird.
Nach der Durchführung der Bezugsmessung unter Verwendung der
Impulsfolge in Fig. 2 kann eine Bewegungskodierungsmessung
mit den in Fig. 3 gezeigten zusätzlichen Gradientenimpulsen
310 bis 315 durchgeführt werden. Diese zusätzlichen Gradien
tenimpulse 310 bis 315 werden zu den bewegungskompensierten
Gradientenimpulsen in Fig. 2 hinzugefügt, und sie erzeugen
Gradienten entlang der jeweiligen x-, y- und z-Achse, die bi
polar sind. Diese bipolaren Gradientenimpulse 310/311,
312/313 und 314/315 sensibilisieren das nachfolgende NMR-
Signal 303 bezüglich einer Geschwindigkeit von Spins, die
sich entlang der x-, y- und z-Achse bewegen. Die Fläche Ax
jedes Impulses 310 und 311 ist gleich, und sie sind um eine
Zeit tx voneinander entfernt. Die Änderung in dem ersten Mo
ment ist daher ΔMx1 = Axtx. Gleichermaßen haben die Impulse 312
und 313 jeweils eine Fläche Ay und sind um die Zeit ty von
einander entfernt und erzeugen eine erste Momentänderung
ΔMx1 = Ayty. Die Impulse 314 und 315 haben gleiche Flächen Az
und sind voneinander um eine Zeit tz entfernt. Sie erzeugen
eine Änderung in dem ersten Moment ΔMz1 = Aztz. Wie es vorste
hend beschrieben ist, bestimmen diese ersten Momentänderungen
ΔMx1, ΔMy1 und ΔMz1 die Geschwindigkeitsempfindlichkeit, die
typischerweise jeweils durch Einstellen der Flächen Ax, Ay
und Az gesteuert wird.
Für den Fachmann ist ersichtlich, daß auch viele andere Im
pulsfolgen zur Erfassung der erforderlichen Daten verwendet
werden können. Es gibt auch viele verschiedene Arten zur Er
zeugung der Bewegungskodierungsgradienten für jede Messung.
Beispielsweise können die Gradientenimpulse eine von denen in
Fig. 3 verschiedene Form haben, oder sie können zur Erhöhung
des ersten Moments zeitlich mehr beabstandet sein, oder sie
können in ihrer zeitlichen Dauer kompakter sein. Es können
auch einen 180°-RF-Impuls verwendende Spinechofolgen verwen
det werden, und anstelle der Verwendung der bipolaren Gra
dientenimpulse können beide Geschwindigkeits-kodierten Impul
se die gleiche Polarität haben, wenn sie auf entgegengesetz
ten Seiten des 180°-RF-Impulses erzeugt werden.
Die flußkodierte Impuls folge wird bei einer vorausschauend
herzgesteuerten segmentierten Abtastung eines Schnitts durch
das Herz verwendet. Eine Ansicht wird pro Segment mit einer
Bezugserfassung und einer orthogonalen flußkodierten Erfas
sung in der gleichen Ebene in jedem Segment erhalten. Das
Segment wird bezüglich des EKG-Auswertungssignals erfaßt, um
das Herz bei vielen Herzphasen über den Herzzyklus zu gewin
nen. Ein Kippwinkel von 15°, eine Zeit TR von 21 ms, eine
Zeit TE von 6,7 ms und ein Ansichtfeld von 33 cm wird bevor
zugt. Das erste Geschwindigkeitskodierungsmoment reicht von
10 bis 15 cm/s. Ein Hadamard-RF-Impuls wird zur Sättigung der
Spinmagnetisierung auf beiden Seiten der Bildebene verwendet,
und diese Sättigungsbänder befinden sich 12 mm von der Bild
ebene und weisen eine Breite von 40 mm auf.
Die während den Abtastungen erfaßten flußkodierten Daten und
die Bezugsdaten werden zur Erzeugung zweier Geschwindigkeits
bilder und eines Größenordnungsbildes verwendet. Die Ge
schwindigkeitsbilder werden auf bekannte Art und Weise durch
Berechnung der Phase an jedem Bildelement der zwei Flußkodie
rungsbilder und dann durch Subtraktion der Phase bei jedem
entsprechenden Bildelement erzeugt. Das Größenordnungsbild
wird aus dem Bezugsbild auf herkömmliche Art und Weise durch
Berechnung der Quadratwurzel der Summe der Quadrate der kom
plexen Werte bei jedem Bildelement erzeugt.
Gemäß Fig. 4 beginnt das bevorzugte Verfahren zur Ausübung
der Erfindung mit der Erfassung und Rekonstruktion der vor
stehend beschriebenen Geschwindigkeitsbilder und des Größen
ordnungsbildes, wie es im Verarbeitungsblock 200 angezeigt
ist. In dem Ausführungsbeispiel werden Kurz-Achsen-Bilder des
Herzens erzeugt, und es wird eine Geschwindigkeitskodierung
entlang der x- und y-Achse durchgeführt. Unter Verwendung des
Größenordnungsbildes dient der im Verarbeitungsblock 202 an
gezeigte nächste Schritt der Erzeugung einer Maske der linken
Herzkammer. Dies wird durch Anwenden eines Schwellenwerttests
bei jedem Bildelement des Größenordnungsbildes bewerkstel
ligt. Ist die Größenordnung größer als der Schwellenwert,
wird das entsprechende Bildelement in der Maske auf 1 ge
setzt, und wenn nicht, wird das Bildelement auf 0 gesetzt.
Eine manuelle Bearbeitung der resultierenden Maske kann zur
Verbesserung ihrer Qualität ausgeführt werden.
Der im Verarbeitungsblock 204 angezeigte nächste Schritt
dient zum Anwenden der Maske bei den zwei Geschwindigkeits
bildern. Jene Bildelemente in den Geschwindigkeitsbildern,
die auf 0 gesetzten Maskenbildelementen entsprechen, werden
ebenfalls auf 0 gesetzt. Die resultierenden maskierten Ge
schwindigkeitsbilder zeigen die Geschwindigkeiten vx und vy
an Bildelementorten in der linken Kammer des Herzmuskels an.
Werden diese Bilder in einem einzelnen Bild zusammengefaßt
wobei die Geschwindigkeit jedes Bildelements durch einen Vek
tor angezeigt ist, erscheint das Bild wie in Fig. 9 gezeigt.
Dieses Bild beinhaltet Geschwindigkeitskomponenten infolge
einer Translationsbewegung des Herzens, Rotation des Herzens
und kontraktilen Bewegung des Herzens.
Wie es durch die Verarbeitungsblöcke 206 und 207 gezeigt ist,
dient der nächste Schritt der Berechnung der stabilen Körper
bewegungskomponenten in den maskierten Geschwindigkeitsbil
dern und der Subtraktion dieser Komponenten. Unter Verwendung
des Maskenbildes wird der Mittelpunkt der Masse der abgebil
deten linken Herzkammer berechnet, wie es durch die vorste
hend angeführten Gleichungen 1 und 2 dargestellt ist.
Der nächste Schritt dient der Kompensation der stabilen Kör
perbewegung. Werden die Geschwindigkeitswerte in dem vx-Bild
als Funktion ihrer y-Koordinate aufgetragen, wie sie von dem
Mittelpunkt der Masse gemessen werden, wird eine in Fig. 5
dargestellte Verteilung der Werte erhalten. Paßt eine Gerade
208 am besten zu diesen Werten, zeigt die Neigung der Geraden
208 die Winkeldrehung ωz um die z-Achse an, und der Achsenab
schnitt dieser Geraden zeigt die stabile Körpertranslation
und Drehung durch die Ebene A1 an, wie es in den Gleichungen
4 und 5 definiert ist. Die gleiche graphische Darstellung der
vy-Geschwindigkeitswerte als Funktion ihres Orts entlang der
x-Achse, gemessen von dem Mittelpunkt der Masse, liefert die
gleichen Informationen. Wie es in Fig. 6 gezeigt ist, ist ei
ne Gerade 210 in diese Werte eingepaßt, und ihre Neigung ist
-ωz und ihr Achsenabschnitt A2 in den Gleichungen 4 und 5.
Unter Verwendung des Durchschnitts der zwei berechneten Win
kelgeschwindigkeiten ωz und der A1- und A2-Werte werden die -
vx Deformation und -vy Deformation-Bilder mittels Gleichung 5 berech
net. Graphische Darstellungen dieser zwei Deformationsge
schwindigkeitsbilder sind in den Fig. 7 und 8 gezeigt.
Der letzte Schritt dient der Kombination der zwei Deformati
onsgeschwindigkeitsbilder vx Deformation und vy Deformation. Dies ist
eine Vektoraddition der zwei Bilder, die die Größenordnung
und Richtung der resultierenden Deformationsgeschwindigkeit
vDeformation an jedem Bildelement bewahrt. Eine beispielhafte
Darstellung des Deformationsgeschwindigkeitsbildes ist in
Fig. 10 gezeigt, wo es mit dem Gesamtgeschwindigkeitsbild in
Fig. 9 verglichen werden kann.
Die Verarbeitung myokardialer MR-Geschwindigkeitsdaten gemäß
der Erfindung transformiert grundlegend die Geschwindig
keitsinformationen von dem Magnetbezugsrahmen in den Herzbe
zugsrahmen. Viele zu der Gesamtbewegung des Herzens beitra
gende externe Faktoren werden beseitigt, wodurch die direkte
Beurteilung der regionalen myokardialen Funktion ermöglicht
wird. Diese Art einer quantitativen regionalen Funktion kann
in einem weiten Bereich klinischer Probleme einschließlich
der folgenden angewendet werden:
- 1) Beurteilung einer systolischen regionalen Funktion bei Pa tienten mit koronarer Arterienerkrankung (CAD).
- 2) Erfassung einer CAD während eines Streßtests.
- 3) Beurteilung einer regionalen diastolischen Funktion bei Patienten mit CAD.
- 4) Beurteilen des Ansprechens auf die Therapie, wie Angiopla stie, koronarer Arterien-Bypass-Operation, thrombolytischer Therapie oder anderen medizinischen Therapien.
- 5) Erfassen anormaler Muster elektrischer Aktivierung ein schließlich dem Wolff-Parkinson-White-Syndrom, anderer For men einer Blockierung und anderer anormaler Aktivierungsmu ster.
- 6) Beurteilen und Optimieren mechanischer Aktivierungsmuster, die mit einer Schrittmachertherapie verbunden sind.
- 7) Beurteilen einer regionalen myokardialen Funktion bei Pa tienten mit Kardiomyopathien, einschließlich der hypertro phischen Kardiomyopathie, hypertrophischen obstruktiven Kardiomyopathie, restriktiven Kardiomyopathie, konstrikti ven Kardiomyopathie, erweiterten Kardiomyopathie und Trypanosomiasis.
- 8) Prädiktion einer Umgestaltung der linken Herzkammer nach einem myokardialen Infarkt.
- 9) Unterscheiden eines Infarkts von einem Hibernations- oder betäubten Herzmuskel.
- 10) Nachsorge von Patienten nach einer Herztransplantation zur möglichen Erfassung eines Gewebeabstoßes.
- 11) Optimierung der Therapie für kongestive Herzfehler.
Erfindungsgemäß wird eine MRI-Abtastung ausgeführt, bei der
Geschwindigkeits-kodierte NMR-Daten für einen Schnitt durch
das Herz erfaßt werden. Es werden Geschwindigkeitsbilder und
Größenordnungsbilder bei vielen Herzphasen rekonstruiert und
Masken werden unter Verwendung der Größenordnungsbilder aus
gebildet. Die Masken werden bei den Geschwindigkeitsbildern
zur Isolierung der linken Herzkammer angewendet, und eine
stabile Körperbewegung wird berechnet und von den maskieren
Geschwindigkeitsbildern zur Anzeige einer Deformation der
linken Herzkammer subtrahiert.
Claims (7)
1. Verfahren zur Erzeugung eines Bildes mittels eines
MRI-Systems, das die Deformation eines sich bewegenden Organs
anzeigt, mit den Schritten
- a) Erfassen von Geschwindigkeitsbilddaten des Organs mittels des MRI-Systems unter Verwendung einer Impuls folge, die einen Geschwindigkeitskodierungsgradienten verwendet,
- b) Rekonstruieren (200) eines Geschwindigkeitsbildes aus den erfaßten Geschwindigkeitsbilddaten,
- c) Berechnen (206) der stabilen Körperbewegung des Or gans unter Verwendung von mittels des MRI-Systems erfaßten Daten, und
- d) Erzeugen (207) des eine Organdeformation anzeigenden Bildes durch Subtraktion der stabilen Körperbewegung von dem Geschwindigkeitsbild.
2. Verfahren nach Anspruch 1, mit den weiteren Schritten
Erfassen (200) von NMR-Bilddaten des Organs, aus denen
ein Größenordnungsbild rekonstruiert wird,
Erzeugen (202) einer Maske aus dem Größenordnungsbild, die das Ortsausmaß anzeigt, und
Kombinieren der Maske mit dem Geschwindigkeitsbild zur Entfernung von Strukturen aus dem Geschwindigkeitsbild, die nicht das Organ darstellen.
Erzeugen (202) einer Maske aus dem Größenordnungsbild, die das Ortsausmaß anzeigt, und
Kombinieren der Maske mit dem Geschwindigkeitsbild zur Entfernung von Strukturen aus dem Geschwindigkeitsbild, die nicht das Organ darstellen.
3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Geschwindig
keitsbild eine Bewegung in einer Bildebene durch das Organ
darstellt, und der Geschwindigkeitskodierungsgradient in der
Impulsfolge entlang zweier orthogonaler Achsen in dieser Ebe
ne gerichtet ist.
4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Geschwindig
keitsbild zwei Komponenten enthält, die eine Geschwindigkeit
entlang der jeweiligen zwei Achsen darstellen, und wobei die
stabile Körperbewegung aus den zwei Geschwindigkeitskomponen
ten berechnet wird.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die stabile Körper
bewegung eine berechnete Translationsbewegungskomponente, die
die Massentranslationsbewegung des Organs darstellt, und eine
berechnete Rotationsbewegungskomponente umfaßt, die die Mas
senrotationsbewegung des Organs um eine Achse darstellt.
6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Organ ein
menschliches Herz ist, und das Geschwindigkeitsbild die Ge
schwindigkeit in einer Ebene durch eine linke Kammer des Her
zens darstellt.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Impulsfolge wäh
rend einer Folge von Herzzyklen und bei einer ausgewählten
Herzphase während jedes Herzzyklus durchgeführt wird.
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