DE3686670T2

DE3686670T2 - Apparat und verfahren zur messung und abbildung eines fluessigkeitsflusses.

Info

Publication number: DE3686670T2
Application number: DE8686107798T
Authority: DE
Inventors: Ann Shimakawa; Felix Werner Wehrli
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1985-06-14
Filing date: 1986-06-07
Publication date: 1993-04-08
Anticipated expiration: 2006-06-08
Also published as: EP0205136B1; JPH0658399B2; KR870000048A; JPS6257539A; IL78734A0; EP0205136A2; EP0205136A3; KR890001910B1; US4777957A; DE3686670D1

Description

Technisches Anwendungsgebiet

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Verfahren und eine Einrichtung unter Verwendung von Magnetresonanz - (nachfolgend als "MR" bezeichnet) Techniken zum Verbessern des Bildes, das aus MR-Daten eines strömenden Strömungsmittels erzeugt wird, und insbesondere zum Verbessern des Bildes eines strömenden Strömungsmittels mit einer zeitabhängigen Geschwindigkeit.

Hintergrund

Magnetresonanz-Bildgebung hat eine Anzahl von Fähigkeiten und Attributen, die sich von anderen diagnostischen Modalitäten unterscheiden. Zusätzlich zu Ihrer potentiellen Fähigkeit, Zellstoffwechsel auf molekularer Ebene zu überwachen, ist ein wichtiges Merkmal des MR-Signals seine Empfindlichkeit gegenüber Massebewegung, wie beispielsweise Blutströmung in lebendem Gewebe. In Abhängigkeit von dem speziellen verwendeten Pulsschema und der Natur der verwalteten Pulse kann das Bild des strömenden Strömungsmittels in der Intensität relativ zu der stationären Umgebung entweder verstärkt oder vermindert werden. Die Strömungsabhängigkeit des MR-Signals ist eine der herausragenden Eigenschaften der Magnetresonanz, deren Nutzung für die Untersuchung des Herzgefäßsystems erst kürzlich begonnen hat.
Es sind viele Lösungen vorgeschlagen worden zum Messen oder Abbilden von Strömung. Eine Gruppe von MR-Verfahren zum Abbilden von Strömung werden allgemein als Laufzeitverfahren bezeichnet. Bei einem bekannten Laufzeitverfahren wird eine selektive Saturation-Recovery-Spin-Echo-Puls- Sequenz (nachfolgend als "SSRSE" bezeichnet) verwendet, um Bilder zu liefern, die in dem Strömungsbereich verbessert sind. Obwohl sich dieses Verfahren bei der Abbildung venöser Strömung als höchst erfolgreich erwiesen hat, sind dieses Verfahren und andere nicht in der Lage, arterielle Strömung von ihrem umgebenden stationären Gewebe in zufriedenstellender Weise zu unterscheiden. Offenbar verschlechtern die pulsartige Natur und die hohe Geschwindigkeit der Strömung in Arterien (die aus Strömungsstößen resultieren, die durch Herzkontraktionen hervorgerufen werden) besonders stark das Refokussieren der Spins, die dem mikroskopischen magnetischen Momenten zugeordnet sind, die durch die Slice-Selektion magnetischer Gradienten hervorgerufen werden, die während der MR-Bildgebung angelegt werden. Die Verschlechterung der Refokussierung durch Strömungseffekte führt zu einer irreversiblen Dephasierung der Spins. Da die Refokussierung der Spins stark beeinträchtigt ist durch schnelle Strömung, ist das Bild von arterieller Strömung nicht notwendigerweise von verbesserter Intensität, wie es bei langsamerer venöser Strömung der Fall ist, und deshalb kann arterielle Strömung von umgebendem stationären Gewebe nicht unterscheidbar sein. Eine weitere Komplikation ist der Umstand, daß arterielle Strömung pulsartig ist, d. h. die Strömungsgeschwindigkeit ändert sich über dem Herzzyklus. Ein Verfahren zur Strömungsabbildung, bei dem eine unterschiedliche Synchronisationsphase in Bezug auf den Herzzyklus in Betracht gezogen wird, ist in ELECTROMEDICA, Band 53, Nr. 2, Juni 1985; G. Reuther u. a. "Phänomenologie der Kernspintomographischen Blutgefäßdarstellung: Aspekte und Perspektiven", Seiten 58 bis 67, erwähnt.
Da die bekannten Verfahren nicht in der Lage sind, speziell arterielle Strömung abzubilden, ist das MR-Bild nicht in der Lage gewesen, eine zuverlässige Indikation der Natur eines bestimmten Gefäßes zu geben. Da arterielle Stenosis von arteriosklerotischem Aufbau ein üblicher pathologischer Zustand ist, und da Herzgefäßerkrankungen die Haupttodesursache in diesem Land (Vereinigte Staaten von Amerika) ist, ist ein eine genaue Bildgebung arterieller Strömung wichtig. Darüber hinaus wird die arterielle Stenosis üblicherweise nicht symptomatisch, bis sie lebensgefährdend ist. Da eine frühzeitige Feststellung arterieller Stenosis eine Behandlung der Blockierung mit Medikamenten und anderen Mitteln, die weniger radikal als eine Operation sind, ist eine frühzeitige Feststellung von Abnormitäten in der arteriellen Strömung diagnostisch von Wichtigkeit.
Aufgrund der vorstehenden Ausführungen ist es die Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zur genauen Abbildung arterieller Strömung unter Verwendung von MR-Techniken zu schaffen. In diesem Zusammenhang ist es eine damit in Beziehung stehende Aufgabe diese Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zum Abbilden arterieller Strömung unter Verwendung von MR- Techniken zu schaffen, so daß die arterielle Strömung von venöser Strömung unterscheidbar ist.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zu schaffen, um ein einzelnes MR-Bild zu erzeugen, das nur arterielle Strömung zeigt.
Andere Aufgaben und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung und beigefügten Zeichnungen deutlich.
Gemäß der Erfindung werden mehrere mikroskopische magnetische Spins in einem ersten Abschnitt, vorzugsweise einer Scheibe, von Gewebe, das vorzugsweise im wesentlichen quer zur Richtung der Strömungsmittelströmung ist, markiert (vorzugsweise, aber nicht notwendigerweise, gesättigt, d. h. ihre Magnetisierung wird in die Querebene gedreht) in einer zeitlichen Relation zu dem Herzzyklus und dann angeregt, um ein erstes MR-Signal zu erzeugen. Vorzugsweise ist der erste Gewebeabschnitt im wesentlichen senkrecht zu der Richtung der Strömungsmittelströmung. Um eine arterielle Verbesserung (Enhancement) sicherzustellen, wird eine Pulssequenz mit einem Interpuls-Intervall TI verwendet, das kurz genug ist, um sicherzustellen, daß die Strömung im wesentlichen konstant ist, und trotzdem lang genug ist, um eine zufriedenstellende Verbesserung zu erzielen (typisch 50 bis 100 ms). Durch zeitliche Steuerung der Pulssequenz mit dem Herzzyklus und indem das Interpuls-Zeitintervall TI innerhalb von Zeitgrenzen gehalten wird, die eine Verbesserung ohne wesentliche Änderung in der Strömungsgeschwindigkeit sicherstellen, kann arterielle Strömung abgebildet werden. Durch Triggern der Pulssequenz von dem QRS Komplex, der den Beginn eines Herzzyklus darstellt, und Verzögern sowohl der Anregungs- als auch Detektionspulse in der Sequenz, um sicherzustellen, daß sie auftreten, während die Strömung langsam ist, werden MR-Signaldaten erzeugt, die eine Abbildung zur Folge haben, die eine Verbesserung in den Gebieten der arteriellen Strömung zeigt. Der spezielle Wert der Verzögerung TA für die Anregungs- und Detektionspulse (gemessen von dem Beginn eines Herzzyklus bis zu dem Start der Pulssequenz) hängt von der Lage der bildgebenden Scheibe relativ zum Herz ab. Deshalb muß der Wert für TA empirisch ermittelt werden. In einer Fortsetzung des vorstehenden wird ein zweiter Satz von MR-Signaldaten generiert durch Einstellen der Gewinnungsverzögerung TA so, daß die Anregungs- und Detektionspulse einer zweiten Sequenz auftreten, während arterielle Strömung schnell ist. In dem Bild, das aus diesem zweiten Datensatz gebildet ist, verkleinert die erhöhte arterielle Strömungsgeschwindigkeit die arterielle Signalintensität. Die Bilder, die aus den MR-Signalen der ersten und zweiten Sequenzen erzeugt sind, können subtrahiert werden, um ein einziges Bild mit hohem Kontrast zu ergeben, das nur arterielle Strömung zeigt.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Die Merkmale der Erfindung, die als neuartig angenommen werden, sind insbesondere in den Ansprüchen ausgeführt. Die Erfindung selbst jedoch, sowohl bezüglich ihrer Organisation und ihrer Arbeitsweise, in Verbindung mit weiteren Aufgaben und Vorteilen, können am besten in Verbindung mit der folgenden Beschreibung zusammen mit den beigefügten Zeichnungen verstanden werden, in denen:
Fig. 1 eine MR-Probe darstellt, die in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld angeordnet ist und in der eine Probenscheibe durch eine selektive RF-Pulssequenz und gepulste Feldgradienten definiert ist für eine Untersuchung arterieller Strömung gemäß der Erfindung;
Fig. 2 eine verallgemeinerte MR-Pulssequenz zeigt, die beim Selektieren der in Fig. 1 gezeigten Probenscheibe gemäß der Erfindung verwendet ist;
Fig. 3a schematisch die Verteilung einer Blutmenge durch die gewählte Probenscheibe gemäß Fig. 1 nach einer Zeitperiode t von der Zeit des Markierungspulses zeigt, wobei eine Strömung angenommen ist, bei der sich das Blut gleichförmig durch das Gefäß bewegt, sehr ähnlich einem sich bewegenden Stopfen;
Fig. 3b die Verteilung einer Blutmenge durch die gewählte Probenscheibe gemäß Fig. 1 nach einer Zeitperiode t von der Zeit des Markierungspulses zeigt, wobei eine Verteilung von Strömungsgeschwindigkeiten in einer Weise angenommen ist, daß Fluidmoleküle nahe der Wand kleinere Geschwindigkeiten haben als diejenige nahe der Mitte des Blutgefäßes;
Fig. 4 ein Kurvenbild ist, das die relativen radialen Geschwindigkeiten der Menge an markiertem Fluid über den Pixelgrenzen für ein MR-Bild darstellt, wobei das Fluid eine parabolische Geschwindigkeitsverteilung zwischen Geschwindigkeiten VA und VB hat;
Fig. 5 eine Vektordarstellung der Dephasierung ist, die innerhalb der Grenzen des in Fig. 4 bezeichneten Pixels auftritt;
Fig. 6a-e ein schematisches Zeitsteuerdiagramm ist, das die Synchronisation der MR-Pulssequenz mit dem Herzzyklus und der entsprechenden langsamen und schnellen Blutströmung gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 7 eine detaillierte MR-Pulssequenz ist, die erfindungsgemäß verwendet wird, um arterielle Blutströmung unter Verwendung der Spin-Warp-Bildgebungsmethode zu verbessern; und
Fig. 8 ein schematisches Blockdiagramm der hauptsächlichen Komponentenelemente eines MR-Systems gemäß der Erfindung ist.
Für eine MR-Bildgebung, um Strömung durch ein Laufzeitverfahren zu überwachen, ist es ein bekanntes Erfordernis, daß eine endliche Komponente der Strömungsgeschwindigkeit senkrecht zur Abbildungsebene vorhanden sein muß. Aus Gründen der Klarheit ist der einfachste Fall der total senkrechten Strömung durch die Abbildungsebene in Verbindung mit der Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung angenommen.

Detaillierte Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 ist eine Probe 100, die aus lebendem Gewebe aufgebaut ist, in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld B&sub0; angeordnet, das in der positiven Z-Achsen- Richtung eines kartesischen Koordinatensystems gerichtet ist, die im wesentlichen parallel zur Richtung der Blutströmung in einem Gefäß 102 in der Probe ist. In Abhängigkeit von dem angelegten Magnetfeld B&sub0; haben die mikroskopischen magnetischen Momente in der Scheibe 104 die Tendenz, sich mit dem Feld entlang der Z-Achse auszurichten. Als eine Folge der Ausrichtung der mikroskopischen Momente wird ein makroskopisches Moment hervorgerufen, das im allgemeinen als die Nettomagnetisierung M (nicht bezeigt), parallel zu dem Magnetfeld B&sub0;, bezeichnet wird. Jedes mikroskopische magnetische Moment erfährt, wenn es einem Magnetfeld ausgesetzt ist, eine Präzessions- Frequenz, die durch die Lamor-Gleichung, F=γB&sub0;/2π gegeben ist, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis für die bestimmten gewählten Kerne ist.
Anhand der Fig. 1, 2 und 3a wird nun erläutert, wie die mikroskopischen Spins in einer quer angeordneten Scheibe 104 der Probe 100 gestört werden durch das Anlegen eines selektiven 90º HF-Störpulses (wie er im Intervall 1 von Fig. 2 gezeigt ist) zusammen mit einem Z-Gradient (nicht gezeigt), um so die Nettomagnetisierung M für diese Scheibe neu auszurichten in einer Richtung quer zum Magnetfeld B&sub0;. Um nicht mit dem Signal zu interferieren, das durch den zweiten 90º Puls generiert wird, wird die Quermagnetisierung, die durch den ersten 90º HF-Puls hervorgerufen wird, durch einen Dephasierungsgradienten (nicht gezeigt) entlang der Z-Achse verteilt, der nach dem Scheiben-Selektionsgradienten (ebenfalls nicht gezeigt) angelegt wird. Der Effekt der Störung unter Verwendung des 90º HF-Pulses und des Dephasierungsgradienten besteht darin, zunächst die Nettomagnetisierung in die X-Y-Ebene (d. h. die Querebene) zu drehen und dann jede makroskopische Quermagnetisierung zu zerstören, indem die Spins der mikroskopischen magnetischen Momente dephasiert werden, die die Nettomagnetisierung M bilden. In der folgenden Beschreibung werden Kerne, die gestört worden sind, wie es vorstehend beschrieben wurde, als die "markierten" Kerne bezeichnet. Da es die Aufgabe des Pulses im Intervall 1 von Fig. 2 ist, die strömenden Kerne zu markieren, wird deutlich, daß selektive Pulse mit einem Kipp- bzw. Flippwinkel R≠90º alternativ verwendet werden können, um die Nettomagnetisierung anstelle des 90º-Pulses zu stören, wie es in Fig. 2 gezeigt ist.
Im Anschluß an den Störungs- bzw. Perturbationspuls im Intervall 1 von Fig. 2 können sich die magnetischen Momente der markierten Kerne teilweise erholen während des Intervalles 2 und beginnen, sich mit dem Feld B&sub0; wieder auszurichten, um eine longitudinale Nettomagnetisierungskomponente in einer positiven Z-Achsen-Richtung hervorzurufen, deren endgültige Größe von der Länge TI des Intervalls 2 und der Spin-Gitter-Relaxationszeit T&sub1; der Fluidprotonen abhängt. Während der Erholungsperiode werden die markierten Kerne, die sich ursprünglich in der bildgebenden Scheibe 104 befanden, wie es durch schraffierte Flächen 108a und 108b in Fig. 3a angegeben ist, teilweise oder vollständig ersetzt durch ungestörte (unmarkierte) Kerne, wie es durch die Fläche 110 angegeben ist. Wenn also ein zweiter selektiver 90º Puls im Intervall 3 von Fig. 2 angelegt wird, ist die gesamte Nettomagnetisierung, die durch den Puls erzeugt wird, die Summe der teilweise erholten longitudinalen Magnetisierung der markierten Kerne, die in der Scheibe 104 verbleiben (gezeigt als schraffierte Fläche 108b), von dem ersten Puls und der longitudinalen Nettomagnetisierung, die den vorherigen unmarkierten Kernen (Fläche 110) zuzurechnen ist.
Gemäß Fig. 5 wird ein Slice-selektiver 180º Puls angelegt, der ein Spin-Echo TE Millisekunden nach dem zweiten 90º Puls generiert. Die Zeitperiode TE wird gewöhnlich als Echo-Verzögerung bezeichnet. Die vorgenannte Pulssequenz wird nachfolgend als eine selektive Saturation-Recovery- Spin-Echo- oder SSRSE-Sequenz bezeichnet. Im Intervall 6 wird das Spin-Echo-Signal SI abgetastet, um Daten zur Rekonstruktion des Bildes zu liefern. Es stellt ein Signal dar, das den markierten Spins in der Scheibe (stationär und fließend) und auch den unmarkierten Spins zuzurechnen ist, die in die Scheibe eingetreten sind (nur strömend). Für eine langsame Strömung ist das Signal SI intensiver als es ohne Strömung der Fall sein würde, und zwar aufgrund der Quermagnetisierung, die durch die unmarkierten Spins beigetragen wird.
Der zweite Slice-selektive 90º Puls (Detektionspuls Intervall 3) TI Millisekunden nach dem ersten Puls ausgeführt, ruft eine Quermagnetisierung hervor, die aus den Spins der mikroskopischen magnetischen Momente, die von dem ersten Slice-selektiven Puls (Fläche 108b) in der Scheibe 104 bleiben, und den Spins entsteht, die seit der Zeit (Fläche 110) in die Scheibe eingetreten sind. Für eine Scheibendicke d, eine Spin-Gitter-Relaxationszeit T&sub1; und eine Strömungsgeschwindigkeit v ist die Signalkomponente, die durch Spins generiert wird, die beide Pulse erfahren haben, gegeben durch (1-vTI/d) (1-eT1/T1). Es wird angenommen, daß die Spins, die sich in die bildgebende Scheibe zwischen Markierungs- und Detektionspuls bewegen, vollständig magnetisiert sind, wobei das resultierende Signal proportional zu vTI/d ist. Somit kann, wenn man den Effekt des 180º Refokussierungspulses ignoriert, die relative MR-Signalintensität I ausgedrückt werden als:
I = k[vTI/d + (1-vTI/d) (1-e-TI/T1)] (1)
wobei k eine Proportionalitätskonstante ist, die unabhängig von Strömungs- und Relaxationszeit-Charakteristiken ist. Gleichung (1) gilt innerhalb der Grenzen
0 < vTI < d (2)
Es sei ferner darauf hingewiesen, daß bei VTI = d das Signal nicht weiter wachsen kann, da alle Spins ersetzt worden sind und das Signal einen Grenzwert (Endamplitude) Ilim = k annimmt. Unter der Annahme, daß die Relaxationszeit T&sub1; viel größer als TI ist, wächst die Signalintensität für zunehmende Werte von TI an und erreicht schließlich ein Plateau für den Grenzzustand, wo TI= d/v.
Die Voraussage in Gleichung (1), daß die Signalintensität stetig zunimmt mit anwachsendem Interpuls-Intervall T&sub1; bis das Intervall gleich der Durchlaufzeit ist, wurde in einer Phantomströmung (d. h. Strömung von dotiertem Wasser durch beispielsweise eine Tygon-Rohrleitung) verifiziert und hat als die Basis gedient, die Strömungsgeschwindigkeit von Blut in venösen Strukturen, wie beispielsweise der Oberschenkelvene zu messen. Es hat sich aber auch gezeigt, daß die Endintensität eines Pixels in einem Bild, die erreicht wird, wenn TI gleich der Durchlaufzeit ist, mit zunehmender Strömungsgeschwindigkeit abnimmt; ein Effekt, der durch die Einströmung von unmarkierten Kernen nicht erläutert werden kann.
Zwei Umstände erklären eine Verkleinerung der Endsignalintensität, wenn die Strömungsgeschwindigkeit zunimmt. Der erste Umstand ist der Eintritt von Spins in die Scheibe während des Intervalls 4 (Fig. 2). Diese Spins haben den zweiten 90º Puls im Intervall 3 nicht gefühlt und tragen somit nicht zum Signal bei; tatsächlich bewirken sie eine Verkleinerung der Signalintensität, die proportional zu v·TE/(2d) ist. Im Extremfall, wo v·TE = 2d ist, verschwindet somit das Signal. Die Schwellengeschwindigkeit, bei der das Signal verschwindet, wobei beispielsweise TE = 25 ms und d = 1 cm angenommen sind, ist 80 cm/s. Der zweite Umstand ist die Tatsache, daß, anstatt sich wie ein sich bewegender Stopfen zu verhalten, Fluid eine radiale Geschwindigkeitsverteilung hat, wie es in den Fig. 3b und 4 angegeben ist. Dieser intralumenale Geschwindigkeitsgradient bewirkt Phasenverschiebungen der mikroskopischen magnetischen Momente, die die makroskopische Magnetisierung bilden. Der Effekt wird wichtiger, wenn die Strömungsgeschwindigkeit zunimmt. Diese Phasenverschiebungen führen zu destruktiven Interferenzen der magnetischen Momente und somit zu einer Verminderung der Signalintensität. Infolgedessen ist das MR-Signal von schnell strömendem Blut in seiner Intensität vermindert relativ zu langsamer strömenden Blut. Wenn deshalb die Geschwindigkeit von Blutströmung zunimmt, wie es in Arterien der Fall ist, verstärkt sich der dephasierende Effekt, der durch den radialen Strömungsgeschwindigkeitsgradienten hervorgerufen wird, und die zugeordnete Dephasierung der Spins wird ein signifikanter Faktor, der die Signalintensität beeinflußt.
Gemäß Fig. 4 ist eine Strömung durch ein Gefäß charakterisiert durch eine Strömungsverteilung, bei der sich die Geschwindigkeit des strömenden Fluids von einem Maximum Vmax an der Gefäßmitte auf null an den Gefäßwänden ändert. Während einer MR-Bildgebung beeinflußt die Geschwindigkeit der Strömung die Phase der magnetischen Momente von Partikelchen in der Strömung. Deshalb bewirken die ungleichen Geschwindigkeiten der Strömung eine Dephasierung der mikroskopischen magnetischen Momente, die sich addieren, um ein magnetisches Nettomoment für das Gefäß zu bilden. Wenn sich beispielsweise ein Pixel der Abbildung für das Gefäß von A nach B in Fig. 4 erstreckt, dann haben die Partikelchen an den Pixelenden Positionen rA und rB und Geschwindigkeiten vA bzw. vB. Indem kurz auf Fig. 5 Bezug genommenen wird, so ist dort gezeigt, daß im Falle einer konstanten Gradientenamplitude die Spins der magnetischen Momente der Partikelchen in radialen Positionen rA und rB außer Phase sind, um einen Betrag, der gleich ΔΦ ist, so daß
ΔΦ = γGz(vA-vB)τ²/2 (3)
wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist, Gz der magnetische Gradient entlang der Z-Achse ist, τ die gesamte Magnetgradientendauer ist und vA und vB die Strömungsgeschwindigkeiten an radialen Positionen rA bzw. rB bezeichnen. Wie aus Fig. 5 ersichtlich ist, hat die resultierende Voxel-Magnetisierung eine abnehmende Größe aufgrund der Phasendifferenz der magnetischen Momente, die das Voxel bilden. Deshalb ist die Endamplitude Ilim des Signals (d. h. die erreichte Amplitude, wenn TI ≥ TTR, wobei TTR die mittlere Durchlaufzeit ist) nicht wirklich eine Konstante k, wie es durch die Gleichung (1) impliziert ist, wo die Strömungsgeschwindigkeit als unabhängig von der Position angenommen wurde. Statt dessen ist sie eine Funktion der Strömungsgeschwindigkeit, der Echo-Verzögerung TE, der Gradientenamplitude und -dauer und, was höchst wichtig ist, wie es aus Fig. 4 deutlich wird, des Geschwindigkeitsgradienten θv/θr über dem betrachteten Pixel.
Im Falle einer langsamen Geschwindigkeit in einem Gefäß, wie beispielsweise der Blutströmung durch eine Vene, ist der Geschwindigkeitsgradient θv/θr über den Pixelgrenzen A und B relativ klein. Deshalb ist die Verkleinerung des magnetischen Nettomoments für das Pixel, die durch Dephasierung hervorgerufen ist, nicht signifikant. Als eine Folge der nicht signifikanten Dephasierung in langsamer Strömung, ist die Bildverbesserung aus der bildgebenden Sequenz, wie es in Verbindung mit den Fig. 1-3a ausgeführt wurde, relativ unbeeinflußt. Im Gegensatz dazu enthält arterielle Strömung Intervalle sowohl langsamer als auch schneller Strömung. Während der schnellen Strömung wird der Geschwindigkeitsgradient θv/θr über den Pixelgrenzen A und B spürbar (siehe Fig. 3b). Infolgedessen verkleinert die Dephasierung von Spins in signifikanter Weise die Nettomagnetisierung M innerhalb des Pixels, wodurch eine entsprechend signifikante Verminderung in der Verbesserung der Abbildung arterieller Strömung hervorgerufen wird. In der Tat ist die arterielle Signalintensität häufig so klein, daß es schwierig ist, sie von anderen Signalen geringer Intensität zu unterscheiden, wie beispielsweise solchen, die aus Muskelgewebe entstehen.
Arterielle Strömung ist nicht nur im Durchschnitt viel schneller als venöse Strömung, sie ist auch pulsartig, d. h. die Strömungsgeschwindigkeit ändert sich auch über dem Herzzyklus. Die schnelle arterielle Strömung und ihre pulsartige Natur erklärt die sehr geringe Signalintensität für arterielle Strömung, die bei praktisch allen Bildgebungstechniken beobachtet wird.
Gemäß der Erfindung wird eine Verbesserung (Enhancement) von arterieller Strömung möglich gemacht für MR- Bildgebungsmethoden, wie beispielsweise auf der Laufzeit basierenden Spin-Echo-Bildgebungsmethoden, wie beispielsweise SSRSE, indem die Datenerfassung mit dem Herzzyklus synchronisiert und eine geeignete Verzögerung TA der Datengewinnung nach dem Auf-treten eines Ereignisses in dem Herzzyklus gewählt wird, mit dem die Datenerfassung synchronisiert wird. In einer Serie von Bildern, die in dem SSRSE-Modus mit einer Steuerung des Beginns der Pulssequenz zu dem QRS-Komplex des Herzzyklus bei einem festen Interpuls-Intervall und variablen Erfassungsverzögerungen TA erhalten werden, ändert sich die zu einer Arterie gehörende MR-Signalintensität als eine Funktion der Erfassungsverzögerung. Im Gegensatz dazu ist die Intensität der Venen innerhalb der Scheibe im wesentlichen unabhängig von der Erfassungsverzögerung. Deshalb gestattet die Erfindung eine Bildgebung, die zwischen arteriellen und venösen Strukturen unterscheidet. Da das Auftreten schneller Strömung in einer Arterie von ihrer Position relativ zum Herzen abhängt, muß die Erfassungsverzögerung, die für eine optimale arterielle Signalverbesserung sorgt, empirisch abgeschätzt werden. Bei der Ermittlung der geeigneten Erfassungsverzögerung muß die Ausbreitungsgeschwindigkeit von schneller Strömung bei einer Herzkontraktion berücksichtigt werden, wie auch der Abstand der bildgebenden Scheibe von dem Herz.
Erfindungsgemäß wird die vorgenannte Lösung in Verbindung mit subtrahierten Bildern verwendet, die durch die gleiche SSRSE-Sequenz gesammelt sind, aber sich in ihren Erfassungsverzögerungen TA unterscheiden. Beispielsweise enthalten für eine Abbildung arterieller Strömung in einem menschlichen Oberschenkel, die durch Subtrahieren der gesteuerten SSRSE-Bilder erhalten wird, die mit TA = 1 ms und TA = 300 ms gesammelt wurden, die zwei Bilder MR- Signale, die bei unterschiedlichen arteriellen Strömungsgeschwindigkeiten gewonnen wurden; deshalb weisen die Bilder signifikanten Unterschiede in dem Grad der arteriellen Signalverbesserung auf. Für venöse Strömung dagegen ist die Verbesserung der MR-Signale in beiden Bildern die gleiche. In ähnlicher Weise liefern Protonen von stationären Gewebe eine Signalintensität, die von der Erfassungsverzögerung TA unabhängig ist. Deshalb läßt eine Subtraktion der Bilder nur die arterielle Strömung übrig. Ein derartiges Bild kann auf einfache Weise betrachtet werden, um die Strömungsgeschwindigkeit in der Arterie (Grad der Verbesserung) und das Ausmaß der arteriellen Blockierung (Fläche des Bildes) zu ermitteln, wenn eine vorhanden ist.
Die Art und Weise, in der das Verfahren gemäß der Erfindung angewendet werden kann, um Bilder von einem Gegenstand zu erhalten, die Blutströmung zeigen, wird anhand von den Fig. 6 und 7 erläutert. Um die Fig. 6 und 7 zu vereinfachen, ist das homogene Magnetfeld B&sub0; nicht in jeder dieser Figuren separat dargestellt; die Feldgradienten sind jedoch in Fig. 7 dargestellt.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Erfindung, wie sie im allgemeinen Worten in Verbindung mit Fig. 6 beschrieben wird, vorzugsweise mit der Pulssequenz ausgeführt, die in Fig. 7 gezeigt und als Spin-Warp- Bildgebung bekannt ist. Die Spin-Warp-Bildgebung ist ein spezieller Fall des zweidimensionalen Fourier- Transformations (2DFT) -Phasenkodierungsverfahren der MR- Bildgebung. Typischerweise wird bei der Spin-Warp- Bildgebung eine Reihe von Projektionen erhalten, indem ein Signal m Male abgetastet und dieser Prozeß für n unterschiedliche Werte des Phasenkodierungsgradienten wiederholt wird. Gewöhnlich wird ein Spin-Echo hervorgerufen, das bei t = TE nach dem 90º Detektionspuls gesammelt wird. Gemäß der Erfindung müssen alle Pulse selektiv sein (d. h. schmalbandig), und im Grunde ist es eine Saturation-Recovery-Pulssequenz, die aus einem Saturation-Puls (erster 90º Puls) zum Markieren der Kerne und einer einen zweiten 90º Puls aufweisenden Detektionssequenz besteht, woran sich ein 180º Refokussierungspuls anschließt, wie es zuvor beschrieben wurde.
In den Zeitsteuerdiagrammen gemäß den Fig. 6a-e ist die Erfindung allgemein in der Weise beschrieben, daß die HF- Pulssequenz und das als Antwort auftretende MR-Signal durch einen einzigen rechteckigen Puls symbolisiert sind, um die relative zeitliche Lage der Pulssequenz und der Datenerfassung in Bezug auf Blutströmung anzugeben. Da der Herzzyklus direkt mit dem Zyklus der arteriellen Blutströmung in Beziehung steht, ist die MR-Pulssequenz aus praktischen Gründen auf das elektrische Potential des Herzens bezogen. Ein MR-Bild mit einer deutlichen Intensität für arterielle Strömung wird erhalten durch Steuern der HF-Pulssequenz und der zugehörigen Datenerfassung mit dem elektrischen Herzpotential oder ECG-Signal, so daß die Pulssequenz und die Erfassungsdaten zu einer vorbestimmten Zeit in dem Zyklus der arteriellen Strömung zwischen langsamer und schneller Strömung auftreten. Obwohl zwei aufeinanderfolgende Zyklen arterieller Strömung in den Fig. 6a-e gezeigt sind, um die zyklische Natur der Strömung darzustellen, wird nur der erste Zyklus ausführlich erläutert.
Das elektrische Potential des Herzens erscheint in Fig. 6a in einem 3-Komponenten aufweisenden Komplex P, QRS und T. Die P-Welle (Intervall 1) entspricht dem elektrischen Potential des SA-Knoten des Herzens, der einen Herzzyklus einleitet. Die QRS-Kurve (Intervalle 1 und 2) entspricht im allgemeinen der ventrikularen Kontraktion, die die Ausbreitung schneller Strömung durch die Arterien einleitet. Eine ventrikulare Relaxation ist im allgemeinen der T-Welle (Intervalle 3 und 4) zugeordnet. Da die R-Welle der QRS-Kurve die ausgeprägteste Welle in dem ECG-Signal ist und weil sie in direkter Beziehung zu der zyklischen Periode für die Pulsströmung in einer Arterie ist, wird die Synchronisation der SSRSE-Sequenz vorzugsweise auf die R- Welle bezogen. Das Auftreten der R-Welle triggert den Beginn eines Erfassungszyklus, indem zunächst für die Zeitperiode TA oder TA' in den Fig. 6b bzw. 6d verzögert wird. Da die schnelle Blutströmung bei einer Herzkontraktion sich durch den Körper ausbreitet, wird die Pulsströmung in der Scheibe, die die abzubildende Arterie beinhaltet, mit dem Herzzyklus synchronisiert, weist aber eine phasenverzögerte Relation mit dem Zyklus auf, die von dem Abstand der bildgebenden Scheibe von dem Herzen abhängig ist. Um die Ausbreitungsverzögerung so zu kompensieren, daß die MR-Pulssequenz und Datenerfassung an dem gewünschten Punkt in dem Blutströmungszyklus auftritt, wird die Erfassungsverzögerung TA vorgesehen.
Indem eine geeignete Verzögerung TA (Intervall 2) zwischen der Detektion einer R-Welle und dem Triggern der bildgebenden Pulssequenz (Intervall 3) gewählt wird, können MR- Signale SI für ein gesamtes Bild während langsamer arterieller Strömung gesammelt werden, wie es durch Fig. 6a-c angegeben ist. Ohne Synchronisation der Erfassung von MR-Signalen mit der Blutströmungsgeschwindigkeit treten die MR-Signale zufällig über einem Blutströmungszyklus auf, wodurch eine merkbare Verminderung der Bildverbesserung für arterielle Strömung entsteht aufgrund der bereits erläuterten Dephasierung in MR-Signalen, die während schneller Strömung gemacht wurden. Durch Synchronisieren der MR-Puls-sequenz mit der Periode geringer Geschwindigkeit in einem arteriellen Strömungszyklus wird der Effekt der Dephasierung der Spins, die durch die radiale Strömungs-verteilung hervorgerufen wird, vermindert, und deshalb liefert die SSRSE-Laufzeit- Pulssequenz ein Bild, das eine Verbesserung in dem Bereich arterieller Strömung zeigt.
Im Gegensatz zu dem verbesserten Bild, das durch Synchronisieren der Datenerfassung mit langsamer arterieller Strömung erhalten wird, wird ein arterielles Bild von verminderter Intensität erhalten, wenn die HR- Pulssequenz und Datenerfassung zu einer Zeit schneller Strömung auftreten. Mit einer Erfassungsverzögerung TA' (Intervalle 2, 3 und 4) tritt das Datenerfassungssignal SII für ein Bild während einer Zeit schneller Strömung (Intervall 5) und deshalb einer Zeit relativ großer Dephasierung der Spins auf.
Aufgrund der unterschiedlichen Lage in dem Strömungszyklus der Datenerfassung sind die ersten und zweiten Bilder durch unterschiedliche arterielle Signalamplituden charakterisiert. Da andere Bereiche stationär sind oder konstante, nicht-zyklische Strömung (wie beispielsweise Venen) haben, erzielt die Subtraktion des einen Bildes von dem anderen, SI-SII, ein einziges Bild, das nur Bereiche arterieller Strömung zeigt. Dieses Differenzbild ergibt eine einfach interpretierbare qualitative Anzeige der arteriellen Strömung und der arteriellen Fläche (Größe des Blutgefäßes).
Als eine Alternative zu dem sequentiellen Sammeln voller Datensätze SI und SII kann die Datensammlung verschachtelt werden, wie es in Fig. 6e vorgeschlagen ist. Unter der Annahme, daß ein zufriedenstellend genauer Refokussierungspuls verfügbar ist, kann die Sammlung von SI und SII Daten in dem gleichen Blutströmungszyklus auftreten. Durch Verschachteln der Erfassung von SI und SII Daten kann die Zeit, die zum Erzeugen von zwei vollen Bildern erforderlich ist, die unterschiedliche Erfassungsverzögerungen TA und TA' haben, auf die Hälfte reduziert werden.
Es wird nun auf die detaillierte Darstellung der SSRSE- Pulssequenz in Fig. 7 eingegangen, die bei dieser Erfindung bevorzugt ist. Dort enthalten die Intervalle 1 und 2 die P, QRS und T Kurven des Herzzyklus, die in Verbindung mit den Fig. 6a-e erörtert wurden. Intervall 2 entspricht der Erfassungsverzögerung TA oder TA' in Fig. 6, so daß die SSRSE-Pulssequenz eine Zeitperiode TA bzw. TA' nach der Detektion der R-Welle beginnt. Im Intervall 3 wird eine Probe einem Magnetfeldgradienten Gz und gleichzeitig einem selektiven 90º HF-Puls ausgesetzt. Der HF-Puls ist vorzugsweise moduliert, wie es schematisch in Fig. 7 angegeben ist, durch eine sinc (sin x/x) Funktion, um ein begrenztes Band von Frequenzen zu enthalten, die gewählt wurden, wie es durch die Larmor-Gleichung vorgegeben ist, um beim Abbilden der Scheibe 104 (Fig. 1) die makroskopische Magnetisierung M in die Querebene zu drehen. Eine Dephasierung der mikroskopischen magnetischen Momente, deren makroskopische Nettomagnetisierung M im Intervall 3 in die Querebene gedreht worden ist, wird im Intervall 4 erreicht durch das Anlegen eines zweiten Magnetfeldgradienten Gz, so daß am Ende des Intervalls 4 die Nettoquermagnetisierung in der Querebene zerstört worden ist. Somit wird an diesem Punkt kein MR-Signal beobachtet. Im Intervall 5 kann sich die longitudinale Komponente der Magnetisierung M teilweise erholen (d. h. die Spins richten sich teilweise wieder mit dem B&sub0; Magnetfeld aus) gemäß der Spin-Gitter-Relaxationszeit T&sub1;. Im Intervall 6 wird ein zweiter selektiver 90º HF-Puls oder Detektionspuls in Gegenwart eines gepulsten Magnetfeldgradienten Gz angelegt, um sowohl die sich teilweise erholte longitudinale Magnetisierungskomponente der markierten Kerne, die in der Detektionsscheibe 104 verbleiben, als auch die Nettomagnetisierung der unmarkierten Kerne in die Querebene zu drehen, die aufgrund des ersten HF-Pulses der Sequenz in die Scheibe eingetreten sind.
Die Richtung des Magnetfeldgradienten Gz wird umgekehrt und seine Größe wird halbiert im Intervall 7, um das magnetische Moment zu rephasieren, das durch den HF-Puls gedreht worden ist, der im Intervall 6 angelegt wurde. Während des Intervalls 7 wird auch ein Phasenkodierungsgradient Gy gleichzeitig mit dem Anlegen eines gepulsten Gradienten Gx angelegt. In jeder aufeinanderfolgenden Sequenz wird eine unterschiedliche Spitzenamplitude (wie durch die gestrichelten Linien impliziert wird, die im Intervall 7 angegeben sind) des Gy Phasenkodierungsgradienten gewählt. Der Gradient Gy kodiert räumliche Information in der Y-Achsen-Richtung, indem eine Verdrehung in die Orientierung der Quermagnetisierung um ein Vielfaches von 2π über der Gesamtlänge der Probe 100 (Fig. 1) in die Y-Achsen-Richtung eingeführt wird. Nach dem Anlegen des ersten Phasenkodierungsgradienten Gy wird die Quermagnetisierung verdreht zu einer eine Windung aufweisenden Helix. Jede unterschiedliche Amplitude des Gradienten Gy führt einen unterschiedlichen Grad an Verdrehung (Phasenkodierung) ein. Die Anzahl der Gy Gradientenamplituden wird so gewählt, daß sie gleich der Pixelzahl (typisch 128 oder 256) ist, die das rekonstruierte Bild in der Y-Achsen- Richtung haben wird. In der Praxis können die Signale mehrere Male gemittelt werden vor einem Weiterbewegen des Gy Gradienten, um das Signal/-Rauschverhältnis zu verbessern.
Die Wirkung des Gx-Gradienten im Intervall 7 besteht darin, die mikroskopischen magnetische Momente um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren, um so für eine richtige Zeitsteuerung des Spin-Echo-Signals SI zu sorgen. Wenn ein 180º HF-Puls im Intervall angelegt wird, wird das Spin- Echo-Signal SI, das eine Intensität I' aufweist, im Intervall 9 erhalten werden. Das Spin-Echo-Signal SI tritt zu einer Zeit nach dem mittleren Anlegen des 180º HF-Pulses auf, die die Hälfte der Zeit TE zwischen dem mittleren Anlegen des 90º HF-Pulses im Intervall 6 und dem Spin-Echo- Signal beträgt (vorausgesetzt, daß das Zeitintegral der Kurvenform des Gradienten Gx über dem Intervall 7 so gewählt wird, daß es gleich dem Zeitintegral der Kurve des Gradienten Gx über dem Intervall 9 ist). Räumliche Information wird in der X-Achsen-Richtung kodiert durch Anlegen des linearen Gx Gradienten im Intervall 9, wodurch die mikroskopischen Spins bei Frequenzen in Resonanz schwingen, die charakteristisch für ihre Lage in Bezug auf die X-Achse sind. Das SI Signal wird so häufig abgetastet, daß diese Zahl gleich der Pixelzahl (typisch 128 oder 256) ist, die das rekonstruierte Bild in der X-Achsen-Richtung haben wird. Die Bildpixelwerte werden aus den abgetasteten Signalen erhalten unter Verwendung einer zweidimensionalen Fourier-Transformation, wie es beispielsweise von Kumar et al. in J. Mag. Res., Band 18, Seite 69 (1975) beschrieben ist.
Die die Intervalle 2 bis 9 in Fig. 7 enthaltende Pulssequenz wird wiederholt, wobei die Amplitude des Gradienten Gy im Intervall 7 jedes Mal verändert wird, um mehrere im Abstand angeordnete Projektionen zu erhalten, die jeweils durch einen Winkel ΔR getrennt sind, um so wenigstens einen 180º Bogen in einer bildgebenden Scheibe zu überdecken, wie sie durch die Scheibe 104 in Fig. 1 als Beispiel dargestellt ist. Die MR-Signale werden für jede Projektion abgetastet (gesampled), einer Fourier-Transformation unterzogen und in einem elektronischen Speicher der MR-Einrichtung gemäß Fig. 8 für eine spätere Verwendung gespeichert. Die Fourier- Transformation der Signale, die jeder Projektion entsprechen, liefert die räumliche Verteilung des MR- Signals aufgrund von Kernen in der bildgebenden Scheibe. Wie in Verbindung mit Fig. 6 ausgeführt wurde, können, um ein Bild zu erhalten, das nur die arterielle Strömung in räumlicher Verteilung darstellt, zwei Bilder, die unterschiedliche Erfassungsverzögerungen TA aufweisen, subtrahiert werden, um so die Bilder auszuschalten, die durch die unterschiedlichen Verzögerungen nicht beeinflußt sind, d. h. stationäre und eine konstante Strömung aufweisende Kerne. Es wird deutlich, daß auch eine Signalmittelung mit Vorteil in dem vorstehend beschriebenen Bildgebungsschema angewendet werden kann, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern.
Gemäß Fig. 8 ist der Betrieb des gesamten Systems unter der Steuerung eines Computersystems, das insgesamt mit 200 bezeichnet ist und das einen Hauptcomputer 201, wie beispielsweise einen Data General MV 4000, enthält. Dem Computer 201 ist eine Schnittstelle (Interface) 202 zugeordnet, durch die mehrere Peripherievorrichtungen und andere MR-Systemkomponenten angeschlossen werden können. Unter den Peripherievorrichtungen, die unter der Regie des Hauptcomputers 201 verwendet werden können, befindet sich ein Magnetbandantrieb 204 für ein Magnetband zum Archivieren von Patientendaten und -bildern. Verarbeitete Patientendaten können auch in einer Bildscheiben-Speichervorrichtung 210 gespeichert werden. Ein Array-Prozessor 206 wird zum Vorverarbeiten von Daten und zur Datenrekonstruktion verwendet. Um für eine interaktive Bilddisplaymanipulation zu sorgen, wie beispielsweise Vergrößerung, Bildsubtraktion und Grauskaleneinstellung, ist ein Bildprozessor 208 mit dem Hauptcomputer 201 über das Interface 202 verbunden. Das Computersystem 200 ist mit einer Einrichtung versehen, um rohe (unrekonstruierte) Bilddaten zu speichern, wobei ein Scheibenspeichersystem 212 verwendet wird. Eine Bedienkonsole 216 ist ebenfalls mit dem Computer 201 über das Interface 202 verbunden und gibt der Bedienungsperson ein Mittel, um für die Untersuchung eines Patienten wichtige Daten und auch zusätzliche Daten einzugeben, die für den richtigen Betrieb des MR-System erforderlich sind, wie beispielsweise das Beginnen und Beenden von Abtastvorgängen. Die Bedienkonsole kann auch eine Kathodenstrahlröhre (CRT) enthalten zum Anzeigen von Bildern, die auf Scheiben oder Magnetband gespeichert sind.
Die Kontrolle über das MR-System wird durch Steuerungs- und Gradientverstärkersysteme 218 bzw. 228 ausgeübt. Der Computer 201 kommuniziert mit der Systemsteuerung 218 über ein konventionelles digitales Kommunikationsnetzwerk 213 (beispielsweise ein Ethernet-Netzwerk) in bekannter Weise. Eine bestimmte Systemsteuerung, die für das dargestellte MR-System geeignet ist, ist dasjenige, das von dem SIGNA MR System verwendet ist, das von der General Electric Company, Medical Systems Group, Milwaukee, Wisconsin, hergestellt wird. Die Systemsteuerung 218 enthält mehrere Subsysteme, wie beispielsweise das Pulssteuerungsmodul 220 (üblicherweise bezeichnet als PCM), ein Hochfrequenz-Transceiver 222, einen Status- und Steuerungsmodul 224 (üblicherweise bezeichnet als SCM) und die Spannungsversorgungen 226, die erforderlich sind, um die Komponenten der Systemsteuerung 218 zu speisen. In Abhängigkeit von Steuersignalen von dem Hauptcomputer 201 erzeugt der PCM digitale Zeit- und Steuersignale, wie beispielsweise die Stromkurven, die für die Gradientenspulenanregung verwendet werden, und auch die HF-Hüllkurven, die in dem Transceiver 222 zum Modulieren von HF-Pulsen verwendet werden.
Die Stromkurven aus dem PCM 220 werden an das Gradientenverstärkersystem 228 angelegt, das im allgemeinen die Gx- Gy- und Gz-Verstärker 230, 232 bzw. 234 aufweist. Jeder Verstärker wird verwendet, um eine entsprechende Gradientenspule in einer Gradientenspulenanordnung 236 anzuregen. Im angeregten Zustand erzeugen die Gradientenspulen der Gradientenspulenanordnung 236 im wesentlichen lineare, zu einander senkrechte Magnetfeldgradienten Gx, Gy und Gz, die in der X-Y- bzw. Z-Achsen-Richtung von einem kartesischen Koordinatensystem gerichtet sind.
Bekanntlich werden die Gradientenmagnetfelder Gx, Gy und Gz, die durch die Gradientenspulenanordnung 236 erzeugt werden, in Verbindung mit Hochfrequenzpulsen verwendet, die durch den Transceiver 222 erzeugt werden, um räumliche Information in die MR-Signale zu kodieren, die aus dem Bereich des untersuchten Patienten austreten. Kurvenformen und Steuersignale, die von dem PCM 220 geliefert werden, werden durch den Transceiver 222 zur HF-Trägermodulation und zur Steuerung des Betriebsmodus, d. h. Sende- oder Empfangsmodus, verwendet. In dem Sendemodus liefert der Sender 222 eine Hochfrequenz-Trägerkurve, die gemäß den Steuersignalen von dem PCM 220 moduliert ist, an einen HF- Leistungsverstärker 223, der dann HF-Spulen 238 erregt, die physikalisch innerhalb der Hauptmagnetanordnung 246 angeordnet sind. In einem Empfangsmodus tasten die HF-Spulen 238 die MR-Signale ab, die durch die angeregten Kerne abgestrahlt werden (ein getrennter Satz von HF-Spulen kann für den Empfangsmodus verwendet werden, wenn dies erwünscht ist). Die Signale werden in dem Transceiver 222 detektiert, gefiltert und digitalisiert. Die digitalisierten Signale werden an den Hauptcomputer 201 geliefert für eine Verarbeitung durch eine dezidierte, unidirektionale, digitale Hochgeschwindigkeitsverbindung 205, die das Interface 202 mit dem Transceiver 222 verbindet.
Die Gradientenspulenanordnung 236 und die HF-Sende- und Empfangsspulen 238 sind in der Bohrung des Magneten in der Hauptmagnetanordnung 246 angebracht, die zum Erzeugen des polarisierenden Magnetfeldes B&sub0; verwendet wird. Der Magnet in der Hauptmagnetanordnung 246 umgibt auch das Patientenausrichtungssystem 248, eine Ausgleichs(Shim)-Spulenversorgung 240 und eine Hauptmagnetversorgung 242. Die Ausgleichsspulenversorgung 240 wird zum Erregen von Ausgleichs- bzw. Shimspulen (nicht gezeigt) verwendet, die der Hauptmagnetanordnung 246 zugeordnet sind und dazu verwendet werden, Inhomogenitäten in dem polarisierenden Magnetfeld B&sub0; zu korrigieren. Das Patientenausrichtungssystem 248 arbeitet in bekannter Weise in Verbindung mit einem Patiententisch- und -transportsystem 250 und einem Patientenpositioniersystem 251.
Um eine Störung von externen Quellen zu minimieren, sind die MR-Systemkomponenten einschließlich der Hauptmagnetanordnung 246, der Gradientenspulenanordnung 236 und der HF-Sende- und Empfangsspulen 238 und auch die zugeordneten Spannungsversorgungen und Patienten-Handhabungsvorrichtungen in einem HF-abgeschirmten Raum 244 eingeschlossen. Die Abschirmung wird im allgemeinen durch ein Kupfer- oder Aluminium-Schirmnetzwerk gebildet, das den gesamten Raum umschließt. Das Schirmnetzwerk dient dazu, die durch das System generierten HF-Signale einzuschließen, während das System gegenüber HF-Signalen abgeschirmt wird, die außerhalb des Raumes erzeugt werden. Zum Isolieren der HF- Signale ist eine bidirektionale Dämpfung von etwa 80 dB in dem Frequenzbereich 10 MHz-80 MHz geeignet.
Gemäß der Erfindung enthält das MR-System gemäß Fig. 8 einen ECG-Sensor 252 innerhalb des HF-abgeschirmten Raumes 244, um ein Elektrokardiogrammsignal von dem Patienten zur Verwendung beim Triggern oder Ansteuern der Pulssequenz zu liefern. Das ECG-Signal von dem ECG-Sensor 252 liefert über den Transceiver 222 an den SCM 224 Triggerpulse, die die arterielle Strömung des Patienten mit der Abtastzeit synchronisieren, die der MR-Pulssequenz zugeordnet ist. Vorzugsweise liefern der ECG-Sensor 252 und der Transceiver 222 einen "R-Welle-detektierten" Puls des ECG-Signals an den SCM 224. Der SCM 224 benutzt dieses Triggersignal zum Einleiten der Pulssequenz an dem PCM 220. Es sind zwar keine ECG-Signale mit Diagnosequalität erforderlich, aber das ECG-Signal muß einen erkennbaren QRS-Komplex darstellen und eine gewisse Anzeige der R-Welle geben. Deshalb muß ein kommerziell verfügbarer Sensor guter Qualität verwendet werden; beispielsweise ist ein möglicher Sensor das Modell 78351A, gefertigt von der Hewlett Packard Company in Waltham, Massachusetts. Selbstverständlich sollte der ECG- Sensor 252 eine Filteranordnung aufweisen zum Eliminieren von Interferenzsignalen aus Quellen, wie beispielsweise den magnetischen Gradienten, und/oder HF-Interferenz.
Wie andere elektrische Signale, die durch den Abschirmungsraum hindurchtreten, muß das elektrische Signal von dem ECG-Sensor 252 durch ein 80 dB Filter für Frequenzen zwischen 10 MHz bis 80 MHz hindurchtreten. Es sollte eine vernachlässigbare Einfügungsdämpfung für Signalfrequenzen unterhalb 100 Hz bestehen. Die Kabelverbindung 254 von dem ECG-Sensor 252 zu der Systemsteuerung 218 sollte in der Länge auf 45,72 m (150 Fuß) begrenzt sein. Zur Sichtbarmachung des ECG-Signals kann ein Vorverstärker (nicht gezeigt), der innerhalb des ECG-Sensor 252 angeordnet ist, ECG-Signale an ein ECG-Display (ebenfalls nicht gezeigt) übertragen. Das Triggersignal von dem ECG-Sensor 252 an den SCM 224 ist ein R-Wellen-Detektionspuls (TTL). Eine Zeitsteuerschaltung des SCM 224 spricht auf den ECG-Sensor 252 an zum Erstellen der Erfassungsverzögerung TA.
Der SCM 224 steuert die Verzögerungsperiode TA seiner Zeitsteuerschaltung auf der Basis der mittleren Herzrate. Die Verzögerungsperiode TA kann dynamisch sein, so daß, wenn sich die Herzrate des Patienten ändert, die Verzögerungsperiode diese Änderung reflektiert. Die Verzögerungsperiode ist bestimmt durch:
TA = variabler Prozentsatz des mittleren R-RPulsintervalls des QRS-Komplex,
wobei der Prozentwert von dem Abstand der abzubildenden Gewebescheibe von dem Herzen abhängt.
Um für eine Einstellbarkeit für die Verzögerungen TA und TA zu sorgen, enthält eine von der Bedienungsperson einstellbare Steuerung 253 wenigstens erste und zweite Eingabevorrichtungen 253a bzw. 253b. Die Steuerung 253 versorgt die Zeitsteuerschaltung des SCM 224 mit einer vorbestimmten Zeitverzögerung für die Einleitung der MR- Pulssequenz nach der Detektion einer R-Welle. Die Eingabevorrichtungen 253a und 253b können drehbare Knöpfe mit Zeigern sein, die mit Skalen in Beziehung stehen, die als ein Prozentsatz eines mittleren Herzzyklus geeicht sind, zum Auswählen eines Prozentsatzes von einem mittleren Herzzyklus als die geeignete Verzögerung TA oder TA'. Es wird deutlich, daß die Verzögerung TA häufig vernachlässigbare oder tatsächlich Null sein kann, da eine langsame Strömung mit der Detektion einer R-Welle koinzidieren kann. Im Gegensatz dazu wird die Verzögerung TA' für die Abbildung einer schnellen Strömung typisch einen endlichen Wert haben, da die Ausbreitung der schnellen Strömung nicht augenblicklich ist. Diese Verzögerungsperiode ist variabel innerhalb der Grenzen von null und zwei Sekunden und auf 2 Millisekunden genau.
Aus der vorstehenden Beschreibung wird deutlich, daß erfindungsgemäß ein Verfahren und eine Einrichtung geschaffen werden zum Detektieren arterieller Blutströmung und zur Lieferung eines MR-Bildes der Strömung mit hohem Kontrast. Das Verfahren ist brauchbar zur Durchführung von Messungen von strömendem Blut in MR-Bildern, für die Daten gesammelt werden können durch verschiedene MR-Bildgebungstechniken. Zwar wurde diese Erfindung in Bezug auf bestimmte Ausführungsbeispiele beschrieben, aber dem Fachmann stehen im Rahmen der vorstehend gegebenen Lehren noch andere Modifikationen und Variationen zur Verfügung. Demzufolge sollte verständlich gemacht worden sein, daß innerhalb des Schutzumfanges der Ansprüche die Erfindung noch in anderer Weise praktiziert werden kann, als sie hier speziell beschrieben wurde.

Claims

1. Nicht-invasives Verfahren, das eine MR-Bildgebung mit strömungsbezogener Verbesserung verwendet, zum Identifizieren von Strömung in einer Arterie von einem lebenden Körper, enthaltend die Schritte:

(a) Positionieren des Körpers in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld,

(b) Abtasten eines Herzzyklus, der der arteriellen Strömung zugeordnet ist,

(c) Bestimmen eines interessierenden Bereiches in dem lebenden Körper zur MR-Bildgebung, wobei der interessierende Bereich Arterien enthält,

(d) Ermitteln der Ausbreitungsverzögerung von dem Start des Herzzyklus, markiert durch eine Kontraktion des Herzens, bis zum Auftreten eines vorbestimmten arteriellen Strömungszustandes in dem interessierenden Bereich,

(e) Generieren und Detektieren von MR-Signalen in dem interessierenden Bereich zu zwei vorbestimmten Zeitpunkten des Herzzyklus unter Verwendung von strömungsbezogener Verbesserung, in der Zeit der Zeitpunkte um einen Betrag eingestellt wird, der etwa gleich der Ausbreitungsverzögerung ist, um so die arterielle Strömungsgeschwindigkeit genau zu reflektieren, und

(f) Erzeugen von Bildgebungsdaten aus den detektierten MR-Signalen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt (e) ein erster der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während langsamer arterieller Strömung und ein zweiter der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während schneller arterieller Strömung auftritt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt (f) die detektierten MR-Signale Bildgebungsdaten für jeden Zeitpunkt erzeugen.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Bildgebungsdaten für die zwei Zeitpunkte verglichen werden, um die arterielle Strömung zu ermitteln, wie sie durch relativ verbesserte Flächen in den Bildgebungsdaten dargestellt wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei in einem Schritt (g) Bildgebungsdaten, die dem einen Zeitpunkt zugeordnet sind, von den Bildgebungsdaten subtrahiert werden, die dem anderen Zeitpunkt zugeordnet sind.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, enthaltend den Schritt (g) Kombinieren der Bildgebungsdaten von den zwei Zeitpunkten, um ein einziges Bild zu bilden, wobei Bildgebungsdaten von stationären Volumenelementen (Voxel) und von Volumenelementen konstanter Strömung aufgehoben werden und nur resultierende Bildgebungsdaten für Volumenelemente übrigbleiben, die arterielle Strömung darstellen.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Schritt (e) aufweist:

(g) Markieren einer kleinen arteriellen Strömungsmenge in dem interessierenden Bereich vor dem Auftreten des vorbestimmten arteriellen Strömungszustandes in dem Bereich und

(h) Warten für eine vorbestimmte Zeitperiode (TI) und dann Anregen einer kleinen arteriellen Strömungsmenge in dem Bereich, um so MR-Signale an dem einen der zwei vorbestimmten Zeitpunkte zu generieren.

8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Markieren der kleinen Strömungsmenge während der Zeiten langsamer und schneller arterieller Strömung erfolgt und wobei die Zeitperiode (TI) für Spins ausreichend ist, zwischen Markierung und Anregung in den Bildgebungsbereich einzutreten, so daß die Geschwindigkeit der Strömung im wesentlichen konstant bleibt.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Zeit zwischen dem Abtasten des Herzzyklus in Schritt (b) und das Markieren der kleinen arteriellen Strömungsmenge ein konstanter Prozentsatz der mittleren Zeitperiode von dem Herzzyklus ist.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, enthaltend die Schritte:

(a) Generieren einer ersten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen zum sequenziellen Markieren und Anregen gewählter neuer Kerne in dem Bereich, so daß jede der RF bzw. HF Pulssequenzen in der ersten Serie synchronisiert ist mit dem Zyklus der arteriellen Strömung, um so initiiert zu werden nach dem Ablauf einer ersten Zeitverzögerung, die bezogen ist auf die Ausbreitungsverzögerung des Zyklus der arteriellen Strömung aus einer Fläche ihrer Ermittlung in den Bereich, und

(b) Einstellen des Wertes der ersten Zeitverzögerung, so daß jedes MR-Signal von den angeregten Kernen in dem Bereich während einer Zeit langsamer arterieller Strömung in dem Bereich auftritt.

11. Verfahren nach Anspruch 10, enthaltend den Schritt:

(c) Generieren einer zweiten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen zum sequenziellen Markieren und Anregen gewählter Kerne in dem Bereich, so daß jede der RF bzw. HF Pulssequenzen in der zweiten Serie synchronisiert ist mit dem Zyklus der arteriellen Strömung, um so initiiert zu werden nach dem Ablauf einer zweiten Zeitverzögerung, die bezogen ist auf die Ausbreitungsverzögerung des Zyklus der arteriellen Strömung aus einer Fläche ihrer Ermittlung in die Bereiche.

12. Verfahren nach Anspruch 11, enthaltend den Schritt:

(d) Einstellen des Wertes der zweiten Zeitverzögerung derart, daß die MR-Signale von den angeregten Kernen in dem Bereich während Zeiten schneller arterieller Strömung in dem Bereich auftreten.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei der Schritt (b) enthält:

Ermitteln der mittleren Zeitperiode des arteriellen Strömungszyklus und zum Gestatten einer Einstellung der ersten und zweiten Zeitverzögerungen als Prozentsätze der mittleren Zeitperiode.

14. Verfahren nach Anspruch 13, enthaltend den Schritt:

(e) Subtrahieren von Bildgebungsdaten, die aus der zweiten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen generiert sind, von Bildgebungsdaten, die aus der ersten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen generiert sind.

15. Einrichtung, die eine MR-Bildgebung mit strömungsbezogener Verbesserung verwendet, zum Identifizieren von Strömung in einer Arterie von einem lebenden Körper, enthaltend:

(a) Mittel zum Positionieren des Körpers in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld,

(b) Mittel zum Abtasten eines Herzzyklus, der der arteriellen Strömung zugeordnet ist,

(c) Mittel zum Bestimmen eines interessierenden Bereiches in dem lebenden Körper zur MR-Bildgebung, wobei der interessierende Bereich Arterien enthält,

(d) Mittel zum Ermitteln der Ausbreitungsverzögerung von dem Start des Herzzyklus, markiert durch eine Kontraktion des Herzens, bis zum Auftreten eines vorbestimmten arteriellen Strömungszustandes in dem interessierenden Bereich,

(e) Mittel zum Generieren und Detektieren von MR- Signalen in dem interessierenden Bereich zu zwei vorbestimmten Zeitpunkten des Herzzyklus unter Verwendung von strömungsbezogener Verbesserung, in der Zeit der Zeitpunkte um einen Betrag eingestellt wird, der etwa gleich der Ausbreitungsverzögerung ist, um so die arterielle Strömungsgeschwindigkeit genau zu reflektieren, und

(f) Mittel zum Erzeugen von Bildgebungsdaten aus den detektierten MR-Signalen.

16. Einrichtung nach Anspruch 15, wobei in dem Mittel (e) ein erster der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während langsamer arterieller Strömung und ein zweiter der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während schneller arterieller Strömung auftritt.

17. Einrichtung nach Anspruch 15, wobei im Mittel (f) die detektierten MR-Signale Bildgebungsdaten für jeden Zeitpunkt erzeugen.

18. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 17, wobei die Bildgebungsdaten für die zwei Zeitpunkte verglichen werden, um die arterielle Strömung zu ermitteln, wie sie durch relativ verbesserte Flächen in den Bildgebungsdaten dargestellt wird.

19. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 18, wobei in einem Mittel (g) Bildgebungsdaten, die dem einen Zeitpunkt zugeordnet sind, von den Bildgebungsdaten subtrahiert werden, die dem anderen Zeitpunkt zugeordnet sind.

20. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 18, enthaltend Mittel (g) zum Kombinieren der Bildgebungsdaten von den zwei Zeitpunkten, um ein einziges Bild zu bilden, wobei Bildgebungsdaten von stationären Volumenelementen (Voxel) und von Volumenelementen konstanter Strömung aufgehoben werden und nur resultierende Bildgebungsdaten für Volumenelemente übrigbleiben, die arterielle Strömung darstellen.

21. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 20, wobei das Mittel (e) aufweist:

(g) Mittel zum Markieren einer kleinen arteriellen Strömungsmenge in dem interessierenden Bereich vor dem Auftreten des vorbestimmten arteriellen Strömungszustandes in dem Bereich und

(h) Mittel zum Warten für eine vorbestimmte Zeitperiode (TI) und dann Anregen einer kleinen arteriellen Strömungsmenge in dem Bereich, um so MR-Signale an dem einen der zwei vorbestimmten Zeitpunkte zu generieren.

22. Einrichtung nach Anspruch 21, wobei das Markieren der kleinen Strömungsmenge während der Zeiten langsamer und schneller arterieller Strömung erfolgt und wobei die Zeitperiode (TI) für Spins ausreichend ist, zwischen Markierung und Anregung in den Bildgebungsbereich einzutreten, so daß die Geschwindigkeit der Strömung im wesentlichen konstant bleibt.

23. Einrichtung nach Anspruch 22, wobei die Zeit zwischen dem Abtasten des Herzzyklus in Mittel (b) und das Markieren der kleinen arteriellen Strömungsmenge ein konstanter Prozentsatz der mittleren Zeitperiode von dem Herzzyklus ist.

24. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 23, enthaltend:

(a) Mittel zum Generieren einer ersten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen zum sequenziellen Markieren und Anregen gewählter neuer Kerne in dem Bereich, so daß jede der RF bzw. HF Pulssequenzen in der ersten Serie synchronisiert ist mit dem Zyklus der arteriellen Strömung, um so initiiert zu werden nach dem Ablauf einer ersten Zeitverzögerung, die bezogen ist auf die Ausbreitungsverzögerung des Zyklus der arteriellen Strömung aus einer Fläche ihrer Ermittlung in den Bereich, und

(b) Mittel zum Einstellen des Wertes der ersten Zeitverzögerung, so daß jedes MR-Signal von den angeregten Kernen in dem Bereich während einer Zeit langsamer arterieller Strömung in dem Bereich auftritt.

25. Einrichtung nach Anspruch 24, enthaltend:

(c) Mittel zum Generieren einer zweiten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen zum sequenziellen Markieren und Anregen gewählter Kerne in dem Bereich, so daß jede der RF bzw. HF Pulssequenzen in der zweiten Serie synchronisiert ist mit dem Zyklus der arteriellen Strömung, um so initiiert zu werden nach dem Ablauf einer zweiten Zeitverzögerung, die bezogen ist auf die Ausbreitungsverzögerung des Zyklus der arteriellen Strömung aus einer Fläche ihrer Ermittlung in die Bereiche.

26. Einrichtung nach Anspruch 25, enthaltend:

(d) Mittel zum Einstellen des Wertes der zweiten Zeitverzögerung derart, daß die MR-Signale von den angeregten Kernen in dem Bereich während Zeiten schneller arterieller Strömung in dem Bereich auftreten.

27. Einrichtung nach Anspruch 26, wobei das Mittel (b) enthält:

Mittel zum Ermitteln der mittleren Zeitperiode des arteriellen Strömungszyklus und zum Gestatten einer Einstellung der ersten und zweiten Zeitverzögerungen als Prozentsätze der mittleren Zeitperiode.

28. Einrichtung nach Anspruch 27, enthaltend:

(e) Mittel zum Subtrahieren von Bildgebungsdaten, die aus der zweiten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen generiert sind, von Bildgebungsdaten, die aus der ersten Serie von RF bzw. HF Pulssequenzen generiert sind.

29. Einrichtung, wenn geeignet programmiert, das eine MR- Bildgebung mit strömungsbezogener Verbesserung verwendet, zum Identifizieren von Strömung in einer Arterie von einem lebenden Körper, enthaltend:

(f) Mittel zum Erzeugen von Bildgebungsdaten aus den detektierten MR-Signalen.

30. Einrichtung nach Anspruch 29, wobei in dem Mittel (e) ein erster der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während langsamer arterieller Strömung und ein zweiter der zwei vorbestimmten Zeitpunkte während schneller arterieller Strömung auftritt.

31. Einrichtung nach Anspruch 29, wobei im Mittel (f) die detektierten MR-Signale Bildgebungsdaten für jeden Zeitpunkt erzeugen.

32. Einrichtung nach einem der Ansprüche 29 bis 31, wobei die Bildgebungsdaten für die zwei Zeitpunkte verglichen werden, um die arterielle Strömung zu ermitteln, wie sie durch relativ verbesserte Flächen in den Bildgebungsdaten dargestellt wird.

33. Einrichtung nach einem der Ansprüche 29 bis 32, wobei in einem Mittel (g) Bildgebungsdaten, die dem einen Zeitpunkt zugeordnet sind, von den Bildgebungsdaten subtrahiert werden, die dem anderen Zeitpunkt zugeordnet sind.

34. Einrichtung nach einem der Ansprüche 29 bis 32, enthaltend Mittel (g) zum Kombinieren der Bildgebungsdaten von den zwei Zeitpunkten, um ein einziges Bild zu bilden, wobei Bildgebungsdaten von stationären Volumenelementen (Voxel) und von Volumenelementen konstanter Strömung aufgehoben werden und nur resultierende Bildgebungsdaten für Volumenelemente übrigbleiben, die arterielle Strömung darstellen.

35. Einrichtung nach einem der Ansprüche 29 bis 34, wobei das Mittel (e) aufweist:

36. Einrichtung nach Anspruch 35, wobei das Markieren der kleinen Strömungsmenge während der Zeiten langsamer und schneller arterieller Strömung erfolgt und wobei die Zeitperiode (TI) für Spins ausreichend ist, zwischen Markierung und Anregung in den Bildgebungsbereich einzutreten, so daß die Geschwindigkeit der Strömung im wesentlichen konstant bleibt.

37. Einrichtung nach Anspruch 36, wobei die Zeit zwischen dem Abtasten des Herzzyklus in Mittel (b) und das Markieren der kleinen arteriellen Strömungsmenge ein konstanter Prozentsatz der mittleren Zeitperiode von dem Herzzyklus ist.

38. Einrichtung nach einem der Ansprüche 29 bis 37, enthaltend:

(b) Mittel zum Einstellen des Wertes der ersten Zeitverzögerung, so daß jedes MR-Signal von den angeregten Kernen in ,dem Bereich während einer Zeit langsamer arterieller Strömung in dem Bereich auftritt.

39. Einrichtung nach Anspruch 38, enthaltend:

40. Einrichtung nach Anspruch 39, enthaltend:

41. Einrichtung nach Anspruch 40, wobei das Mittel (b) enthält:

42. Einrichtung nach Anspruch 41, enthaltend: