DE4432575C2 - Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung - Google Patents
Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-VorrichtungInfo
- Publication number
- DE4432575C2 DE4432575C2 DE4432575A DE4432575A DE4432575C2 DE 4432575 C2 DE4432575 C2 DE 4432575C2 DE 4432575 A DE4432575 A DE 4432575A DE 4432575 A DE4432575 A DE 4432575A DE 4432575 C2 DE4432575 C2 DE 4432575C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- image
- echo
- magnetic field
- brain
- data
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4806—Functional imaging of brain activation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
- G01R33/5618—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using both RF and gradient refocusing, e.g. GRASE
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bildgebung mittels einer Kernspinresonanz- bzw.
MR-Vorrichtung (Vorrichtung zur Bilderzeugung auf der Grundlage magnetischer
Kernresonanz). Bei derartigen Vorrichtungen wird eine spezifische Kerndichteverteilung
jedes Gewebes in einem biologischen Körper von außerhalb des biologischen Körpers her
nicht-invasiv gemessen, wozu das Phänomen der magnetischen Kernresonanz ausgenutzt
wird.
In jüngerer Zeit wurden in großem Umfang bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtungen
für medizinische Diagnosezwecke eingesetzt.
Bei der bildgebenden Kernspin- oder magnetischen Resonanz werden chemisch und physi
kalisch makroskopische Daten bezüglich eines Moleküls durch Ausnutzung des Umstandes
erhalten, daß ein Atomkern eine Energie eines Radiofrequenzfeldes durch Resonanz ab
sorbiert, wenn ein Eigenspin (Eigen-Drehimpuls) und die dazugehörige Gruppe jedes mag
netischen Moments in ein gleichförmiges statisches Magnetfeld eingebracht werden, dessen
Stärke H0 beträgt. Der Kern präzediert in einer Ebene senkrecht zur Richtung des statischen
Magnetfelds mit einer Winkelfrequenz ωo gemäß der nachstehend angegebenen Larmor-
Gleichung, welche die Resonanzbedingung anhand der Beziehung der Winkelfrequenz ω0,
eines gyromagnetischen Faktors γ, der typisch für einen speziellen Atomkern ist, und der
Stärke des statischen Magnetfelds H0 definiert.
ω0 = γ.H0
Es gibt Verfahren zum Abbilden einer räumlichen Verteilung eines spezifischen Atomkerns
(zum Beispiel eines Wasserstoffkerns in Wasser und Fett) innerhalb eines biologischen
Körpers unter Ausnutzung des Phänomens der magnetischen Resonanz, beispielsweise ein
Projektions-Rekonstruktionsverfahren nach Lauterbur, ein Fourier-Verfahren nach Kumar,
Welti und Ernst et al., ein Spinwarp-Verfahren, welches eine Modifizierung der oben er
wähnten Verfahren ist, nach Hutchinson et al.
Andererseits gibt es Verfahren zum Abbilden eines Fluids (z. B. Blut), welches durch den
biologischen Körper strömt. So steht ein wohl bekanntes Verfahren zur Verfügung,
welches einen Strömungskodierimpuls ausnutzt (Phasenkontrast-Methode nach Moran), ein
Flugzeitverfahren, welches das Einströmen eines nicht-gesättigten Fluids in eine Ab
bildungszone ausnutzt, und so weiter.
In jüngerer Zeit wurde ein Verfahren bekannt, bei dem eine mit einer Aktivierung des Ge
hirns einhergehende Zunahme lokalen Frischbluts abgebildet wird. Wenngleich das
Frischblut viel Hämoglobinoxid enthält, bei dem es sich um eine diamagnetische Substanz
handelt, gibt es in einer Vene konstant viel Desoxihämoglobin, so daß die lokale Homoge
nität des magnetischen Feldes abnimmt. Wird die Frischblutmenge einhergehend mit der
Aktivierung des Gehirns gesteigert, erhöht sich die Dichte von Hämoglobinoxid, wobei
sich die lokale Homogenität des Magnetfeldes verbessert. Eine dadurch hervorgerufene
Änderung läßt sich erfassen, indem man ein Bild ermittelt, bei dem T2* (T2 Sternchen)
durch ein bildgebendes Verfahren betont wird, welches sensibel ist für die Änderung der
Magnetfeld-Homogenität, und wobei die Echozeit unter Ausnutzung eines Gradienten-Ma
gnetfeld-Echoverfahrens verlängert wird, zum Beispiel eines Feldechoverfahrens für ein
langes TE oder ein EPI des FID-Typs (Echo-Planar-Bildgebung), so daß ein aktivierter
Bereich als heller Bereich erhalten wird.
Durch diese Gehirnfunktions-Abbildungsverfahren ist eine Aktivierungs-Abbildung möglich
für eine durch eine optische Stimulanz verursachte Sichtantwort sowie eine durch Finger
bewegung verursachte Bewegung. Wenn man zum Beispiel weiß, welcher Teil des Gehirns
durch die Fingerbewegung aktiviert wird, läßt sich eine die Fingerbewegung steuernde Ge
hirnzelle spezifizieren.
Allerdings wurde in jüngerer Zeit von dem Problem berichtet, daß ein anderer Bereich als
die Hirnrinde als heller Bereich erfaßt wurde. Dies deshalb, weil das hochdichtes Hämo
globinoxid enthaltende Blut, welches durch die Hirnrinden-Aktivierung verursacht wird,
in eine in gewissem Umfang größer bemessene Vene strömt, die im Abstrombereich
existiert, wodurch die Magnetfeld-Inhomogenität verursacht wird. Hierdurch wird es
schwierig, eine aktivierte Zelle festzustellen.
Um das obige Problem zu vermeiden, wird vorgeschlagen, daß eine Diffusion der Magne
tisierung beobachtet wird, statt daß eine Änderung von T2* erfaßt wird, bei welchem Wert
es sich um eine Querrelaxationszeit handelt, die von der magnetischen Inhomogenität be
einflußt ist. Allerdings ist die Änderung so geringfügig, daß der Rauschabstand nicht aus
reichend gut ist. Man kann also kein hochqualitatives Bild erhalten.
Ein weiterer Grund dafür, daß die Vene hell erscheint, besteht darin, daß auf das Aktivie
ren des Gehirns hin der Strömungsdurchsatz der Vene um einige 10% geändert wird, so
daß ein derartiger Bereich speziell bei der Feldechomethode wegen des Flugzeiteffekts
abgebildet wird, ähnlich wie bei der Kernspinresonanz- bzw. MR-Angiographie. Um einen
solchen Effekt zu unterdrücken, kann man daran denken, einen kleineren Kippwinkel für
einen hochfrequenten Impuls (HF-Impuls) vorzusehen. Wenn allerdings der Kippwinkel
des HF-Impulses klein ist, verschlechtert sich der Rauschabstand. Der Flugzeiteffekt läßt
sich nicht vollständig unterdrücken, auch wenn noch der Nachteil des schlechteren Rausch
abstands vorhanden ist, wie oben ausgeführt wurde.
Angesichts der obigen Nachteile wird eine Wanderbewegung der Vene vorab mittels
Kernspinresonanz-Angiographie abgebildet, so daß die Unterscheidung zwischen der
Hirnrinde und der Vene erleichtert wird.
Allerdings ist es bei dieser herkömmlichen Methode notwendig, die Kernspinresonanz-
Angiographie als besondere bildgebende Maßnahme durchzuführen, so daß sich die
Bilderzeugungsdauer zusätzlich verlängert.
Im Hinblick auf die T2*-Abbildung allein wird die herkömmliche T2*-Abbildung nach dem
schnellen Spinechoverfahren (FSE-Verfahren), dem Hybridverfahren oder dergleichen als
vorteilhaft im Hinblick auf die zeitliche Auflösung und den Rauschabstand (SNR) angesehen.
Allerdings wird bei diesen Sequenzen das Spinecho, welches keinen Einfluß magnetischer
Inhomogenität aufweist, als zentraler Datenwert zur Zeit der Rekonstruktion des Bildes
aufgenommen. Daher ist es schwierig, eine ausreichend empfindliche T2*-Abbildung zu
erhalten.
Aus Fortschr. Röntgenstr. 156, 3 (1992) S. 212-217, F. Gückel et al., "MR-tomographische
Untersuchungen zur zerebralen Durchblutung" ist ein Verfahren zur Bildgebung mittels
Kernspinresonanz bekannt, bei dem angiographische Bilder und T2*-betonte Bilder bzw.
Echos verwendet werden.
Aus der US 4,859,946 und der EP 0 278 271 A2 sind jeweils bildgebende
Kernspinresonanz-Vorrichtungen bekannt.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Bildgebung mittels einer
Kernspinresonanz-Vorrichtung und eine zur Durchführung des Verfahrens angepaßte
Kernspinresonanz-Vorrichtung anzugeben, die in der Lage sind, ein Gehirnfunktionsbild zu
liefern, ohne daß viel Zeit benötigt wird, wobei die Unterscheidung eines Venenteils von
einem Gehirnrindenteil erleichtert wird.
Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1 bzw. eine Vorrichtung nach
Anspruch 8. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht eine bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, die in
der Lage ist, eine T2*-Abbildung mit ausreichender Empfindlichkeit auch für den Fall
durchzuführen, daß das schnelle Spinechoverfahren oder das Hybridverfahren eingesetzt wird.
Ein Vorteil der Erfindung besteht darin, daß das Blutgefäßbild und das Gehirnbild gleich
zeitig erhalten werden, ohne daß die Dauer der Bilderzeugung verlängert wird, wobei der
Gehirnrindenbereich und der Venenbereich mühelos voneinander unterschieden werden
können.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist darin zu sehen, daß deswegen, wenn die Echodaten in
der Position erfaßt werden, die um Δt gegenüber dem Mittelbereich jedes von einem 180°-
Impuls erzeugten Spinechos verschoben ist, die so erfaßten Echodaten den Wert von T2*
widerspiegeln, so daß das T2*-betonte Bild durch Rekonstruktion dieser T2* wiedergebenden
Daten in einfacher Weise erhalten werden kann.
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher
erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine Impulssequenz beim herkömmlichen schnellen Spinechoverfahren (FSE-
Verfahren), wobei Fig. 1 für den Vergleich mit der dritten Ausführungsform
aufbereitet ist;
Fig. 2 einen Datenerfassungsort im "K"-Raum gemäß dem schnellen Spinechoverfah
ren nach Fig. 1;
Fig. 3 eine Impulssequenz gemäß dem herkömmlichen Hybridverfahren, wobei Fig.
3 für einen Vergleich mit der dritten Ausführungsform aufbereitet ist;
Fig. 4 einen Datenerfassungsort im "K"-Raum gemäß dem in Fig. 3 gezeigten Hy
bridverfahren;
Fig. 5 ein Blockdiagramm des Aufbaus einer erfindungsgemäßen bildgebenden Kern
spinresonanz-Vorrichtung;
Fig. 6 ein Diagramm eines Beispiels für eine Impulsfrequenz, bei der Daten unter
Verwendung eines Feldechoverfahrens erfaßt werden;
Fig. 7-11 Variationen der Impulssequenzen auf der Grundlage der ersten Ausführungs
form nach Fig. 6, wobei
Fig. 7 den Fall zeigt, daß ein Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr mehrmals umgekehrt
wird, so daß Mehrfachechos erzeugt werden;
Fig. 8 den Fall zeigt, daß gemäß Bezugszeichen 42 ein Kodierungsschritt um einen
vorbestimmten Betrag bei jeder Anregung verschoben wird, so daß ein einzel
nes Bildteil durch mehrere Schüsse gebildet wird;
Fig. 9 den Fall zeigt, daß gemäß Bezugszeichen 52 der Kodierungsschritt des Schei
benauswahl-Gradienten-Magnetfelds um einen vorbestimmten Betrag für jede
Anregung verschoben wird; so daß ein dreidimensionales Bild erhalten werden
kann;
Fig. 10 einen Fall zeigt, bei dem das Spinechoverfahren für die zweite Datenerfassung
eingesetzt wird; und
Fig. 11 den Fall darstellt, daß zusätzliche Kodierungsschritte 71 und 72 zu der in Fig.
19 dargestellten Impulsfolge hinzugefügt sind;
Fig. 12 ein Flußdiagramm des zweiten Ausführungsbeispiels;
Fig. 13(a)-(d) Anzeigebeispiele für Gehirnfunktionsbilder;
Fig. 14 ein weiteres Beispiel für das Gehirnfunktionsbild;
Fig. 15 eine Impulssequenz, welche ein modifiziertes Beispiel (unter Verwendung der
asymmetrischen Kodierung) für dieses sechste Ausführungsbeispiel veranschau
licht;
Fig. 16 einen Datenerfassungsort für den "K"-Raum auf der Grundlage der in Fig. 15
dargestellten Signale;
Fig. 17 das grundlegende Prinzip der dritten Ausführungsform, wobei eine Position ei
nes Lese-Gradienten-Magnetfelds, das heißt, eine Echopositon, die durch das
Lese-Gradienten-Magnetfeld neufokussiert ist, um Δt gegenüber einer Mitten
zeit des Spinechos verschoben ist;
Fig. 18 eine Impulssequenz, durch die die T2*-Abbildung unter Verwendung des
Prinzips der dritten Ausführungsform durchgeführt wird;
Fig. 19 den Datenerfassungsort des "K"-Raums gemäß Fig. 18;
Fig. 20 eine Impulssequenz, die ein modifiziertes Beispiel der dritten Ausführungsform
darstellt;
Fig. 21 die Datenerfassungszone des "K"-Raums gemäß dem obigen modifizierten Bei
spiel der dritten Ausführungsform, wobei der nicht-schraffierte Bereich einem
durch die Asymmetrie des Gradientenechos bedingten vakanten Bereich ent
spricht;
Fig. 22 eine Impulssequenz gemäß der vierten Ausführungsform, wobei diese Ausfüh
rungsform die Impulssequenz des Hybridverfahrens darstellt, bei dem sowohl
das schnelle Spinechoverfahren als auch das T2*-Verfahren gleichzeitig möglich
sind;
Fig. 23 ein weiteres Beispiel der vierten Ausführungsform, gekennzeichnet dadurch,
daß das durch die Wellenformen des Lese-Gradienten-Magnetfelds erzeugte
Echo auf der gleichen Signalseite (positive Seite in Fig. 23) erneut realisiert
wird, indem die Wellenform des Lese-Gradienten-Magnetfelds umgekehrt wird;
Fig. 24 eine Impulssequenz gemäß der fünften Ausführungsform;
Fig. 25 eine Impulssequenz gemäß einer modifizierten Variante der fünften Ausfüh
rungsform;
Fig. 26 den Datenerfassungsbereich des "K"-Raums gemäß dem modifizierten Beispiel
der fünften Ausführungsform nach Fig. 25;
Fig. 27 eine Impulssequenz unter Verwendung des bildgebenden T2*-Hybridverfahrens,
bei dem über zwei Blöcke reichende Mehrfach-Gradientenechos für ein einzel
nes Spinecho erzeugt werden;
Fig. 28 eine Impulssequenz, welche ein weiteres modifiziertes Beispiel der sechsten
Ausführungsform darstellt;
Fig. 29 eine Darstellung, wie Daten des "K"-Raums für das modifizierte Beispiel nach
Fig. 28 erfaßt werden; und
Fig. 30 ein Flußdiagramm einer weiteren Variante (Schritte ST11 bis ST14) der
zweiten Ausführungsform nach Fig. 12.
Merkmale der vorliegenden Erfindung werden im Verlauf der folgenden Beschreibung
beispielhafter Ausführungsformen offensichtlich. Diese werden zur Veranschaulichung der
Erfindung angegeben, und es ist nicht beabsichtigt, daß diese die Erfindung beschränken.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nun unter Bezugnahme auf die
Zeichnungen beschrieben.
Fig. 5 ist ein Blockdiagramm des grundlegenden Aufbaus einer erfindungsgemäßen bildge
benden Kernspinresonanz-Vorrichtung.
Nach Fig. 5 werden ein Magnet für ein statisches Magnetfeld 33 und eine Gradientenspule
35 von einer Energiequelle 34 bzw. einer Treiberquelle 36 betrieben. Dadurch werden ein
gleichförmiges statisches Magnetfeld und ein Gradienten-Magnetfeld mit linearer Gradien
ten-Magnetfeld-Verteilung in drei Richtungen, die jeweils orthogonal aufeinander stehen,
auf einen biologischen Körper 37 aufgebracht. Ein hochfrequentes Signal (HF-Signal) wird
von einem Sendeteil 40 einer Sonde 39 zugeführt, so daß auf den biologischen Körper 37
ein HF-Magnetfeld einwirkt. Hier kann die Sonde 39 derart ausgebildet sein, daß sie
sowohl zum Senden als auch zum Empfangen dient. Man kann aber auch getrennte Sonden
für den Sende- und den Empfangsbetrieb vorsehen. Ein durch die Sonde 39 empfangenes
Kernspinresonanz-Signal wird von einem Empfangsteil 41 orthogonal phasendetektiert und
dann einem Datenerfassungsteil (Datenakquisitionsteil) 43 zugeführt, um dort einer A/D-
Umwandlung unterzogen zu werden, bevor die digitalen Daten einem Computer 44
zugeleitet werden.
Die Energiequelle 34, die Treiberquelle 36, der Sendeteil 40, der Empfangsteil 41 und der
Datenerfassungsteil 43 werden sämtlich von einer Systemsteuerung 42 gesteuert. Diese
Systemsteuerung wird ihrerseits über eine Konsole 45 mittels des Computers 44 gesteuert.
In dem Computer 44 erfolgt eine Bildrekonstruktions-Verarbeitung auf der Grundlage des
von dem Datenerfassungsteil 43 gesendeten Kernspinresonanz-Signals, um so Bilddaten zu
erhalten. Diese Bilddaten werden auf einer Anzeige 46 dargestellt. Der Computer 44 und
der Tisch 38 werden über die Konsole 45 gesteuert.
Als nächstes wird der Arbeitsablauf gemäß der Erfindung beschrieben. Bei der ersten Aus
führungsform werden Daten, bei denen ein Signal aus einem Blutgefäßabschnitt des biolo
gischen Körpers betont oder hervorgehoben sind, und weitere Daten, in denen die die
funktionelle Information wiederspiegelnde Änderung von T2* betont ist, in einer Reihe von
Sequenzen erfaßt.
Fig. 6 ist ein Diagramm eines Beispiels für eine Impulssequenz, bei der Daten dadurch er
faßt werden, daß von dem Feldechoverfahren Gebrauch gemacht wird. Fig. 6, welche ein
erstes Ausführungsbeispiel darstellt, zeigt, wie (1) der Zeitflugeffekt, durch den Daten er
faßt werden, während das Signal von dem Blutgefäßabschnitt des biologischen Körpers be
tont wird, ausgenutzt wird, und wie (2) die Gradienten-Magnetfeld-Echo- und die Lang-
TE-Methode genutzt werden, mit der Daten in einer Weise erfaßt werden, daß die Ände
rung von T2* betont wird.
Nachdem gemäß Fig. 6 ein HF-Impuls 1 (mit einem Kippwinkel von zum Beispiel 40°)
angelegt wurde, während ein Schichtauswahl-Gradienten-Magnetfeld 2 angelegt wird, wird
ein Lese-Gradienten-Magnetfeld (Strömungskompensation) 8a angelegt, das einmal umge
kehrt wurde. Als Ergebnis wird ein Echo 6 erhalten, welches das Blutgefäßbild zu der Zeit
darstellt, zu der ein Lese-Gradienten-Magnetfeld 3 angelegt wird (Echozeit TE1). Um
einen Spin mit einer Phaseninformation auszustatten, erfolgt ein Kodierungsimpuls 5.
Anschließend wird immer noch in bezug auf Fig. 6 das Gradienten-Magnetfeld (mit 8a be
zeichnet) zum Zwecke der Strömungskompensation angelegt. Dann wird das T2*-betonte
Echo erfaßt (Echozeit TE2), während das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 angelegt wird.
Um nämlich die Fähigkeit der Darstellung des Blutgefäßteils durch den Flugzeiteffekt zu
verbessern, wird eine kurze Zeit TE1 verwendet, und die nächste Gradienten-Magnetfeld-
Wellenform 8a zur Strömungskompensation wird an das Lese-Gradienten-Magnetfeld 3
angelegt. Um das Artefakt zu unterdrücken, das hervorgerufen wird durch das Pulsieren
aufgrund der Hirn-Rückenmark-Strömung (CSF = celebral spinal flow), wird auch das
Gradienten-Magnetfeld 8b für die Kompensation auf das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 an
gewendet. Um die Fehlausrichtung aufgrund des T2*-Effekts zu unterdrücken, wird an die
Gradientenspule das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 mit der gleichen Polarität angelegt wie
das erste Lese-Gradienten-Magnetfeld 3.
Wie oben beschrieben, werden zumindest zwei Typen von Datenerfassungsmitteln in einer
Reihe (einer Serie) von Abläufen realisiert, zusammengesetzt aus Erregung, Phasenkodie
rung und Datenerfassung. Dadurch erhält man sowohl das Bild für die Gehirnfunktion als
auch das Bild des Blutgefäßes gleichzeitig, so daß die mehr oder weniger große Vene,
welche möglicherweise als Gehirnrinden-Aktivierungsbereich fehlinterpretiert wird, klar
unterschieden werden kann. Darüber hinaus wird die Bilderzeugungszeit nicht ausgedehnt.
Die genannte Unterscheidung wird außerdem dadurch erleichtert, daß das Funktionsbild
dem Venenbild überlagert wird.
In der in Fig. 6 dargestellten Impulsfolge ist es vorzuziehen, daß TE2 derart gewählt wird,
daß die Zeitspanne einer langen TE-Zeitspanne entspricht, um die Änderung von T2* zu
betonen. ΔS, welches den Betrag der Signaldifferenz in der Echozeit von TE und T2*
bezeichnet, ist hier proportional zu einer Signalstärke exp(-TE/T2*), und ändert sich
aufgrund der Gehirnaktivierung von T2* → (T2* + α). Dann gilt die folgende Gleichung (1):
ΔS = C.{exp(-TE/(T2* + α)) - exp(-TE/T2*)} (I)
wobei C eine Konstante ist.
Wenn in Gleichung (1) TE = 0 oder ∞ ist, wird ΔS Null. Ist TE nicht Null, gilt α < 0.
Damit hat ΔS einen Maximalwert bezüglich TE. Es ist daher theoretisch vorzuziehen, daß
die Echozeit TE zu der Zeit, zu der ΔS den Maximalwert aufweist, als TE2 betrachtet
wird. Wenn T2* in einem Bildelement 100 und einige 10 ms beträgt, steigt normalerweise
ΔS zusammen mit der Verlängerung von T an, während TE sich in einem Bereich gleich
oder größer als der Wert von T2* befindet. Zu bevorzugen ist, daß TE = 30 bis 50 ms
beträgt, und zwar im Hinblick auf die Beschränkung der Bilderzeugungszeit und der
Bildverzerrung.
Bei dem obigen ersten Ausführungsbeispiel werden zwei Arten von Daten unter Ver
wendung des Feldechoverfahrens erfaßt. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf
dieses Beispiel beschränkt, und andere Impulssequenzen können verwendet werden, wie sie
in den Fig. 7 bis 11 dargestellt sind.
Fig. 7 zeigt den Fall, daß ein Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr mehrmals umgekehrt wird,
so daß mehrere Echos erzeugt werden.
Fig. 8 zeigt den Fall, daß gemäß Bezugszeichen 42 der Kodierungsschritt um einen
vorbestimmten Betrag bei jeder Anregung verschoben wird, so daß ein einzelnes Bildstück
durch mehrere Schüsse gebildet wird.
Fig. 9 zeigt den Fall, daß gemäß Bezugszeichen 52 der Kodierungsschritt des Scheibenaus
wahl-Gradienten-Magnetfelds um einen vorbestimmten Betrag für jede Anregung ver
schoben wird, so daß ein dreidimensionales Bild erhalten werden kann.
Fig. 10 zeigt den Fall, bei dem das Spinechoverfahren für die zweite Datenerfassung
eingesetzt wird. Für das erste Mal der Datenerfassung (Echozeit TE1) werden die Daten
erfaßt, bei denen die Änderung von T2* betont ist. Durch anschließendes Erfassen der
zweiten Daten (Echozeit TE2), die erhalten werden, nachdem ein 180°-HF-Impuls angelegt
wurde, werden Daten ohne den T2*-Effekt erfaßt. Anschließend wird ein effektives TE1 für
die erste Datenerfassung vorzugsweise so lange wie möglich erhalten.
Fig. 11 zeigt den Fall, daß zusätzliche Kodierungsschritte 71 und 72 zu der in Fig. 19
dargestellten Impulsfolge hinzugefügt sind.
Das erste Ausführungsbeispiel läßt sich durch weitere modifizierte, oben beschriebene
Beispiele modifizieren. Beispielsweise kann ein Mehrfachscheiben-Verfahren oder eine
dreidimensionale Abbildung durchgeführt werden. Das auf diese Weise erhaltene Venen
bild und Gehirnfunktionsbild kann jeweils nach einer Maximalstärken-Projektionsmethode
oder dergleichen verarbeitet werden, um anschließend für die Anzeige überlagert zu
werden.
Fig. 12 ist ein Flußdiagramm, welches die zweite Ausführungsform veranschaulicht. Bei
dieser zweiten Ausführungsform wird ein Bildwert, welcher dem Venenabschnitt ent
spricht, noch weiter unterdrückt, so daß die Unterscheidung zwischen der Rinde und dem
Venenabschnitt weiter verdeutlicht wird. Die hierfür vorgesehene Arbeitsweise ist durch
das Flußdiagramm nach Fig. 12 veranschaulicht.
Zuerst wird vor der Gehirnaktivierung durch Ausführen der Methode der ersten Aus
führungsform gemäß Fig. 6 ein Venenblutbild erhalten, bei dem es sich um das Strö
mungskomponenten-betonte Bild handelt. Außerdem wird das Gehirnfunktionsbild erhalten,
bei dem es sich um das T2*-betonte Bild handelt (Schritt ST1). Eines der zwei so erhalte
nen Bilder wird mit einem Faktor multipiliziert, wobei ein Faktor für jedes Bildelement
derart erhalten wird, daß der Differenzwert minimiert wird (Schritt ST2). Mit anderen
Worten: Wenn ein Signalwert des Bildes, bei dem die Strömungskomponente betont ist,
Sa1(x, y) ist und der Signalwert des Bildes, bei dem die Änderung von T2* betont ist, Sb1(x,
y) ist, erhält man den Faktor a(x, y) = Sb1(x, y)/Sa1(x, y).
Nun gilt
Sa1(x, y).a(x, y) - Sb1(x, y) = 0 (2)
Die Differenz zwischen Sa1(x, y) und Sb1(x, y) steht für die Differenz zwischen TE1 und
TE2 (hier sind C2 und T2* in dem Gewebe gleich), und es gilt die folgende Gleichung (3):
a(x, y) - {Sb1(x, y)/Sa1(x, y)} = exp{- (TE2 - TE1)/T2*} (3)
Als nächstes wird ähnlich wie im Schritt ST1 nun zur Zeit der Gehirnaktivierung das
Venenblutbild erhalten, bei dem es sich um das Strömungskomponenten-betonte Bild
handelt, und es wird das Gehirnfunktionsbild als T2*-betontes Bild erhalten. Wenn ein
Signalwert des Bildes, bei dem die Strömungskomponente betont ist, mit Sa2(x, y) bezeich
net wird, und der Signalwert des Bildes, bei dem die Änderung von T2* betont ist, mit
Sb2(x, y) bezeichnet wird (Schritt ST3), drückt sich das Verhältnis durch folgende Glei
chung (4) aus:
Sb2(x, y)/Sa2(x, y) = exp{- (TE2 - TE1)/T2* + α)} (4)
Anschließend wird eine Differenz zwischen den Strömungskomponenten-betonten Bildern
(Sa2(x, y) - Sa1(x, y)) und eine weitere Differenz zwischen T2*-Änderungs-betonten Bildern
(Sb2(x, y) - Sb1(x, y)) ermittelt (Schritt ST4). Anschließend wird auf die zwei dadurch
erhaltenen Bilder der Faktor a(x, y) auf das Bild (Sa2(x, y) - Sa1(x, y)) multipliziert, zu dem
der Faktor multipliziert wurde, wenn der Faktor berechnet wird, um das Differenzbild
{(Sa2(x, y) - Sa1(x, y)).a(x, y) - (Sb2(x, y) - Sb1(x, y))} (Schritt ST5) zu erhalten. Das heißt,
man erhält folgende Gleichung (5):
(Sa2(x, y) - Sa1(x, y)).a(x, y) - (Sb2(x, y) - Sb1(x, y))
= Sa2(x, y).Sb1(x, y)/Sa1(x, y) - Sb2(x, y) (5)
Von den Bildelementen der zur Zeit der Gehirnaktivierung erhaltenen Bilder führt der
Abschnitt, der aufgrund des Flugzeiteffekts und nicht aufgrund der T2*-Änderung zu einem
hellen Bereich wurde, zu dem Umstand, daß die Gleichungen (3) und (4) gleich werden,
so daß folgende Gleichung (6) gilt:
Sb1(x, y)/Sa1(x, y) = exp{- (TE2 - TE1)/T2*} = Sb2(x, y)/Sa2(x, y) (6)
Damit wird Gleichung (5) zu:
Sa2(x, y).Sb1(x, y)/Sa1(x, y) - Sb2(x, y)
= Sa2(x, y).Sb2(x, y)/Sa2(x, y) - Sb2(x, y) = 0 (7)
Folglich kann derjenige Abschnitt, welcher nicht der T2*-Änderung entspricht, eliminiert
werden. In der Praxis treten der Flugzeiteffekt und die T2*-Änderung gleichzeitig auf, und
der eliminierbare Teil ist diejenige Komponente, die durch den Flugzeiteffekt hervor
gerufen wird, so daß das dem Venenabschnitt auf der stromabwärtigen Seite der Rinde
entsprechende Signal verringert wird. Als Ergebnis läßt sich die Unterscheidung zwischen
der Rinde und der Vene einfach verdeutlichen.
Fig. 30 ist ein Flußdiagramm einer weiteren Abwandlung (Schritte ST11 bis ST14) für das
in Fig. 12 dargestellte zweite Ausführungsbeispiel. Gemäß Fig. 30 läßt sich das gleiche
Ergebnis erhalten, wie es durch den Ablauf gemäß Fig. 12 erhalten wird, basierend auf
der Gleichung (5). Was darüber hinaus die Errechnung des Faktors a(x, y) angeht, läßt
sich eine inverse Zahl Sa2(x, y)/Sb1(x, y) des bei ST2, ST12 (Fig. 12, Fig. 30) dargestellten
Faktors definieren, und die inverse Zahl Sa2(x, y)/Sb1(x, y) kann zu dem Bild Sb2(x, y)
multipliziert werden, um das gleiche Ergebnis wie in Fig. 12 zu erhalten.
Es sollte verstanden werden, daß bei der Durchführung der Berechnung der Bilder vor und
nach der Gehirnaktivierung verschiedene Mittel zum Reduzieren des Effekts der Bewegung
eingesetzt werden können, bevor die obigen Berechnungen durchgeführt werden können.
Diese verschiedenen Mittel zum Reduzieren von durch Bewegungen hervorgerufenen
Effekten umfassen eine Bewegungskorrektur-Verarbeitung, wie zum Beispiel eine statisti
sche Verarbeitung, eine Korrelationsberechnung, eine Phasenfehlererfassung und der
gleichen.
Im folgenden soll beschrieben werden, wie die Anzeige des so erhaltenen Bildes erfolgt.
Fig. 13(a)-(d) zeigen Anzeigebeispiele für Gehirnfunktionsbilder. Fig. 14 zeigt eine
weitere Anzeige für das Gehirnfunktionsbild.
Wenn zum Beispiel das in Fig. 13(b) dargestellte Blutgefäßbild und das in Fig. 13(c)
dargestellte Gehirnfunktionsbild auf die erfindungsgemäße Weise erhalten worden sind,
lassen sich das Gehirnfunktionsbild und das Blutgefäßbild genau und in einfacher Weise
derart erfassen, wie es in Fig. 13(d) dargestellt ist, indem nämlich diese Bilder demnach
dem in einem anderen Verfahren erhaltenen Gehirnbild überlagert werden. Jedes der in
den Fig. 13(a), 13(b) und 13(c) dargestellten Bilder läßt sich allein oder in Verbindung mit
jeweils einem anderen oder zwei anderen Bildern in beliebiger Kombination darstellen.
Benutzt man für die Anzeige unterschiedliche Farben, so läßt sich das Bild leichter
auswerten. Stehen durch die Mehrschichtmethode oder die 3DFT-Methode dreidimensiona
le Daten zur Verfügung, so können diese Daten dadurch für eine Überlagerung herangezo
gen werden, daß man Prozesse wie eine Oberflächendarstellungs-Methode und eine
Maximalstärken-Projektionsmethode anwendet, nachdem die Daten einer Schwellenwert
verarbeitung unterzogen wurden. Beispielsweise zeigt Fig. 13(a) die Gehirnoberfläche
anhand anatomischer Daten, Fig. 13(b) zeigt ein angiographisches Bild anhand der Maxi
malstärken-Projektionsmethode und Fig. 13(c) zeigt das Bild, bei dem die Oberfläche des
aktivierten Bereichs extrahiert ist.
Wie Fig. 14 zeigt, kann das Gehirnbild in einem durchscheinenden Zustand zur Anzeige
gebracht werden, und die Gehirnfunktion kann auf dem anatomischen Gehirnbild zur
Anzeige gebracht werden, so daß in einfacher Weise die anatomische Gehirnbildinforma
tion erkannt werden kann. Das funktionelle und das anatomische Bild werden überlagert,
und das anatomische Bild wird in einem durchsichtigen oder durchscheinenden Zustand
dargestellt, so daß die Lagebeziehung des anatomischen Bildes bezüglich des aktivierten
Gehirnbereichs in einfacher Weise verdeutlicht werden kann. Das anatomische Gehirnbild
läßt sich beliebig aus verschiedenen Richtungen darstellen, so daß die Darstellung bei
Bedarf beliebig gedreht werden kann.
Erneut bezugnehmend auf die Fig. 13(a)-13(d), läßt sich durch Überlappung des Bildes
nach Fig. 13(a) mit denjenigen nach Fig. 13(c) folgendes (I) erreichen:
- 1. Die Gehirnoberfläche wird aus den anatomischen Daten extrahiert (Fig. 13(a));
- 2. die Daten, die dem Außenbereich der Gehirnoberfläche entsprechen, werden anhand des so erhaltenen Bildes der Gehirnoberfläche auf Null gesetzt; oder
- 3. die außerhalb der Gehirnoberfläche vorhandenen Blutgefäße werden unter Verwendung einer Methode eliminiert, bei der die Oberflächen-Bearbeitungsoperation nur im Innnebe reich der Innenoberfläche ausgeführt wird, so daß sich die aktivierte Zone leicht her vorheben läßt.
Darüber hinaus läßt sich der Gehirnrindenbereich dadurch hervorheben, daß man die
Angiographiedaten gemäß Fig. 13(b) verwendet. Darüber hinaus läßt sich eine Methode
(II) realisieren, bei der nach UND-Verknüpfung (Schnittmenge) der Daten nach Fig. 13(b)
und der Gehirnfunktionsdaten nach Fig. 13(c) diese UND-verknüpften Daten der Gehirn
funktionsdaten (Fig. 13(c)) auf Null gesetzt werden. Durch diese Maßnahme werden die
Signale aus den Gehirnfunkionsdaten nach Fig. 13(c) eliminiert, die dem blutführenden
Bereich entsprechen, so daß die Signale für den Gehirnrindenbereich noch genauer ex
trahiert werden können. Anschließend können die so erhaltenen Daten den anatomischen
Daten gemäß Fig. 13(a) überlagert werden.
Ferner lassen sich die beiden oben beschriebenen Vorgehensweisen (I) und (II) gleichzeitig
durchführen.
Schutz wird geltend gemacht für die neue erfindungsgemäße Maßnahme, daß das obige
Überlappen des angiographischen Bildes über das Funktionsbild in einer Weise durch
geführt werden kann, daß ein Kernspinresonanz-Angiographiebild, welches durch die
herkömmliche Kernspinresonanz-Angiographiemethode erhalten wird, und ein durch eine
andere herkömmliche Methode erhaltenes Funktionsbild einander überlagert werden.
Nach Fig. 1 wird beim schnellen Spinechoverfahren (FSE) nach dem Anregen eines Kern-
Spins durch einen 90°-Impuls eine Mehrzahl von Spinechos durch Anlegen mehrerer 180°-
Impulse erzeugt. Dadurch erhält jedes Echo einen unterschiedlichen Phasenkodierungs
betrag, und das Bild wird damit derart konstruiert, daß eine schnelle Bildgebung erfolgt.
Bei diesem herkömmlichen schnellen Spinechoverfahren wird ein Ort, wie er in Fig. 2
dargestellt ist, in einem "K"-Raum oder einem Fourier-Raum dargestellt.
Bei diesem herkömmlichen Verfahren wird nur ein Spinecho verwendet, bei dem die
magnetische Inhomogenität wahrscheinlich nicht beeinflußt wird, so daß die T2*-Verteilung
für Gewebe nicht als Bild gestaltet werden kann. Im Hinblick auf diesen Nachteil und
unter Bezugnahme auf Fig. 17, die ein grundlegendes Prinzip der dritten Ausführungsform
darstellt, wird eine Stelle des Lese-Gradienten-Magnetfelds, das ist eine durch das Lese-
Gradienten-Magnetfeld neu fokussierte Echoposition, um Δt gegenüber der Mittenzeit des
Spinechos verschoben. Die dann verursachte Signalverschlechterung beträgt
exp(-Δt/T2*). Da T2* ≅ 1/πΔf und 2πΔf = γΔH gilt, ist T2* ≅ 500 ms bei 1,5 T, und die
Signalstärkenänderung von etwa 2% wird bei T2* = 10 ms erhalten, wenn eine halbe
Bandbreite ΔH für die magnetische Inhomogenität innerhalb eines einzelnen Bildelements
annähernd 0,01 ppm beträgt.
Fig. 18 ist eine Impulsfolge, bei der die T2*-Abbildung unter Verwendung des obigen
Prinzips der dritten Ausführungsform durchgeführt wird. Wenn bei diesem in Fig. 18
dargestellten Beispiel eine Echoerzeugungsposition in einfacher Weise um Δt gegenüber
der Mittenzeit des Spinechos verschoben wird, ist die Zeit auf der gegenüberliegenden
Seite bezüglich der Mittenzeit verschwendet. Deshalb werden Gradientenechos auf beiden
Seiten der Spinecho-Mittenzeit erzeugt.
Stellt man den gleichen Betrag der Phasenkodierung auf beiden Seiten des Spinechos ein,
lassen sich dadurch lediglich die gleichen Daten erhalten. Somit wird, wie in Fig. 18 bei
G1 gezeigt ist, ein Kodierungsimpuls in der Mittenzeit des Spinechos gegeben. Dadurch
unterscheidet sich der Betrag der Phasenkodierung auf beiden Seiten des Spinechos. Fig.
19 zeigt den Datenerfassungsort des "K"-Raums gemäß Fig. 18. Mit anderen Worten: Die
unterschiedlichen Beträge der Phasenkodierungen werden für das Gradientenecho auf
beiden Seiten des Spinechos vorgesehen, um so das Bild zu rekonstruieren. Dadurch läßt
sich in diesem Fall die T2*-Abbildung unter Verwendung der schnellen Spinechomethode
doppelt so schnell wie in dem Fall durchführen, daß eine HF-Neufokussierimpuls-Zahl die
gleiche ist.
Fig. 20 ist eine Impulsfolge, die ein modifiziertes Beispiel der dritten Ausführungsform
zeigt. Abweichend von der Impulsfolge nach Fig. 18 ist die Größe des Gradienten-Magnet
felds Gr in Leserichtung gemäß G2 und G3 unterschiedlich eingestellt. Hierdurch wird das
so erzeugte Gradientenecho asymmetrisch, und die Verlängerung der Sequenzlänge,
verursacht durch den Verschiebebetrag Δt gegenüber dem Spinecho, läßt sich verkürzen.
Mit anderen Worten: Wenngleich sich die Sequenzlänge vergrößert, wenn Δt länger
gemacht wird, läßt sich die Sequenzlänge verkürzen, wenn das Gradientenecho asymmetrisch
gemacht wird. Fig. 21 zeigt die Datenerfassungszone im "K"-Raum gemäß dem
obigen Beispiel der dritten Ausführungsform, wobei die nicht-schraffierte Fläche einer
vakanten oder leeren Fläche entspricht, die auf die Asymmetrie des Gradientenechos
zurückzuführen ist. Allerdings wird gemäß Fig. 21 eine Fläche verursacht, in der die
Daten im "K"-Raum wegen der Asymmetrieeigenschaft nicht erfaßt werden können. Diese
vakante Fläche läßt sich dadurch ergänzen, daß man Daten unter Verwendung eines Null-
Ausfüllverfahrens oder unter Nutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der erfaßten
Daten bildet.
Fig. 22 ist eine Impulsfolge gemäß der vierten Ausführungsform. Diese vierte Ausfüh
rungsform liefert die Impulssequenz des Hybridverfahrens, bei dem sowohl das schnelle
Spinechobild- als auch das T2*-Bildverfahren gleichzeitig möglich sind.
Gemäß Fig. 22 wird das Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr angelegt, so daß zur Zeit der
Echozeit TE ein Spinecho erzeugt und darüber hinaus nach Verstreichen der Zeit Δt ein
Gradientenecho erzeugt wird. Als Ergebnis werden durch Ausführen einer einzigen
Sequenz sowohl das T2-betonte als auch das T2*-betonte Bild gleichzeitig erhalten. Dann
werden die zwei so erhaltenen Bilder voneinander subtrahiert, so daß ein Gewebe, in
welchem lediglich die Änderung von T2* auftritt, zur Abbildung gelangt. Beispielsweise
wird die Magnetfeldänderung erfaßt, die zur Zeit der Änderung der Oxidation und Desoxi
dation von Hämoglobin in den Gehirngewebe-Kapillaren verursacht wird, so daß man
hierdurch ein Gehirnfunktionsbild erhalten kann.
Bezugnehmend auf Fig. 23 sollte verstanden werden, daß, indem man einmal erneut die
Lese-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform umkehrt, das durch die Lese-Gradienten-Magnet
feld-Wellenformen erzeugte Echo auf der gleichen Signalseite (der positiven Seite in Fig.
23) verwendet werden kann. Hierdurch wird ein Artefakt verkleinert, der zurückzuführen
ist auf die unterschiedliche Beeinflußung der statischen Inhomogenität sowohl auf der
positiven als auch auf der negativen Seite der Gradienten-Magnetfeld-Wellenform.
Ausgehend von dem vierten Ausführungsbeispiel wird nachstehend ein weiteres Beispiel
dafür beschrieben, daß ein weiterer Beschleunigungsvorgang unter Verwendung eines
Mehrfach-Gradientenechos durchgeführt wird.
Fig. 3 zeigt eine Impulssequenz für das herkömmliche Hybrid-Abbildungsverfahren, und
Fig. 4 zeigt eine Datenerfassungsstelle im "K"-Raum für die Situation nach Fig. 3. In der
in Fig. 3 dargestellten Impulssequenz unter Verwendung des Mehrfach-Gradientenechos
entspricht eine Kodierung gemäß der Mitte der Rekonstruktionsdaten dem Spinecho, und
die T2*-Abbildung kann nicht mit ausreichender Empfindlichkeit durchgeführt werden.
Somit wird in ähnlicher Weise, wie dies in Fig. 17 gezeigt ist, eine Spitzen-Echo-Position
für das Mehrfach-Gradientenecho um Δt gegenüber der Echozeit des Spinechos verscho
ben.
Fig. 24 zeigt eine Impulssequenz gemäß der fünften Ausführungsform. Wie aus Fig. 24
ersichtlich ist, wird bei Verwendung der Mehrfach-Gradientenecho-Methode die Lage des
Spitzen-Echos um Δt gegenüber der Zeit des Auftretens des Echos verschoben. Hierdurch
kann das T2*-betonte Bild auf der Grundlage der so erfaßten Echosignale erhalten werden.
Fig. 25 ist eine Impulssequenz gemäß einer modifizierten Variante des fünften Ausfüh
rungsbeispiels. Bei diesem Beispiel werden die Daten unter Verwendung einer asymmetri
schen Kodierung erfaßt. Deshalb läßt sich die erste Hälfte des Spinechos effektiv aus
nutzen. Fig. 26 zeigt den Datenerfassungsbereich des "K"-Raums gemäß der modifizierten
Variante des fünften Ausführungsbeispiels nach Fig. 25. In Fig. 26 ist der Bereich in der
Kodierungsrichtung asymmetrisch. Ähnlich wie bei dem modifizierten Beispiel der dritten
Ausführungsform nach Fig. 21 wird ein Bereich geschaffen, in welchem die Daten in dem
"K"-Raum wegen der Asymmetrieeigenschaft nicht erfaßt werden können. Ein derartiger
vakanter Bereich läßt sich ergänzen durch Bildung von Daten durch Anwendung eines
Null-Ausfüllverfahrens, unter Ausnützung der komplex-konjugierten Eigenschaft der
erfaßten Daten.
Fig. 27 ist eine Impulssequenz für das T2*-Hybrid-Abbildungsverfahren, bei dem für zwei
Blöcke geltende Mehrfach-Gradientenechos für ein einzelnes Spinecho erzeugt werden,
entsprechend der fünften Ausführungsform. Gemäß Fig. 27 ist die Verschiebungszeit Δt
von der Spinecho-Echozeit zu der Spitzen-Echozeitposition des Mehrfach-Gradientenechos
länger, und die Ausdehnung der Sequenzlänge ist minimiert. In dieser Sequenz oder Folge
nach der sechsten Ausführungsform werden für ein einzelnes Echo die Zwei-Block-
Mehrfach-Gradientenechos erzeugt, so daß auch bei verlängerter Verschiebungszeit Δt
keine Zeitverschwendung auf der gegenüberliegenden Seite des Spinechos erzeugt wird.
Fig. 15 ist eine Impulssequenz einer modifizierten Variante (unter Verwendung der asym
metrischen Kodierung) für diese sechste Ausführungsform. Bei dieser modifizierten
Variante der sechsten Ausführungsform wird die asymmetrische Kodierung verwendet.
Anschließend werden die Vorzeichen der Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld-
Wellenform 18 für einen Lese-Gradienten-Magnetfeldblock 14, der in der ersten Hälfte des
Spinechos erzeugt wird, und einer Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform
20 entsprechend einem Lese-Gradienten-Magnetfeldblock 15 in der letzten Hälfte des
Spinechos umgekehrt. Diese Abtastorte werden durch eine Phasenkodierungs-Gradienten-
Magnetfeld-Wellenform 21 verschoben. Dann ist der Verschiebungsbetrag der Abtastorte
der zu ΔGe X tp proportionale Betrag, wenn man die Anwendungszeit-Breite für die
Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform 21 mit tp und deren Amplitude mit
ΔGe bezeichnet. Fig. 16 zeigt den Datenerfassungsort für den "K"-Raum auf der Grundla
ge der in Fig. 15 dargestellten Signale. Ähnlich wie in der dritten Ausführungsform läßt
sich ein vakanter Bereich des "K"-Raums (das heißt Daten, die sich in dem "K"-Raum
nicht erfassen lassen) ergänzen durch Erzeugung von Daten unter Verwendung des Null-
Ausfüllverfahrens oder durch Ausnutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der
erfaßten Daten.
Fig. 28 ist eine Impulsfolge einer weiteren modifizierten Variante der sechsten Ausfüh
rungsform. Fig. 29 zeigt, wie die Daten des "K"-Raums für das modifizierte Beispiel nach
Fig. 28 erfaßt werden. Gemäß Fig. 28 ist die Wellenform für das Phasenkodierungs-
Gradienten-Magnetfeld stark zurückgewickelt, wie bei G4 angedeutet ist. Deshalb gibt es
in Fig. 29 im "K"-Raum einen zentralen Bereich, welcher überlappt ist, und es werden vor
und nach dem Spinecho zwei Daten erfaßt. In diesem Überlappungsbereich werden die
Mittelwerte der beiden Daten hergenommen, oder einer der jeweiligen zwei Datenwerte
wird nicht benutzt oder dergleichen. Bei dieser Methode kann die Datenergänzung durch
das Null-Ausfüllen oder durch Ausnutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der
erfaßten Daten entfallen.
Zahlreiche weitere Modifikationen und Abänderungen sind möglich. Beispielsweise braucht
das als ein Paar in Fig. 27 und 28 dargestellte Mehrfach-Gradientenecho nicht vor und
nach dem Spinecho angelegt zu werden. Stattdessen kann ein Mehrfach-Gradientenecho
vor und hinter dem 180°-Impuls als Paar verwendet werden. Darüber hinaus braucht das
Mehrfach-Gradientenecho nicht in dem FID-Signalbereich verwendet zu werden.
Zusammengefaßt: Gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung werden das Blutge
faßbild (Angiographiebild) und das Gehirnbild (Zerebral-Bild) gleichzeitig erhalten, ohne
daß die Abbildungsdauer verlängert wird, und man kann den Rindenbereich und den
Venenbereich in einfacher Weise unterscheiden.
Bei der zweiten Ausführungsform wird der Venenbereich unterdrückt, und man kann den
aktivierten Hirnrindenbereich in einfacher Weise verdeutlichen und von dem Venenbereich
unterscheiden.
Gemäß der dritten Ausführungsform, bei der die Echodaten in der Position erfaßt werden,
die um Δt gegenüber dem Mittelbereich jedes Spinechos verschoben sind, welches durch
einen angelegten 180°-Impuls erzeugt wird, spiegeln die so erfaßten Echodaten T2* wieder,
so daß das T2*-betonte Bild in einfacher Weise ermittelt werden kann, indem diese T2*-
Daten rekonstruiert werden.
Claims (9)
1. Verfahren zur Bildgebung mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung, mit
den Schritten:
Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfelds an einen Körper (37);
Anlegen eines Hochfrequenz-Magnetfelds sowie eines Lese-Gradienten- Magnetfelds als Bestandteil einer Impulsfolge zum Erfassen eines von dem Körper kommenden, magnetischen Kernspinresonanzsignals zur Bildgebung;
Erzeugen einer solchen Impulsfolge, daß mindestens zwei verschiedene Echosignale im selben Meßgebiet durch das zugehörige Lese-Gradienten-Magnetfeld durch Anlegen von die gleiche Richtung aufweisenden elektrischen Strömen an eine Gradientenspule erzeugt werden,
wobei im ersten Echosignal der Strömungsbereich einer in dem Körper enthaltenen Flüssigkeit betont und im zweiten Echosignal eine Änderung der Magnetfeld- Inhomogenität (T2*) betont ist, und
wobei das erste und das zweite Echosignal jeweils vor und nach einer Aktivierung des Gehirns erhalten werden.
Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfelds an einen Körper (37);
Anlegen eines Hochfrequenz-Magnetfelds sowie eines Lese-Gradienten- Magnetfelds als Bestandteil einer Impulsfolge zum Erfassen eines von dem Körper kommenden, magnetischen Kernspinresonanzsignals zur Bildgebung;
Erzeugen einer solchen Impulsfolge, daß mindestens zwei verschiedene Echosignale im selben Meßgebiet durch das zugehörige Lese-Gradienten-Magnetfeld durch Anlegen von die gleiche Richtung aufweisenden elektrischen Strömen an eine Gradientenspule erzeugt werden,
wobei im ersten Echosignal der Strömungsbereich einer in dem Körper enthaltenen Flüssigkeit betont und im zweiten Echosignal eine Änderung der Magnetfeld- Inhomogenität (T2*) betont ist, und
wobei das erste und das zweite Echosignal jeweils vor und nach einer Aktivierung des Gehirns erhalten werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei der die Echosignale durch mehrfaches
Umschalten eines Lese-Gradientenmagnetfelds (Gr) erzeugt werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, mit den Schritten:
Ermitteln von Korrekturfaktoren für jeden Bildpunkt derart, daß die Differenz zwischen einem Blutgefäßbild und einem T2*-betonten Bild dann Null wird, wenn das Gehirn nicht aktiviert ist, und
Erhalten eines funktionellen Bildes aus einem Blutgefäßbild und einem T2*- betonten Bild bei aktiviertem Gehirn durch Anwendung des Korrekturfaktors.
Ermitteln von Korrekturfaktoren für jeden Bildpunkt derart, daß die Differenz zwischen einem Blutgefäßbild und einem T2*-betonten Bild dann Null wird, wenn das Gehirn nicht aktiviert ist, und
Erhalten eines funktionellen Bildes aus einem Blutgefäßbild und einem T2*- betonten Bild bei aktiviertem Gehirn durch Anwendung des Korrekturfaktors.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, mit den Schritten:
Ermitteln eines Quotienten für jedes Bildelement eines Blutgefäßbildes und eines T2*-betonten Bildes, jeweils aufgenommen bei nicht aktiviertem Gehirn,
Erhalten einer ersten Differenz der Blutgefäßbilder und einer zweiten Differenz der T2*-betonten Bilder, jeweils aufgenommen bevor und nachdem das Gehirn aktiviert wurde,
Ermitteln des Produkts des Quotienten mit entweder der ersten oder der zweiten Differenz, und
Erhalten einer dritten Differenz zwischen diesem Produkt und der nicht mit dem Quotienten multiplizierten Differenz.
Ermitteln eines Quotienten für jedes Bildelement eines Blutgefäßbildes und eines T2*-betonten Bildes, jeweils aufgenommen bei nicht aktiviertem Gehirn,
Erhalten einer ersten Differenz der Blutgefäßbilder und einer zweiten Differenz der T2*-betonten Bilder, jeweils aufgenommen bevor und nachdem das Gehirn aktiviert wurde,
Ermitteln des Produkts des Quotienten mit entweder der ersten oder der zweiten Differenz, und
Erhalten einer dritten Differenz zwischen diesem Produkt und der nicht mit dem Quotienten multiplizierten Differenz.
5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, mit den Schritten:
Erhaltung eines Quotienten für jedes Bildelement eines Blutgefäßbildes und eines T2*-betonten Bildes, die aufgenommen wurden bei nicht aktiviertem Gehirn,
Erhalten des Produkts des Quotienten mit entweder dem Blutgefäßbild oder dem T2*-betonten Bild, und
Erhalten einer Differenz zwischen dem mit dem Quotienten multiplizierten Bild und dem nicht mit dem Quotienten multiplizierten Bild.
Erhaltung eines Quotienten für jedes Bildelement eines Blutgefäßbildes und eines T2*-betonten Bildes, die aufgenommen wurden bei nicht aktiviertem Gehirn,
Erhalten des Produkts des Quotienten mit entweder dem Blutgefäßbild oder dem T2*-betonten Bild, und
Erhalten einer Differenz zwischen dem mit dem Quotienten multiplizierten Bild und dem nicht mit dem Quotienten multiplizierten Bild.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die
Impulsfolge derart erzeugt wird, daß eine erste Echosignalgruppe, die das erste
Echosignal enthält, und eine zweite Echosignalgruppe, die das zweite Echosignal enthält,
gebildet werden.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem
ein angiographisches Bild und ein funktionelles Gehirnbild mit Hilfe des
ersten bzw. des zweiten Echosignals erhalten werden.
8. Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, angepaßt zur Durchführung
des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 7, mit
einer Steuereinrichtung, die angepaßt ist zum Erzeugen der Impulsfolge, und
einer Bildrekonstruktionsvorrichtung zum Rekonstruieren von Bildern entsprechend der Echosignale.
einer Steuereinrichtung, die angepaßt ist zum Erzeugen der Impulsfolge, und
einer Bildrekonstruktionsvorrichtung zum Rekonstruieren von Bildern entsprechend der Echosignale.
9. Verwendung der Vorrichtung nach Anspruch 8 zur Untersuchung eines
menschlichen oder tierischen Körpers, wobei die strömende Flüssigkeit Blut ist.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP25232193A JP3392478B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 磁気共鳴映像装置 |
JP34704793A JP3431249B2 (ja) | 1993-12-27 | 1993-12-27 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4432575A1 DE4432575A1 (de) | 1995-03-16 |
DE4432575C2 true DE4432575C2 (de) | 2003-04-10 |
Family
ID=26540662
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4432575A Expired - Lifetime DE4432575C2 (de) | 1993-09-14 | 1994-09-13 | Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US5603319A (de) |
DE (1) | DE4432575C2 (de) |
Families Citing this family (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3512482B2 (ja) * | 1994-09-06 | 2004-03-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
JP3384944B2 (ja) * | 1996-07-11 | 2003-03-10 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Mri装置 |
DE19808662A1 (de) * | 1998-03-02 | 1999-09-09 | Siemens Ag | Pulssequenz mit T2*- oder T1-Wichtung für den Betrieb eines Kernspintomographiegeräts |
DE19855671A1 (de) * | 1998-12-02 | 2000-06-15 | Siemens Ag | Verfahren zur zeit- und ortsaufgelösten Darstellung funktioneller Gehirnaktivitäten mittels magnetischer Resonanz und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
JP3365983B2 (ja) * | 1999-09-28 | 2003-01-14 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Mri装置 |
US6477399B2 (en) * | 2000-03-29 | 2002-11-05 | Mcw Research Foundation, Inc. | Method for determining the reliability of fMRI parameters |
DE10056457C2 (de) * | 2000-11-14 | 2002-11-07 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts mit funktioneller Bildgebung |
US6400150B1 (en) | 2001-04-02 | 2002-06-04 | Regents Of The University Of Minnesota | NMR spectroscopy data recovery method and apparatus |
JP4309632B2 (ja) * | 2002-10-08 | 2009-08-05 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
DE10251332B4 (de) | 2002-11-05 | 2006-07-27 | Ticona Gmbh | Polyoxymethylen-Copolymere, deren Herstellung und Verwendung |
DE102007006142A1 (de) * | 2007-02-07 | 2008-08-14 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Bestimmung eines Flusses von einer Körperflüssigkeit innerhalb von Gefäßen eines Lebewesens |
DE102007045172B3 (de) * | 2007-09-20 | 2009-04-30 | Rheinisch-Westfälische Technische Hochschule Aachen | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographen mit physiologisch synchronisierter Kompensations-Messsequenz |
US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
JP6721489B2 (ja) | 2016-11-14 | 2020-07-15 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び計算画像生成方法 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0278271A2 (de) * | 1987-02-11 | 1988-08-17 | General Electric Company | Vielfach-Echo-NMR-Angiographie |
US4859946A (en) * | 1987-09-30 | 1989-08-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
US5016637A (en) * | 1988-05-27 | 1991-05-21 | Hitachi, Ltd. | MRI method |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1596160A (en) * | 1976-12-15 | 1981-08-19 | Nat Res Dev | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods |
US4851779A (en) * | 1987-08-14 | 1989-07-25 | Picker International, Inc. | Three dimensional volume imaging with conjugate symmetrization |
US5247936A (en) * | 1988-07-27 | 1993-09-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging method and apparatus reversing white and black |
US5099846A (en) * | 1988-12-23 | 1992-03-31 | Hardy Tyrone L | Method and apparatus for video presentation from a variety of scanner imaging sources |
US5215095A (en) * | 1990-08-10 | 1993-06-01 | University Technologies International | Optical imaging system for neurosurgery |
JP3112025B2 (ja) * | 1990-10-26 | 2000-11-27 | 株式会社日立製作所 | 生体計測装置 |
US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
JP3153574B2 (ja) * | 1991-08-23 | 2001-04-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
US5300886A (en) * | 1992-02-28 | 1994-04-05 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method to enhance the sensitivity of MRI for magnetic susceptibility effects |
US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
-
1994
- 1994-09-13 DE DE4432575A patent/DE4432575C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1994-09-14 US US08/305,589 patent/US5603319A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-01-09 US US08/780,898 patent/US5869964A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0278271A2 (de) * | 1987-02-11 | 1988-08-17 | General Electric Company | Vielfach-Echo-NMR-Angiographie |
US4859946A (en) * | 1987-09-30 | 1989-08-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
US5016637A (en) * | 1988-05-27 | 1991-05-21 | Hitachi, Ltd. | MRI method |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
DE-Z: GÜCKEL, F. u.a.: "MR-Tomographische Untersu-chungen" in: Fortschr. Röntgenstr. 156, Nr. 3 (1992), S. 212-217 * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5869964A (en) | 1999-02-09 |
DE4432575A1 (de) | 1995-03-16 |
US5603319A (en) | 1997-02-18 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4428503C2 (de) | Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer Resonanz | |
DE69709425T2 (de) | Dreidimensionale digitale Subtraktions-Angiographie mittels magnetischer Resonanz | |
DE4432570B4 (de) | Verfahren und Vorrichtung für die Kernresonanzabbildung physiologischer Funktionsinformation | |
DE10250922B4 (de) | Verfahren zur Ermittlung des ADC-Koeffizienten in der Diffusionsgewichteten Magnetresonanz-Bildgebung bei Verwendung von Steady-State-Sequenzen | |
DE3750046T2 (de) | Angiographisches Verfahren mittels magnetischer Kernresonanz und Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens. | |
DE10230877A1 (de) | Kernspintomographiegerät mit einer Einrichtung zur graphischen Planung Kontrastmittel-gestützter angiographischer Messungen | |
DE60028889T2 (de) | Verfahren und Gerät zur Aufnahme von Daten mittels magnetischer Resonanz unter Verwendung eines eingekerbten RF-Sättigungspulses | |
DE4432575C2 (de) | Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung | |
DE19630758A1 (de) | Schnelle Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Erfassung mit verbessertem T¶1¶-Kontrast | |
DE19528436C2 (de) | Verfahren zur Bewegungsverfolgung interventioneller Instrumente in einem Objekt mit MR-Bildgebung | |
DE19903626A1 (de) | Arterien-Magnetresonanzabbildung mit chemischem Verschiebungsabgleich | |
DE4224237C2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur selektiven Anregung eines Schnittbereichs bei der Bildgebung mittels NMR | |
DE68927874T2 (de) | Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz | |
DE19653212B4 (de) | Verfahren zur Erhöhung der zeitlichen Auflösung bei Magnet-Resonanz-Durchleuchtungsverfahren | |
DE69023683T2 (de) | Verfahren zur Bilderzeugung mit magnetischer Resonanz. | |
EP2317333A1 (de) | MRT-Betriebsverfahren | |
DE69832693T2 (de) | Verfahren und gerät für die bildgerzeugung durch magnetische resonanz | |
EP0158965B1 (de) | Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie | |
EP3441781A1 (de) | Beschleunigte magnetresonanz-messung | |
DE69413128T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz | |
DE102019215046A1 (de) | Verfahren zur Kompensation von Wirbelströmen bei einer von Messdaten mittels Magnetresonanz | |
DE19543891C1 (de) | Verfahren zur Bildgewinnung mittels der magnetischen Resonanz | |
DE3809791A1 (de) | Verfahren und einrichtung zum durchfuehren von magnetresonanzuntersuchungen mit begrenztem volumen | |
DE10256208B4 (de) | Verfahren zur verbesserten Flussmessung in der Magnetresonanz-Tomographie | |
DE19652559A1 (de) | Verfahren und Vorrichtungen zur Magnet-Resonanz-Angiographie unter Verwendung eines Zustroms mit Quer-Spin-Magnetisierung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: BLUMBACH, KRAMER & PARTNER, 81245 MUENCHEN |
|
8125 | Change of the main classification |
Ipc: G01R 33/50 |
|
8304 | Grant after examination procedure | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8328 | Change in the person/name/address of the agent |
Representative=s name: KRAMER - BARSKE - SCHMIDTCHEN, 81245 MUENCHEN |
|
8320 | Willingness to grant licences declared (paragraph 23) | ||
R071 | Expiry of right | ||
R071 | Expiry of right |