FI92970C

FI92970C - Menetelmä materiaalin liikkeen kuvaamiseen

Info

Publication number: FI92970C
Application number: FI925465A
Authority: FI
Inventors: Raimo Sepponen
Original assignee: Picker Nordstar Oy
Priority date: 1992-12-01
Filing date: 1992-12-01
Publication date: 1995-02-10
Also published as: FI925465A0; US5592084A; FI925465A; FI92970B

Description

92970

Menetelmä materiaalin liikkeen kuvaamiseen.

Metod för att avbilda ett materials rörelse.

Keksinnön kohteena on ydinmagneettiseen resonanssiin perustuva kuvausmenetelmä esim. ihmiskehossa, eläimissä, tai teollisuusprosessissa tapahtuvan materiaalin liikkeen, kuten nestevir-tauksen tutkimiseen.

Magneettikuvaus (MRI) on menetelmä, joka käyttää hyväksi ydin-magneettista resonanssi-ilmiötä (NMR) kohteen ydintiheys ja ytimeen liittyvien NMR ominaisuuksien tai niihin vaikuttavien fysikaal1isten ja kemiallisten ominaisuuksien paikallisten jakautumien selvittämiseen. Mainittuja NMR ominaisuuksia ovat mm.: pitkittäinen relaksaatio (karakterisoi pitkittäinen relaksaatioaika Tl), poikittainen relaksaatio (karakterisoi poikittainen relaksaatioaika T2), relaksaatio pyörivässä koordinaatistossa (karakterisoi relaksaatioaika Tlrho), kemiallinen siirtymä, kytkentäkertoimet ytimien välillä. NMR ominaisuuksiin vaikuttavat fysikaaliset ilmiöt mm.: virtaus, diffuusio, paramagneettiset ainekset, ferromagneettiset ainekset, viskositeetti ja lämpötila.

Magneettisen resonanssin ja magneettikuvauksen menetelmiä ja sovellutuksia on käsitelty lukuisissa viitteissä: Wehrli FW,

.: Shaw D, Kneeland BJ: Biomedical Magnetic Resonance Imaging, VCH

Publishers, Inc. , New York 1988, Stark DD and Bradley WG: Magnetic resonance imaging, C. V. Mosby Comp., St. Louis 1991, Abragam A: The principles of nuclear magnetism, Clarendon press, Oxford 1961, Farrar TC, Becker ED: Pulse and Fourier Transform NMR, Academic Press, New York 1971. Ernst RR: US Pat ·! 4,070,611.

Magneettikuvauksessa tarvittavia nopeita, ohjattavia virtalähteitä on käsitelty viitteessä: Kupiainen J: US Pat 4,668,904.

2 92970

Kuvaussekvenssejä, joissa nk. virityskulma on pieni ja spin kaiku muodostetaan gradienttitoimenpiteillä on esitetty mm. viitteissä Frahm J, Haase A, Matthaei D, Haenicke W, Merboldt K-D: US 4,707,658 ja Gyngnell ML: 4,699,148, aikaisemmin viitteissä Tanttu J: Koelaitteisto NMR-kuvausta varten, Diplomityö, Helsingin Teknillinen korkeakoulu, Teknillisen fysiikan osasto, 1982 sivu 69 ja Pohjonen J: Koelaitteisto liikkuvan kohteen NMR-kuvausta varten, Lisensiaattityö, Helsingin Teknillinen korkeakoulu, Teknillisen fysiikan osasto, 1984, sivut 39-40.

Näiden kuvaussekvenssien muodostamien kuvien kontrastia on käsitelty mm. viitteessä Buxton RB, Fisel CR, Chien D, Brady TJ: Signal intensity in fast NMR imaging with short repetition times, J. Magn. Reson., vol. 83, pp. 576 - 585, 1989.

Virtauksen kuvantamista NMR menetelmillä on käsitelty mm. viitteissä Mostbeck GH, Caputo GR, Higgins CB: MR measurement of blood flow in the cardiovascular system, AJR, vol. 159, pp. 453-461, 1992,

Tunnettujen menetelmien haittoina ovat mm. staattisen materiaalin lähettämän signaalin häiritsevä vaikutus, jota on koitettu mm. veren virtauksen kuvantamisen yhteydessä vaimentaa esim. saturoimalla staattisen kudoksen ydinmagnetisaatio, tai käyttä-·· mällä inversiopulsseja ja magnetisaation siirtoa. Rasvakudoksen signaalin vaimennetamiseen on käytetty rasvan selektiivistä saturaatiota tai kemialliseen siirtymään perustuvaa kuvausta. Paikasta riippuvan selektiivisen virityksen käyttöä virtauksen kuvantamisessa on kuvattu mm. viitteessä: Sepponen RE: FI pat. 78359. Inversiopulssin ja magnetisaation siirron käyttöä on *: kuvattu mm. referenssissä Tanttu JI: FI pat 86505. Useamman inversiopulssin käyttöä staattisen kudoksen signaalin vaimentamiseksi on kuvattu mm. viitteessä Dixon WT, Sardashti M, Castillo M, Stomp GP: Multiple inversion recovery reduces 3 92970 static tissue signal in angiograms, Magn. Res. Med., vol. 18, pp. 257 - 268, 1991. Staattisen kudoksen signaalin vaimentamista saturaatiopulsseilla on käsitely mm. viitteessä: Matsuda T, Doyle M, Pohost GM: Direct projective Time-Of-Flight angiography within 4 s, Magn. Res. Med., voi. 18, pp. 395-404, 1991. Lopullisen kuvan muodostamiseen käytettyjä algoritmejä on kuvattu mm. viitteessä: Cline HE, Dumoulin CL, Lorensen WE,

Souza SP, Adams WJ: Volume rendering and connectivity algorithms for MR angiography, Magn. Res. Med., vol. 18, pp. 384-394, 1991.

Virtaavan nesteen erottamiseksi staattisista kudoksista on käytetty mm. signaalin vaiheinformaatiota, selektiivistä satu-raatiota tai näiden yhdistelmää. Näiden menetelmien haittana on niiden herkkyys virtauksen pyörteisyydelle, verisuoniston mutkien aiheuttamat artefaktat ja riippuvaisuus virtausnopeudesta. Saturaatioon perustuvissa menetelmissä saturoidaan myös enemmän tai vähemmän tutkittavan, liikkuvan materiaalin magnetisaatiota. Heikko signaali/kohinasuhde hidastaa kuvausta-pahtumaa ja rajoittaa saavutettavaa resoluutiota.

Patenttivaatimuksen 1 ja sitä seuraavien vaatimusten mukaisella menetelmällä ja menetelmään perustuvalla laitteistolla voidaan tunnetun tekniikan haitat välttää.

Keksinnön mukaista menetelmää on selvennetty seuraavissa kuvissa, joista kuva 1 esittää keksinnön mukaisen menetelmän toteuttamiseksi tarvittavaa laitteistoa, kuva 2 esittää koejärjestelyä kun esimerkkinä on kaulavaltimoiden kuvaus, kuva 3 esittää keksinnön mukaisen menetelmän toimenpidesek-venssiä, 92970 4 kuva 4 esittää ytimien yli olevan efektiivisen kentän muutosta ytimien liikkeen vaikutuksesta.

Keksinnön mukaisen menetelmän toiminta on seuraava:

Kuviossa 1 on kuvattu osa magneettikuvauslaitteen komponenteista, jotka tarvitaan keksinnön mukaisen menetelmän toteuttamiseksi: M on magneetti paikallisesti homogeenisen magneettikentän Bo synnyttämiseksi, EC on NMR-signaalin synnyttämiseen tarvittavan virityspulssin lähetyskela, joka on kytketty kuvauslaitteen lähettimeen TM, jossa radiotaajuuspulssit RF synnytetään. Tutkimusalustalla PC olevan kohteen P tutkittavan alueen, tutkimusalueen lähelle on sijoitettu signaalikela SC, johon indusoituu NMR signaali S, joka johdetaan vastaanottimeen R. Lisäksi laitteessa on 1isämagneettikela BC, 1isämagneettikentän BA synnyttämiseksi, BC on liitetty ohjattavaan virtalähteeseen AP, joka syöttää BC:hen halutun virran Ib. Kuvioon ei ole selvyyden vuoksi piirretty gradienttikelastoa, joka yleensä on magneetin M integraalinen osa ja joka luonnollisesti tarvitaan myös keksinnön mukaisen menetelmän ja laitteen toteuttamisessa.

Kuvassa 2 on esimerkkikohteena henkilö P, BC on sijoitettu P:n sydämen H alueelle, H:sta lähtee aortta A josta haarautuu kaulavaltimo CA. Kuvioon on lisäksi piirretty P:n yli olevaa magneetin akselin eli z-akselin suuntaisen päämagneettikentän Bo ja Βα:π resultantin z-akselin suuntainen komponentti paikan z funktiona. Kuten havaitaan BC:n keskellä, H:n alueella resul-toiva kenttä Bo + Ba on voimakkaimmillaan ja heikkenee edettäessä P:n päätä kohden. Resultantin Βσ + Ba ja B0:n erotus paikan z funktiona on merkitty /delta/B(z). BC on toteutettu siten, että BC:n aiheuttama kenttä sen keskitasosta heikkenee vähintään z-suuntaisen etäisyyden kolmanteen potenssiin. Silloin rintakehän ympäri olevan kelaston kenttä P:n kaulan alueella on alle 10% kentän voimakkuudesta kelan keskustassa olevasta BC:n synnyttämästä kentästä.

5 92970

Kuvassa 3 on kuvattu keksinnön mukaisen menetelmän mukainen toimenpidesekvenssi. Esimerkkitapauksessa ovat toimenpiteet synkronoitu P.n sydämen sähköiseen toimintaan, joka on kuvattu akselilla EKG. Tahdistus tapahtuu vasemman kammion supistukseen QRS kompleksin avulla. Bc kytketään päälle joko ennen QRS-komp-leksia tai QRS kompleksin ohjaamana, kun BC:n kenttä on noussut asetettuun arvoonsa kytketään radiotaajuuspulssi B0:aa vastaavalla Larmor-taajuudella fo, kuten RF akselilla on havainnollistettu, TB:n kuluttua kytketään BC:n kenttä pois ja tämän jälkeen radiotaajuuspulssin taajuutta aletaan nostaa ja amplitudia pienentämään nollaa kohti, tämä tapahtuu ajan Tsw aikana. Näitä toimenpiteitä seuraa kuvausjakso TSC' jolloin kuvataan kohdealuetta esimerkiksi käyttämällä kuvassa 3b kuvattua sekvenssiä, joka vastaa edellä mainitussa viitteessä US 4,707,658 kuvattua sekvenssiä, /alpha/ on virityskulma, Gs on viipalevalinta gra-dientti, Gp on vaihekoodausgradientti ja GR on lukugradientti, S on signaali ja SE on talletettava spinkaiku. Tämän tyyppinen sekvenssi on hyvin vähän herkkä virtauksen pyörteisyydelle toisaalta, koska kuvaustapahtumat ajoittuvat diastolevaiheeseen, on veren virtauksen pyörteisyys mahdollisimman vähäistä.

Kuvassa 4 on esitetty H:sta lähtevän verivirran mukana kulkevan ytimen yli vaikuttavan efektiivisen kentän Beff suunta, kun ydin etenee sydämestä P:n kaulavaltimoon. Koska kaulavaltimon alueella /delta/Bz on hyvin pieni on Beff lähes kohtisuorassa z-suuntaan nähden. Beff synnytetään kohdistamalla P:hen samanaikaisesti värähtelevä magneettikenttä, joka värähtelee Larmor-taajuudella fo, joka vastaa BQ:n voimakkuutta. Havaitaan että ydinjoukon magnetisaatio Mn kokee nk. adiabaattisen puolipyyh-käisyn (Adiabatic Half Passage, ΑΗΡ), mikä kiertää Mn:n suunnan ' 90° z-akselin suuntaan nähden. AHP on yksityiskohtaisesti kuvattu edellä mainitussa viitteessä: Abragam A. Kuvassa W0 on Larmor-taajuutta vastaava kulmataajuus kentän voimakkuudessa Bo· WB on lisäkentän BÄ voimakkuutta vastaava kulmataajuus, joka on paikasta riippuva. Värähtelevän magneettikentän 6 92970 magneettikomponentin suuruus on oltava riittävä, jotta ytimien magneettiset momentit pysyvät lukossa. Sopiva arvo on 0. 1.mT. /delta/Bz:n maksimi arvo voi olla 0.3 mT.

Kuvassa 3a esitetyn jakson TSW aikana ydinjoukon magnetisaatio M„ kiertyy efektiivisen kentän mukana z-akselin suuntaiseksi. Jakson Tahp aikana tutkimusalueella olevan staattisen kudoksen magnetisaatio on täysin hävinnyt joten kuvausjakson TSc aikana signaalia saadaan vain ytimistä jotka ovat edenneet sydämen alueelta kuvausalueelle ja kokeneet adiabaattisen puolipyyhkäisyn. Näin saavutetaan erimomainen kontrasti virtaavan ja staattisen kudoksen välille. Jotta tarvittava signaali/kohina-suhde ja resoluutio saavutetaan toistetaan toimenpiteet sydämen seuraavan toiminta-jakson aikana.

Yhteenvetona keksinnön etuina voidaan todeta: 1. Menetelmä antaa mahdollisimman hyvän kontrastin liikkuvan ja staattisen materiaalin välille: Tutkimusalueella oleva staattinen materiaali ei näy kuvassa.

2. Menetelmä on yksinkertainen toteuttaa ja vaatii vain vähäisiä muutoksia olemassaoleviin magneettikuvauslaitteisiin.

3. Menetelmän antama signaali/kohina-suhde on optimaalinen, koska tutkimusajasta suuri osa pystytään käyttämään kuvaukseen ja liikkuvan materiaalin magnetisaatiota ei saturoida laisinkaan.

4. Kuvauksessa voidaan käyttää menetelmiä, joihin esim. neste-virtauksen pyörteisyys vaikuttaa vain vähän ja kuvaustoiminnot voidaan ajoittaa hetkeen, jolloin virtausnopeus on pienimmillään.

Keksinnön ylläkuvatussa selostuksessa on esitetty vain jokin keksinnön mukainen suoritusmuoto.

• *

Claims

92970 7

1. Menetelmä materiaalin liikkeen tutkimiseen magneettikuvaus-menetelmiä käyttäen, tunnettu siitä, että kohteen (P) ensimmäisen alueen yli synnytetään magneettikenttä, seuraavassa lisäkenttä (BÄ), joka on voimakkaimmillaan ensimmäisen alueen yli ja pienenee siirryttäessä kohteessa toiselle alueelle, seuraavassa tutkimusalueelle ja että osittain samanaikaisesti lisäkentän kanssa kohteeseen suunnataan radiotaajuinen (RF) säteilypulssi, seuraavassa AHP-pulssi tutkimusalueella vallitsevaa magneettikenttää vastaavalla Larmor-taajuudella (fo) ja että AHP-pulssin pituus (Tamp)vastaa aikaa, joka kuluu siihen kun materiaali liikkuu ensimmäiseltä alueelta tutkimusalueelle.

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että AHP-pulssin jälkeen kohteeseen suunnataan toinen radiotaajuinen pulssi, joka kiertää tutkimusalueella olevaa poikittaista ydinmagnetisaatiota pitkittäisen ydinmagnetisaa-tion synnyttämiseksi.

3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että menetelmän vaatimat toiminnot on tahdistettu materiaalin liikenopeuden muutoksiin. « * * 8 92970