FI92971C - Menetelmä materiaalin kuvaamiseen - Google Patents

Description

92971

Menetelmä materiaalin kuvaamiseen. - Metod för material avbildning.

Keksinnön kohteena on ydinmagneettiseen resonanssiin perustuva kuvausmenetelmä esim. ihmiskehon, eläimen, puun tai teollisuusprosessissa olevan materiaalin koostumuksen tutkimiseen.

Magneettikuvaus (MRI) on menetelmä, joka käyttää hyväksi ydin-magneettista resonanssi-ilmiötä (NMR) kohteen ydintiheys ja ytimeen liittyvien NMR ominaisuuksien tai niihin vaikuttavien fysikaalisten ja kemiallisten ominaisuuksien paikallisten jakautumien selvittämiseen. Mainittuja NMR ominaisuuksia ovat mm.: pitkittäinen relaksaatio (karakterisoi pitkittäinen relak-saatioaika T1), poikittainen relaksaatio (karakterisoi poikittainen relaksaatioaika T2), relaksaatio pyörivässä koordinaatistossa (karakterisoi relaksaatioaika T1rho), kemiallinen siirtymä, kytkentäkertoimet ytimien välillä. NMR ominaisuuksiin vaikuttavat fysikaaliset ilmiöt mm.: virtaus, diffuusio, para-magneettiset ainekset, ferromagneettiset ainekset, viskositeetti ja lämpötila.

Biologisten kudosten pitkittäinen relaksaatioaika T1 on riippuvainen magneettikentän voimakkuudesta. Tämä johtuu kudoksissa olevien relaksaatioprosessien tehokkuuden kenttävoimakkuusriip-puvuudesta. Tämän hetkisen käsitystä relaksaation kenttäriippu-vuudesta, on käsitelty mm. viitteissä: Zhong J., Gore JC, Armitage IM: Relative Contributions of Chemical Exchange and Other Relaxation Mechanisms in Protein Solutions and Tissues, Magn. Res. Med., vol. 11, pp. 295 - 308, 1989. sekä Bryant RG, Mendelson DA, Lester CC: The Magnetic Field Dependence of Proton Spin Relaxation in Tissues, Magn. Res. Med., vol. 21, pp. 117 - 126, 1991.

Kun magneettikenttää alennetaan kudosten T1 lyhenee, esimerkiksi aivokudoksen T1 on n. 300 - 400 ms 0.1 T:n kentässä, 2 92971 mutta n. 50 ms kun kenttä on alle 1 mT. Vastaavat arvot maksa-kudokselle ovat 150 ms ja 20 ms (Lähde: Bryant RG, Mendel son DA, Lester CC: The Magnetic Field Dependence of Proton Spin Relaxation in Tissues, Magn. Res. Med. , voi. 21, pp. 117 - 126, 1991, Fig. 3, p. 121.). Merkittävä osa lyhenemisestä johtuu kudosten proteiinien ja muiden makromolekyylien protonien Tl arvon voimakkaasta lyhentymisestä ja vapaiden molekyylien protonien magnetisaation "vuotamisesta" sidotuille protoneille magnetisaation siirron kautta. Sellaiset materiaalit kuin vesi joka vastaa aivo-selkäydinnestettä ja veri, jossa on suhteellisen heikko vuorovaikutus sidottujen protonien ja vapaiden protonien välillä omaavat lähes vakio Tl relaksaatioajan, vaikka kenttävoimakkuutta alennettaisiin lähes nollaan.

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.

Tavallisimpia tunnettuja menetelmiä, joilla neste/muu kudos kontrastia on yritetty aikaansaada ovat nk. Spin kaiku ja IR !. menetelmät. Näistä ehkä parhaan tuloksen antaa nk. STIR

sekvenssi. Näitä menetelmiä on selostettu edellä mainituissa viitteissä: Wehrli FW, Shaw D, Kneeland BJ: Biomedical Magnetic Resonance Imaging, VCH Publishers, Inc. , New York 1988 ja Stark DD and Bradley WG: Magnetic resonance imaging, C. V.

Mosby Comp., St. Louis 1991. Kaikille näille sekvensseille on 3 92971 yhteistä, että ne heikentävät myös nesteistä saatavaa signaalia merkittävästi.

Pienellä virityskulmal1 a voidaan nesteiden ja muiden kudosten välille saada suhteellisen hyvä kontrasti. Tässäkin tapauksessa muiden kudosten lähettämä signaali on voimakas ja etenkin angiosovelluksissa menetelmillä on tästä syystä vain rajoitettua käyttöä. 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. veren ja veden sekä proteiinipitoisten kudosten keskinäisen kontrastin aikaansaamisen hankaluus. Veren virtauksen kuvantamisen yhteydessä on staattisten kudosten ja veren välistä kontrastia maksimoitu esim. saturoimalla staattisen kudoksen ydinmagnetisaatio, tai käyttämällä inversiopulsseja ja magnetisaation siirtoa. Rasvakudoksen signaalin vaimennetamiseen on käytetty rasvan selek- 4 92971 tiivistä 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 static tissue signal in angiograms, Magn. Res. Med., vol. 18, pp. 257 - 268, 1991. Staattisen kudoksen signaalin vaimentamista saturaatiopulsseilla on käsitelty 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 saturaatiota tai näiden yhdistelmää. Näiden menetelmien haittana on niiden herkkyys virtauksen pyörteisyydelle, verisuoniston mutkien aiheuttamat artefaktat ja riippuvaisuus virtausnopeudesta. Saturaatioon perustuvissa menetelmissä heikennetään myös enemmän tai vähemmän tutkittavan, materiaalin magnetisaatiota.

Heikko signaali/kohinasuhde hidastaa kuvaustapahtumaa ja rajoittaa saavutettavaa resoluutiota.

Kontrastiaineina magneettikuvauksessa käytetään aineita, jotka vaikuttavat relaksaatioaikoihin. Nykyisin on kliinisessä käytössä Gd-DTPA yhdiste, MagnevistR valmistaja Schering AG,

Saksa. Tämä aine lyhentää relaksaatioaikoja ja sen yhteydessä käytetään yleisesti nk. T1 painotteisia kuvaussekvenssejä. Kudoksen, johon mainittu kontrastiaine kertyy, T1 lyhenee 5 92971 huomattavasti. Tällainen kudos näkyy kirkkaana Tl painottei-sessa kudoksessa. Käytännössä on kuitenkin tilanteita, joissa leesion pieni koko tai vähäinen kontrastiaineen kertyminen leesioon johtaa heikkoon kontrastiin. Tällöin voidaan käyttää mm. magnetisaation siirto-ilmiötä kontrastin parantamiseen. Tällainen menetelmä on kuvattu mm. viitteessä: Tanttu JI, Sepponen RE, Lipton MJ, Kuusela T: Synergistic enhancement of MRI with Gd-DTPA and magnetization transfer, J Comput Assist Tomogr, vol. 16, pp. 19-24, 1992. Kaikissa tunnetuissa menetelmissä tapahtuu leesion lähettämän signaalin heikkenemistä ja siten leesion ja ympäröivän kudoksen kontrasti/kohina-suhteen heikkenemistä.

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

Keksinnön mukaista menetelmää on selvennetty seuraavissa kuvissa, joista kuva 1 esittää keksinnön mukaisen menetelmän toteuttamiseksi tarvittavaa laitteistoa, kuva 2 esittää koejärjestelyä kun esimerkkinä on valtimoiden kuvaus, kuva 3 esittää keksinnön mukaisen menetelmän toimenpidesek-venssiä ja kuva 4 esittää kohteen eri materiaalien magnetisaation käyttäytymistä toimenpidesekvenssin aikana.

Keksinnön mukaisen menetelmän toiminta on seuraava: 6 92971

Kuviossa 1 on kuvattu osa magneettikuvauslaitteen komponenteista, jotka tarvitaan keksinnön mukaisen menetelmän toteuttamiseksi: M on magneetti paikallisesti homogeenisen magneettikentän Bq/ peruskentän synnyttämiseksi, EC on NMR-signaalin synnyttämiseen tarvittavan virityspulssin lähetyskela, joka on kytketty kuvauslaitteen lähettimeen TM, jossa radiotaajuuspuls-sit RF synnytetään. Tutkimusalustalla PC olevan kohteen P tutkittavan alueen, tutkimusalueen lähelle on sijoitettu signaali-kela SC, johon indusoituu NMR signaali S, joka johdetaan vastaanottimeen R. Lisäksi laitteessa on lisämagneettikela BC, lisäkentän 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. Vastaava laitteisto on kuvattu viitteessä Sepponen RE: US 4,906,931. Menetelmä ei edellytä BC:n olemassaoloa vaan voidaan ajatella, että M:n kenttää muutetaan.

Kuvassa 2 on esitetty resultoivan kentän BR, joka on BQ ja BA:n vektorisumma ajallinen riippuvuus sekä kohteen kahden materian A ja B ydinmagnetisaation ajallinen riippuvuus. Piirroksissa t on aika ja M on ydinmagnetisaation voimakkuus. R1 on ajanjakso jolloin BA on nolla ja ajanjaksona BA on asetettu siten että BR on pienempi kuin BQ. Ajanjakson R1 aikana materiaalien A ja B magnetisaatio on asettunut BQ:aa vastaavaan tasapainoarvoonsa. Hetkellä tl kytketään BA päälle ja A:N ja B:n magnetisaatiot relaksoituvat kohti uutta tasapainoarvoa, joka esimerkkitapauksessa on lähes nolla. Materia A on esimerkiksi aivokudosta jonka T1 on hyvin lyhyt (kymmeniä millisekunteja) jos BR on alle 5 mT ja materia B on esimerkiksi verta, jonka T1 on satoja millisekunteja myös matalassa kentässä. Näin ollen A:n magnetisaatio putoaa lähes nollaan alle sadassa millisekunnissa, mutta B:n magnetisaatio ei juuri paljon muutu. Hetkellä t2 BA

7 92971 kytketään pois ja signaalinkeruu ST alkaa. ST:n aikana B lähettää voimakkaan signaalin, mutta A: lähettämä signaali on kovin heikko. Lopputuloksena on kuva, jonka B/A kontrasti, esimerkkitapauksessa veri/aivokudos kontrasti on hyvä. On huomattava, että t2 jälkeen A:n magnetisaatio lähestyy uutta tasapainoarvoa hitaasti (Tl satoja millisekunteja), mikä on A:n relaksaa-tionopeus B0 kentässä.

Kuvassa 3 on kuvattu keksinnön mukaisen menetelmän toimenpide-sekvenssi, jossa materiaalien A ja B magnetisaatiot ovat BQ:aa vastaavassa tasapainoarvossaan ajanjakson R1 lopussa. Hetkellä t1 kytketään BA päälle siten, että summakenttä BR on pienempi kuin Bq, esimerkiksi alle 5 mT. Materiaalit A ja B voivat olla nyt normaalia aivokudosta, A ja kasvain kudosta, jossa on paramagneettista kontrastiainetta, B. Molempien magnetisaatio pienenee ajanjakson P1 aikana nopeasti BR:ää vastaavaan tasa-painoarvoon. Hetkellä t2 BA kytketään uuteen arvoon siten, että BR on suurempi kuin B0. Jos B0 on 0.1T niin BR voi olla esimerkiksi 0.2 T. Ajanjakson P2 aikana B:n magnetisaatio lähestyy hyvin nopeasti BR:n edellyttämää tasapainoarvoa, koska para-magneettisen aineen aiheuttama relaksaatio ei juurikaan ole kenttäriippuvainen. Sensijaan A:n relaksaationopeus on pieni, koska normaalin aivokudoksen T1 on voimakkaasti kenttäriippuvainen. Signaalikeruun ST aikana kerätään kuva tunnettuja magneettikuvausmenetelmiä käyttäen. Saadun kuvan kontrasti A:n ja B:n välillä, esimerkkitapauksessa aivokudoksen, A ja paramagneettista ainesta sisältävän kasvaimen, B välillä on suuri.

Ajanjakson ST aikana voidaan käyttää sovellukseen mahdolli-simman sopivaa kuvausmenetelmää. Esimerkiksi angiorafisessa kuvauksessa on syytä käyttää nk. FLASH sekvenssiä, pientä virityskulmaa ja mahdollisimman lyhyttä kaikuviivettä (TE, Time to Echo), tällöin minimoidaan virtauksen pyörteisyyden vaikutusta. Lisäksi toimenpiteet voidaan synkronoida esim. potilaan sydämen toimintaan.

δ 92971

Yhteenvetona keksinnön etuina voidaan todeta: 1. Menetelmä antaa mahdollisimman hyvän kontrastin kohteen eri materiaalisten komponenttien välille, etenkin jos relaksaatio-prosessien ominaisuudet poikkeavat toisistaan.

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

3. Menetelmän antama signaali/kohina-suhde on optimaalinen 4. Menetelmä sopii erinomaisesti angiografisiin, urografisiin ja kontrastiaine (mm. Gd-DTPA) kuvauksiin.

5. Kuvauksessa voidaan käyttää menetelmiä, joihin esim. neste-virtauksen pyörteisyys vaikuttaa vain vähän ja kuvaustoiminnot voidaan ajoittaa hetkeen, jolloin virtausnopeus on pienimmil- 1 ään.

Keksinnön ylläkuvatussa selostuksessa on esitetty vain jokin keksinnön mukainen suoritusmuoto.

Claims (8)

92971

1. Menetelmä materiaalin liikkeen tutkimiseen magneettikuvaus-menetelmiä käyttäen asettamalla kohde (P) ulkoiseen magneettikenttään, peruskenttään (Bo), tunnettu siitä, että kohteen yli olevaa magneettikenttää muutetaan ennen kuvausmenetelmään liittyviä toimenpiteitä siten, että kohteen materiaalisten komponenttien pitkittäisen relaksaation synnyttävien prosessien tehokkuudet muuttuvat.

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä materiaalin tutkimiseen magneettikuvausmenetelmiä käyttäen asettamalla kohde (P) ulkoiseen magneettikenttään, peruskenttään (Bo), tunnettu siitä, että kohteen yli synnytetään toinen magneettikenttä, seuraavassa lisäkenttä (BA), joka kytketään kohteen yli magneettikuvaukseen liittyvien kuvaustoimenpiteiden välillä siten, että syntyy peruskentän ja lisäkentän resultanttina sum-makenttä (BR), jossa tapahtuu kohteen ytimien magnetisäätiön relaksoitumista.

3. Patenttivaatimuksen 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainitun lisäkentän (BA) ollessa kytkettynä kohteen yli olevan summakentän voimakkuus on pienempi kuin kuvaustoi-menpiteiden aikana kohteen yli oleva magneettikenttä.

4. Patenttivaatimuksen 1 tai 3 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että kohteen yli olevan magneettikentän voimakkuus on tietyn ajanjakson aikana ennen kuvausmenetelmään liittyviä toimenpiteitä alle 5 mT.

5. Jonkin edellä olevan patenttivaatimuksen mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että ajanjakso (R2), jona magneettikentän voimakkuus poikkeaa siitä magneettikentän voimakkuudesta, joka vallitsee kuvaustapahtumaan liittyvien toimenpiteiden aikana on pitempi kuin kohteen jonkin materiaalin pitkittäinen 92971 relaksaatioaika mainitun ajanjakson (R2) aikana vallitsevassa magneettikentän voimakkuudessa.

6. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainittu ajanjakso (R2), jona kohteen yli olevan magneettikentän voimakkuus poikkeaa siitä magneettikentän voimakkuudesta, joka vallitsee kuvaustapahtumaan liittyvien toimenpiteiden aikana sisältää ensimmäisen jakson (P1) ja toisen jakson (P2), siten, että magneettikentän voimakkuus on ensimmäisen jakson (P1) aikana pienempi kuin magneettikentän voimakkuus, joka vallitsee kuvaustapahtumaan liittyvien toimenpiteiden aikana ja toisen jakson (P2) aikana suurempi kuin magneettikentän voimakkuus, joka vallitsee kuvaustapahtumaan liittyvien toimenpiteiden aikana.

7. Patenttivaatimuksen 6 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainitun ensimmäisen jakson (P1) aikana magneettikentän voimakkuus on alle 5 mT.

8. Patenttivaatimuksen 6 tai 7 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että mainitun ensimmäisen (P1) ja toisen jakson (P2) pituus on suurempi kuin kohteen jonkin materiaalin pitkittäinen relaksaatioaika kulloinkin vallitsevassa magneet- ·; tikentän voimakkuudessa. 92971