DE10119784A1

DE10119784A1 - Stufenlose Überblendung zwischen Darstellungen mehrerer Spinkollektive an der Benutzer-Schnittstelle mit einem Eingabegerät bei der Kernspintomographie

Info

Publication number: DE10119784A1
Application number: DE10119784A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Feiweier; Peter Heubes
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2001-04-23
Filing date: 2001-04-23
Publication date: 2002-10-31
Anticipated expiration: 2021-04-24
Also published as: US7492349B2; JP4237974B2; CN1248647C; JP2002325747A; KR20020082152A; DE10119784B4; US20020183614A1; CN1382418A

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes durch welche nach simultaner Berechnung der Kontrastbilder verschiedener Spinkollektive bzw. verschiedener MR-Bilder eines Spinkollektivs (anatomisch, angiographisch, funktionell) eine stufenlose Überblendung der Kontrastbilder über eine entsprechende Eingabeeinrichtung (23, 24 bzw. Figuren 2a und 2b) vorgenommen werden kann. DOLLAR A Darüber hinaus wäre neben der normalen Graustufendarstellung eine mehrfarbige Darstellung, je nach Spinkollektiv, denkbar.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Kern spintomographie (KST, Synonym: Magnetresonanztomographie) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbe sondere auf eine Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes sowie ein bildgebendes MR-Verfahren.

Die Kernspintomographie ist ein Schnittbildverfahren für die medizinische Diagnostik, das sich in erster Linie durch ein hohes Kontrastauflösungsvermögen auszeichnet. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die Kernspintomographie zu einem der Röntgen-Computertomographie vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die Kernspintomo graphie basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Meßzeiten in der Größen ordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.

Insbesondere die in im biologischen Gewebe in großer Häufig keit auftretenden Wasserstoffatomkerne ermöglichen die Er stellung medizinisch aussagekräftiger Bilder. Aber auch schwerere magnetische Kerne, wie z. B. ¹³C, ¹⁹F, ²³Na, ³¹P, las sen sich trotz ihrer geringen Konzentration im biologischen Gewebe nachweisen und analog zum Wasserstoffkern bildlich darstellen. Die Resonanzfrequenzen der wichtigsten in biolo gischem Gewebe vorkommenden Kerne und ihre relative Nach weisempfindlichkeit bei gleicher Meßfrequenz unter Einrech nung ihres natürlichen Vorkommens zeigt Fig. 3.

In Experimenten, bei denen die untersuchten Atomkerne in un terschiedlichen Molekülen eingebaut sind, beobachtet man je doch bei gleichem Magnetfeld geringfügig verschiedene Reso nanzfrequenzen. Verantwortlich hierfür sind die Elektronen im Molekül, die die sogenannte "chemische Verschiebung" bewirkt. Mit chemischer Verschiebung bezeichnet man also die Eigen schaft, daß sich die Resonanzfrequenz abhängig von der Art der chemischen Bindung, in der sich der Kern befindet, pro portional zur Feldstärke geringfügig verschiebt.

In Fig. 4 ist beispielsweise das Phosphor-Spektrum vom menschlichen Oberschenkelmuskel bei 2 T dargestellt. Auf Grund ihrer unterschiedlichen chemischen Verschiebungen kann man die Metabolite Adenosintriphosphat (ATP), Kreatinphosphat (PCr), anorganisches Phosphat (Pi) und Phosphordiester (PDE) unterscheiden.

Insbesondere bei der Aufnahme der Resonanzfrequenz von Was serstoff treten bei der Darstellung des Gewebes von Patienten an den Grenzschichten zwischen Fett und Wasser Artefakte auf, die von dem Einfluß der chemischen Verschiebung herrühren. Aufgrund ihrer hohen Konzentration im menschlichen Körper tragen hauptsächlich Wasserstoffkerne des freien Wassers und des Fettes zum Bild bei. Deren relative Resonanzfrequenzdif ferenz Δf beträgt etwa 3 ppm (parts per million). Das Δf führt zu einer relativen Verschiebung der Bilder beider Kerne in Richtung des während der Datenaufnahme aktiven Gradienten ("Lesegradient" oder "Frequenz-codiergradient"). Das Maß der Verschiebung hängt von der verwendeten Bandbreite pro Pixel ab, die wiederum u. a. vom Field of View und der Matrixgröße abhängt.

Um dem Benutzer die Orientierung innerhalb der Anatomie zu erleichtern besteht deshalb die Anforderung, das Signal einer Spin-Spezies ganz oder nur bis zu einem gewissen Grad zu un terdrücken.

Im Allgemeinen wird das Fettsignal aus dem Grund unterdrückt, daß wesentliche diagnostische Informationen dem Wassersignal entnommen werden. Das Einblenden (bzw. die unvollständige Un terdrückung) des Fettsignals dient (z. B. in der Orthopädie) der anatomischen Orientierung.

Bei der Aufnahme der Kernresonanz von Wasserstoffkernen ist die Anzeige eines Wasserbildes mit fest eingestelltem Fettunterdrückungsgrad üblich. Dieses Standardverfahren nützt die Frequenzverschiebung zwischen Wasser und Fett aus um ei nen selektiven schmalbandigen HF-Puls einzustrahlen, der nur eine der beiden Spin-Spezies - vorzugsweise Fett - erfaßt und um einen Winkel α ≦ 90° in die transversale Ebene dreht. Durch Einstrahlen eines geeigneten Gradientenpulses (Spoiler-Gra dienten) wird dafür gesorgt, daß die transversale Magnetisie rung komplett dephasiert wird und nur noch der longitudinale Spin-Anteil kohärent ist. Bei α = 90° wird der gesamte Fett- Anteil unterdrückt, da nach der Einstrahlung des HF-Pulses kein longitudinaler Anteil mehr vorhanden ist.

Allerdings kann gemäß obigem Verfahren der in das darge stellte Bild eingehende Unterdrückungsgrad vom Benutzer bis her nur vor der Aufnahme fest eingestellt werden, eine Varia tion ist nach Ende der Messung nicht möglich.

Daher ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine Vorrich tung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomogra phie-Meßbildes bereitzustellen, durch die nach der Messung die Darstellung der Anteile zweier oder mehrere Kontrastbil der in einem Meßbild variierbar ist.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bil den den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vor teilhafter Weise weiter.

Es wird also vorgeschlagen eine Einrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes bereitzu stellen die einen Speicher zur simultanen Aufnahme mindestens zweier Kontrastbilder aufweist. Die Kontrastbilder können dann z. B. aus verschiedenen Spinkollektiven gewonnen sein die jeweils unterschiedliche chemische Verschiebung besitzen. Denkbar ist aber auch, daß die Kontrastbilder aus verschie denartigen MR-Bildern (anatomische, angiographische oder funktionelle MR-Bilder) erhalten werden - das überlagerte Bild also durch Überblendung zweier oder dreier Bilder der selben Anatomie gewonnen wird.

Ferner beinhaltet diese Einrichtung sowohl einen Bildschirm zur Visualisierung der aufgenommenen Kontraste als auch eine auf dem Bildschirm visualisierte Eingabevorrichtung zur Aus wahl der Kontraste.

Erfindungsgemäß wird durch die Eingabevorrichtung eine stu fenlose Überblendung zwischen zwei bzw. drei aufgenommenen Kontrastbildern ermöglicht.

Die Eingabevorrichtung für zwei Kontrastbilder kann in Form eines linearen Schiebers, die für drei Kontrastbilder in Form eines Dreieck-Reglers realisiert sein.

Insbesondere bei Kontrastbildern auf der Basis von Spinkol lektiven kann das erste Spinkollektiv Wasser und das zweite Spinkollektiv Fett sein.

Die simultane Aufnahme der Kontraste erfolgt in der Verarbei tungseinrichtung entweder durch das Dixon-Verfahren oder durch Unterdrückung des Signales des jeweils anderen Spinkol lektivs nach dem Standard-Verfahren.

Eine weitere besonders vorteilhafte Idee der Erfindung ist, daß die Kontrast-Darstellung der jeweiligen Spinkollektive in unterschiedlichen Farben erfolgt.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezug nehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,

Fig. 2a zeigt eine Eingabevorrichtung für eine 2-Kon trast-Überblendung in Form eines eindimensionalen Schie bers,

Fig. 2b zeigt eine Eingabevorrichtung für eine 3-Kon trast-Überblendung in Form eines Dreieck-Reglers,

Fig. 2c zeigt mögliche Einstellungen des Dreieck-Reg lers,

Fig. 3 zeigt die Resonanzfrequenzen der wichtigsten in biologischem Gewebe vorkommenden Kerne und ihre relative Nachweisempfindlichkeit, und

Fig. 4 zeigt das Phosphor-Spektrum vom menschlichen Oberschenkelmuskel bei 2 T.

Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspin tomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 er zeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polari sation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung er forderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in ei nem kugelförmigen Meßvolumen M definiert, in das die zu un tersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und ins besondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferro magnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim- Stromversorgung 15 angesteuert werden.

In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradien tenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen be steht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems ver sorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 er zeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Ver stärker 14 umfaßt einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradien tenpulsen angesteuert wird.

Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzlei stungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein ma gnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu un tersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfre quenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Puls sequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinecho signale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstär ker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenz systems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt wer den. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen darge stellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäran teil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wand ler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.

Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meß daten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anla genrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der je weils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abta sten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aus senden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Ampli tude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspin bildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.

Der Grundgedanke der vorliegenden Erfindung ist es nun die Kernspintomographie-Bilder zweier bzw. dreier Kontrastbildern getrennt zu generieren. Dies erfolgt durch separate Aufnahmen nach obigem Verfahren oder durch die 2-Punkt- bzw. Mehr- Punkt-Methode nach Dixon.

Wenn die Bildinformationen, d. h. die Kontrastbilder der Spinspezies bzw. -kollektive, beispielsweise bei zwei Spezies wie Fett und Wasser, in einem Speicher 25 des Bildrechners 17 separat vorliegen, ist es seitens der Software des Anlagen rechners 20 möglich, eine stufenlose Überblendung von einem reinen Wasser- zu einem reinen Fettbild innerhalb eines Dar stellungsbereiches pixelweise linear zu generieren:

Summe(x) = Fett.(1 - x) + Wasser.x

Ein reines Fettbild erhält man für x = 0, ein reines Wasserbild für x = 1, eine gleiche Gewichtung für x = 0,5. (Fett und Wasser ist hier nur als Beispiel zu verstehen). Eine Steuerung des Parameters x erfolgt über eine Eingabeschnittstelle auf dem Terminal 21, wie sie beispielsweise in Fig. 2a dargestellt ist. Für die 2-Kontrast-Überblendung genügt ein eindimensio naler Schieber 23 (Fig. 2a). Dieser Schieber weist 100% Kon trast 1 am linken Ende und 100% Kontrast 2 am rechten Ende sowie 50-50-Kontrast in der Mittelstellung und entsprechend kontinuierliche Übergänge auf.

Falls die simultane Aufnahme dreier Spin-Spezies im Speicher 25 vorliegt läßt sich zur 3-Kontrast-Überblendung ein Drei eck-Regler 24 (Fig. 2b) verwenden. Die Stellung in einer der drei Ecken wird interpretiert als 100% des zugehörigen Kon trastes, die Mittelstellung als 1/3-1/3-1/3 der drei Kontra ste; Stellungen auf einer Dreiecksbegrenzung zwischen zwei Kontrasten blenden zwischen zwei der drei Kontraste über.

In Fig. 2c ist dargestellt, wie die 3-Kontrast-Regelung rechnerisch umgesetzt wird: Die Länge des Lotes auf die ge genüberliegende Dreieckseite stellt das Maß des jeweiligen Kontrastanteils dar.

Dabei ist die Gesamtlänge der Anteile normiert:

x1 + x2 + x3 = 1

Das 3-Kontrast-Bild ergibt sich aus der Gewichtung der Lote mit den entsprechenden Kontrast-Anteilen:

x₁.Kontrast 1 + x₂.Kontrast 2 + x₃.Kontrast 3

Zur Aktivierung der Kontrastregelung genügt ein Kommando (z. B. eine der Maustasten oder die Tastatur) und danach die Bewegung des Eingabegerätes in eine Dimension (für die 2-Kon trast-Regelung) oder in zwei Dimensionen (für die 3-Kontrast- Regelung). Dieses Eingabegerät kann, muß aber nicht die Maus sein. Die Bewegung wird mit einer beliebig gearteten "Über setzung" auf die Position des Stellungs-/Kontrastindikators umgesetzt.

Idealerweise kann so dynamisch von einer beispielsweise rei nen Wasserdarstellung auf eine reine Fettdarstellung bzw. auf die Darstellung einer dritten Spezies übergeblendet werden. Neben der normalen Graustufendarstellung wäre eine mehrfar bige Darstellung (z. B. Blaustufen für Wasser, Rotstufen für Fett usw.) denkbar.

Es ist anzumerken, dass die obigen Erläuterungen identisch gelten, wenn die Kontrastbilder aus verschiedenartigen MR- Bildern bestehen, wie z. B. anatomischen, angiographischen oder funktionellen MR-Bildern.

Claims

1. Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kern spintomographie-Meßbildes, aufweisend:
einen Speicher (25) zur Speicherung mindestens zweier Kon trastbilder,
einen Bildschirm (21) zur Visualisierung eines Kernspinto mographie-Meßbildes,
eine auf dem Bildschirm (21) visualisierte Eingabeeinrich tung (23, 24 bzw. Fig. 2a und 2b) zur Auswahl des Kontra stes eines darzustellenden Kernspintomographie-Meßbildes, und
eine Verarbeitungseinrichtung zur Berechnung eines auf dem Bildschirm (21) darzustellenden Kernspintomographie-Meßbil des aus den in dem Speicher (25) gespeicherten Kontrastbil dern auf der Basis eines mittels der Eingabeeinrichtung (23, 24 bzw. Fig. 2a und 2b) ausgewählten Kontrastes.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingabevorrichtung eine stufenlose Auswahl eines Kontrastes zwischen zwei bzw. drei Kontrastbildern ermöglicht wird.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingabevorrichtung für zwei Kontrastbilder in Form eines linearen Schiebers (23 bzw. Fig. 2a) realisiert ist, wobei ein Endpunkt jeweils einem reinen Kontrastbild ent spricht.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingabevorrichtung für drei Kontrastbilder in Form eines Dreieck-Reglers (24 bzw. Fig. 2b) realisiert ist, wobei ein Endpunkt jeweils einem reinen Kontrastbild ent spricht.

5. Vorrichtung nach obigen Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, daß die Kontrastbilder jeweils auf verschiedenen Spinkollek tiven unterschiedlicher chemischer Verschiebung basieren.

6. Vorrichtung nach obigen Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, daß die Kontrastbilder auf verschiedenartigen MR-Bildern ba sieren.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß ein erstes Spinkollektiv Wasser und ein zweites Spinkol lektiv Fett darstellt.

6. Vorrichtung nach obigen Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, daß in der Verarbeitungsvorrichtung die simultane Berechnung der Kontrastbilder entweder durch das Dixon-Verfahren oder durch Unterdrückung des Signales des jeweils anderen Spinkol lektivs nach dem Standard-Verfahren erfolgt.

9. Vorrichtung nach obigen Ansprüchen, dadurch gekennzeichnet, daß die Kontrast-Darstellung der jeweiligen Spinkollektive in unterschiedlichen Farben erfolgt.