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Die vorliegende Erfindung bezieht
sich allgemein auf Kernspintomographie (KST, Synonym: Magnetresonanztomographie)
wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung
findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere
auf eine Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes
sowie ein bildgebendes MR-Verfahren.
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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 Kernspintomographie basiert heute auf
der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei
Meßzeiten
in der Größenordnung von
Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
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Insbesondere die in im biologischen
Gewebe in großer
Häufigkeit
auftretenden Wasserstoffatomkerne ermöglichen die Erstellung medizinisch
aussagekräftiger
Bilder. Aber auch schwerere magnetische Kerne, wie z . B. 13C, 19F, 23Na, 31P, lassen
sich trotz ihrer geringen Konzentration im biologischen Gewebe nachweisen
und analog zum Wasserstoffkern bildlich darstellen. Die Resonanzfrequenzen
der wichtigsten in biologischem Gewebe vorkommenden Kerne und ihre
relative Nachweisempfindlichkeit bei gleicher Meßfrequenz unter Einrechnung
ihres natürlichen
Vorkommens zeigt 3.
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In Experimenten, bei denen die untersuchten Atomkerne
in unterschiedlichen Molekülen
eingebaut sind, beobachtet man jedoch bei gleichem Magnetfeld geringfügig verschiedene
Resonanzfrequenzen. Verantwortlich hierfür sind die Elektronen im Molekül, die die
sogenannte „chemische
Verschiebung" bewirkt.
Mit chemischer Verschiebung bezeichnet man also die Eigenschaft,
daß sich
die Resonanzfrequenz abhängig
von der Art der chemischen Bindung, in der sich der Kern befindet,
proportional zur Feldstärke geringfügig verschiebt.
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In 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.
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Insbesondere bei der Aufnahme der
Resonanzfrequenz von Wasserstoff 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 Resonanzfrequenzdifferenz 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.
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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 unterdrücken.
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Im Allgemeinen wird das Fettsignal
aus dem Grund unterdrückt,
dass wesentliche diagnostische Informationen dem Wassersignal entnommen
werden. Das Einblenden (bzw. die unvollständige Unterdrückung) des
Fettsignals dient (z.B. in der Orthopädie) der anatomischen Orientierung.
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Ein Einblenden eines medizinischen
Bilddatensatzes in einen bereits bestehenden medizinischen Bilddatensatz
auf einem einzigen Bildschirm ist in der Patentschrift
DE 42 18 563 C2 offenbart. Prinzipielle
werden bei diesem Verfahren bzw. mit Hilfe eines entsprechenden
Bildgebungssystems zwei Bilddatentypen mit einander überlagert
und eine kombinierte Anzeige erzeugt. Dabei ist insbesondere gemäß der
15 und
16 der
erste Bilddatentype ein Kernspintomogramm (MRT Bild) dem ein sogenanntes
MSI Bild (magnetic source imaging) überlagert wird. Das MSI Bild
stellte eine Magnetfeldverteilung dar, welche nicht mit einem MRT
Bild verwechselt werden darf sondern durch elektrisch aktive Gebiete innerhalb
eines lebenden Körpers
(Gehirn, Herz) erzeugt wird und Rückschlüsse für die Diagnose einer kranken
Region dieses Körpers
ermöglicht.
Das zugrunde liegende MRT Bild erleichtert dem Anwender die anatomische
Orientierung.
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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 einen 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-Gradienten)
wird dafür
gesorgt, dass die transversale Magnetisierung 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.
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Allerdings kann gemäß obigem
Verfahren der in das dargestellte Bild eingehende Unterdrückungsgrad
vom Benutzer bisher nur vor der Aufnahme fest eingestellt werden,
eine Variation ist nach Ende der Messung nicht möglich.
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Daher ist es Aufgabe der vorliegenden
Erfindung eine Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines
Kernspintomographie-Messbildes bereitzustellen, durch die nach der
Messung die Darstellung der Anteile zweier oder mehrere Kontrastbilder in
einem Messbild variierbar ist.
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Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale der unabhängigen
Ansprüche gelöst. Die
abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Es wird also vorgeschlagen eine Einrichtung zur
Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes
bereitzustellen 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 verschiedenartigen MR-Bildern (anatomische, angiographische
oder funktionelle MR-Bilder) erhalten werden – das überlagerte Bild also durch Überblendung
zweier oder dreier Bilder derselben Anatomie gewonnen wird.
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Ferner beinhaltet diese Einrichtung
sowohl einen Bildschirm zur Visualisierung der aufgenommenen Kontraste
als auch eine auf dem Bildschirm visualisierte Eingabevorrichtung
zur Auswahl der Kontraste.
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Erfindungsgemäß wird durch die Eingabevorrichtung
eine stufenlose Überblendung
zwischen zwei bzw. drei aufgenommenen Kontrastbildern ermöglicht.
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Die Eingabevorrichtung für zwei Kontrastbilder
kann in Form eines linearen Schiebers, die für drei Kontrastbilder in Form
eines Dreieck-Reglers realisiert sein.
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Insbesondere bei Kontrastbildern
auf der Basis von Spinkollektiven kann das erste Spinkollektiv Wasser
und das zweite Spinkollektiv Fett sein.
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Die simultane Aufnahme der Kontraste
erfolgt in der Verarbeitungseinrichtung entweder durch das Dixon-Verfahren
oder durch Unterdrückung
des Signales des jeweils anderen Spinkollektivs nach dem Standard-Verfahren.
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Eine weitere besonders vorteilhafte
Idee der Erfindung ist, daß die
Kontrast-Darstellung der jeweiligen Spinkollektive in unterschiedlichen
Farben erfolgt.
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Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften
der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt
schematisch ein Kernspintomographiegerät,
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2a zeigt
eine Eingabevorrichtung für eine
2-Kontrast-Überblendung
in Form eines eindimensionalen Schiebers,
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2b zeigt
eine Eingabevorrichtung für eine
3-Kontrast-Überblendung
in Form eines Dreieck-Reglers,
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2c zeigt
mögliche
Einstellungen des Dreieck-Reglers,
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3 zeigt
die Resonanzfrequenzen der wichtigsten in biologischem Gewebe vorkommenden Kerne
und ihre relative Nachweisempfindlichkeit, und
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4 zeigt
das Phosphor-Spektrum vom menschlichen Oberschenkelmuskel bei 2T.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur
Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden
Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau
eines herkömmlichen
Tomographiegerätes.
Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes
Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich
eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen
Körpers.
Die für
die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes
ist in einem kugelförmigen
Meßvolumen
M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen
Körpers
eingebracht wer den. Zur Unterstützung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem
Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,
die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert
werden.
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In den Grundfeldmagneten 1 ist
ein zylinderförmiges
Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen
besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom
zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung
des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung
des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten
Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung
einen Gradienten Gy in y-Richtung und die
dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen
Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet
sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen
Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der
Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw.
des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird
auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem
oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,
in eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines
Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin
einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung
der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen
Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils
einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler 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.
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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
Meßdaten
ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert
die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten
Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere
steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige
Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit
definierter Phase und Amplitude 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 Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfaßt.
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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.
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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 Anlagenrechners 20 möglich, eine stufenlose Überblendung
von einem reinen Wasser- zu einem reinen Fettbild innerhalb eines
Darstellungsbereiches pixelweise linear zu generieren: Summe(x)= Fett·(1 – x) + Wasser·x
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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 2a dargestellt ist. Für die 2-Kontrast-Überblendung
genügt
ein eindimensionaler Schieber 23 (2a). Dieser Schieber weist 100% Kontrast 1 am
linken Ende und 100% Kontrast 2 am rechten Ende sowie 50-50-Kontrast
in der Mittelstellung und entsprechend kontinuierliche Übergänge auf.
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Falls die simultane Aufnahme dreier Spin-Spezies
im Speicher 25 vorliegt läßt sich zur 3-Kontrast-Überblendung
ein Dreieck-Regler 24 (2b)
verwenden. Die Stellung in einer der drei Ecken wird interpretiert
als 100% des zugehörigen Kontrastes,
die Mittelstellung als 1/3-1/3-1/3 der drei Kontraste; Stellungen
auf einer Dreiecksbegrenzung zwischen zwei Kontrasten blenden zwischen
zwei der drei Kontraste über.
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In 2c ist
dargestellt, wie die 3-Kontrast-Regelung rechnerisch umgesetzt wird:
Die Länge
des Lotes auf die gegenüberliegende
Dreieckseite stellt das Maß des
jeweiigen Kontrastanteils dar.
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Dabei ist die Gesamtlänge der
Anteile normiert: x1 +
x2 + x3 = 1
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Das 3-Kontrast-Bild ergibt sich aus
der Gewichtung der Lote mit den entsprechenden Kontrast-Anteilen: x1·Kontrast1 + x2·Kontrast2
+ x3·Kontrast3
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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-Kontrast-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 „Übersetzung" auf die Position des
Stellungs-/Kontrastindikators umgesetzt.
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Idealerweise kann so dynamisch von
einer beispielsweise reinen Wasserdarstellung auf eine reine Fettdarstellung
bzw. auf die Darstellung einer dritten Spezies übergeblendet werden. Neben
der normalen Graustufendarstellung wäre eine mehrfarbige Darstellung
(z.B. Blaustufen für
Wasser, Rotstufen für
Fett usw.) denkbar.
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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.