DE102006062763B4

DE102006062763B4 - Verfahren für die Magnetresonanzelastographie (MRE)

Info

Publication number: DE102006062763B4
Application number: DE102006062763A
Authority: DE
Inventors: Ingolf Dr. Sack; Jürgen Dr. Braun; Jens Dipl.-Phys. Rump; Jens Dipl.-Ing. Modrow
Original assignee: Charite Universitaetsmedizin Berlin
Current assignee: Charite Universitaetsmedizin Berlin
Priority date: 2006-04-13
Filing date: 2006-08-01
Publication date: 2009-10-22
Anticipated expiration: 2026-08-02
Also published as: DE102006062763A1

Abstract

Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe, mit den Schritten:
a) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz f_v in dem zu untersuchenden Gewebe;
b) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR < 1/f_v auf das Gewebe angewandt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe gemäß Anspruch 1.
Mit Hilfe der Magnetresonanzelastographie (MRE) ist es möglich, biomechanische Eigenschaften von biologischen Geweben zu erfassen. Die Methode ist mit einem „apparativen Tastbefund” zu vergleichen, mit dem jedoch nicht nur oberflächennahe sondern auch tiefliegende Gewebe oder Organe mit guter Durchleuchtung und Ortsauflösung hinsichtlich biomechanischer Eigenschaften quantifiziert werden können. Vergleichbar zur klassischen Palpation, allerdings ohne Einschränkung auf oberflächennahe Gewebe und objektiv messbar, sind so Informationen über pathologische Veränderungen von Geweben und Organen zugänglich. Die MRE beruht auf den Prinzipien der Magnetresonanz-Tomographie (MRT). In der MRE müssen jedoch zusätzlich periodische Teilchenauslenkungen im zu untersuchenden Gewebe mittels mechanischer Anregung erzeugt werden. Der Nachweis der Teilchenbewegung erfolgt durch magnetische Präparation der Kernseins und bewegungsempfindlicher Phasenkontrasttechniken.
Die resultierenden Grauwertbilder besitzen einen typischen Wellencharakter, der die durch die mechanische Anregung hervorgerufenen periodischen Gewebeverzerrungen (Scherwellen) wiedergibt. Aus den detektierten Verzerrungen können elastische Kenngrößen des Gewebes wie der Schermodul, der Young-Modul, der Kompressionsmodul oder das Poisson-Verhältnis berechnet werden. Die Messung der Verzerrung in alle Raumrichtungen erlaubt die vollständige Quantifizierung der elastischen Kenngrößen unter Berücksichtigung ihrer Richtungsabhängigkeit.
Untersuchungen der Frequenz- und Amplitudenabhängigkeit der periodischen Gewebeverzerrungen liefern somit Informationen über viskoelastische Eigenschaften von Geweben. Nichtlineare Spannungs-Verzerrungsbeziehungen, die ebenfalls ein hohes Potential zur Charakterisierung von Gewebeeigenschaften besitzen, sind durch die Messung von gleichzeitig zur Anregungsfrequenz vorhandenen Oberschwingungen der Gewebeverzerrung zugänglich.
Die Anzahl beobachtbarer Scherwellen im zu untersuchenden Gewebe hängt von dessen Elastizitätseigenschaften und der Frequenz der mechanischen Anregung ab. Bislang werden in der MRE drei unterschiedliche Typen von mechanischen Anregungseinheiten eingesetzt, um Auslenkungen in Geweben zu erzeugen. Dies sind:

1) Anregungseinheiten, die auf der Längenausdehnung piezoelektrischer Kristalle beruhen,
2) Anregungseinheiten, die auf einer Bewegungsumlenkung von sich im Magnetfeld des Tomographen bewegenden stromdurchflossenen Spulen beruhen (elektromechanische Anregung),
3) Passive, druckaktivierte Anregungseinheiten die über Pneumatikleitungen angetrieben werden.

Die bekannten Vorrichtungen weisen eine Reihe von Einschränkungen und Nachteilen die mit den bisher verfügbaren Anregungsmethoden verbunden sind. Zum Beispiel:

1) Piezoelektrische Verfahren: – Hochspannung: Piezoelektrische Kristalle werden mit Hochspannungsverstärkern mit bis zu 1 kV Spannung betrieben. Dies ist für die Anwendung von Patientenuntersuchungen problematisch und mit einem enormen Sicherheitsaufwand verbunden. – Komplexe Mechanik: da die Auslenkungsamplituden auch von Piezostacks mit einer Länge von 200 mm im Bereich von 200 μm liegen, müssen Umlenkungen mit Hebeln realisiert werden, um Auslenkungen in der Größenordnung von 1 mm zu ermöglichen. – Bildstörungen: durch die Hebelumlenkung, Federn, und eine ca. 250 mm lange Aluminiumhülse, in der die Piezokristalle vorgespannt sind, ergeben sich Probleme mit Bildstörungen. Diese werden durch die verschiedenen, zum Bau notwendigen Metallteile verursacht, die zu Verzerrungen des Magnetfeldes und damit zu Bildstörungen führen, deren Ausmaß die Auswertung des Bildmaterials teilweise unmöglich machen. – Positionierung: durch die Länge der fertigen Anregungseinheit von üblicherweise 250 mm und einem max. Durchmesser des Tomographen von 60 cm ist die Positionierung der Anregungseinheit je nach Untersuchungsgegenstand teilweise nur eingeschränkt möglich.
2) Elektromechanische Anregungseinheiten: – Positionierbarkeit: Hauptnachteil der elektromechanischen Anregungseinheiten ist die Beschränkung auf vorgegebene Spulenorientierungen im Magnetfeld, da ansonsten die für die Bewegung notwendigen Magnetfelder nicht durch die anliegende Wechselspannung induziert werden können. Dadurch ist entweder die Anwendbarkeit eingeschränkt oder es werden komplizierte mechanische Umlenkungsmechanismen notwendig. – Bildstörungen: durch die Verwendung von Aluminium zur verbesserten Wärmeabfuhr und Kupferlackdraht entstehen wiederum Bildauslöschungen, zu deren Vermeidung die Spule der mechanischen Anregungseinheit mindestens 2 Spulendurchmesser vom Untersuchungsobjekt entfernt sein muss. Zusätzlich entstehen durch die darin induzierten Magnetfelder Bildstörungen in Abhängigkeit der mit der Auslenkung zunehmenden Wechselspannung. Dies verhindert oft die Erzeugung größerer, zu verlässlich auswertbarem MRE-Bildmaterial vorteilhafter, Auslenkungsamplituden. – Bildstörungen durch Stromzufuhrkabel: Zur Strom- und Spannungsversorgung von elektromechanischen Anregungseinheiten sind entsprechende Verkabelungen erforderlich die bis in das Zentrum des Magneten des Tomographen reichen. Obwohl abgeschirmte Kabel eingesetzt werden, die über eine Filterplatte in den Untersuchungsraum führen, sind elektromagnetische Störungen, die von den Kabeln eingefangen werden und die wiederum zu Bildartefakten führen, nicht immer auszuschließen. – Für die unterschiedlichen zu untersuchenden Organe/Gewebe müssen spezielle, den jeweiligen Anforderungen optimal angepasste Anregungseinheiten entwickelt werden.

In der MRE werden die angeregten mechanischen Gewebeschwingungen (Scherwellen) mittels der Magnetresonanztomographie (MRT) detektiert. Dafür müssen die Bewegungen der Teilchen im Gewebe magnetisch kodiert werden, was nach dem bisherigen Stand der Technik mittels synchron oszillierender Magnetfeldgradienten erfolgt, d. h. die akustische Anregung zur Erzeugung der Schwingungen und die magnetischen Kodierung erfolgen mit identischen Frequenzen.
Oszillierende Gradienten zur Bewegungskodierung (engl.: motion encoding gradients – MEG) lassen sich in nahezu jede Aufnahmetechnik der MRT einfügen. Deshalb sind heute MRE-Aufnahmetechniken verfügbar, die auf dem Prinzipien von Spin-Echo-, bzw. Gradienten-Echo-Techniken basieren. Besonders interessant sind schnelle EPI (echo planar imaging) oder SSFP (steady-state free precession) Aufnahmetechniken.
Aus dem Artikel „Synchronisation of shear vibrations and balanced steady state free precession in MR Elastography (SSFP-MRE)”, Rump J. et al., Proc. Inti. Soc. Mag. Reson. Med., 2005, Vol. 13, S. 2384 ist ein Magnetresonanzelastographieverfahren bekannt, wonach die Wiederholzeit einer MRT-Sequenz gleich der Schwingungsdauer oder größer als die Schwingungsdauer einer mechanischen Anregungsschwingung gewählt wird.
Des Weiteren ist ein Magnetresonanzelastographieverfahren aus „Balanced alternating steady-state elastography” O. Bieri et al., Magn. Reson. Med. 55 2 2006, S. 233–241 bekannt.
Darüber hinaus ist eine MRT-Sequenz, die auch zur Magnetresonanzelastographie verwendet werden kann, in dem Dokument US 6647134 B1 offenbart.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit zu schaffen, MRE-Untersuchungen effizienter als bisher durchführen zu können.
Diese Aufgabe wird durch das Verfahren mit den Merkmalen gemäß Anspruch 1 gelöst. Bevorzugte und besonders vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Zum Durchführen des Verfahrens kann z. B. eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt für die Magnetresonanzelastographie (MRE) vorgesehen sein, die aufweist: eine in periodische Bewegungen versetzbare Membran sowie ein Übertragungselement zum Übertragen periodischer Bewegungen der Membran auf das Untersuchungsobjekt. Die Membran ist mit dem Übertragungselement über Befestigungsmittel derart verbunden, dass periodische Bewegungen der Membran über die Befestigungsmittel an das Übertragungselement weitergeleitet werden, um in dem Untersuchungsobjekt mechanische Schwingungen zu erzeugen.
Die Ankopplung der Membranbewegungen erfolgt somit unmittelbar über die mechanische Verbindung von Membran und Übertragungselement und nicht über ein zwischen der Membran und dem Übertragungselement vorhandenes, gasförmiges Medium. Die Membranschwingungen werden also nicht über Druckschwankungen (z. B. eines luftgefüllten Hohlraums) sondern direkt über die Befestigungsmittel zum Befestigen des Übertragungselementes an der Membran auf das Übertragungselement übertragen.
Die erwähnte beispielhafte Vorrichtung ist eine akusto-mechanische Anregungseinheit für die MRE, die eine störungsfreie, direkte und genau lokalisierbare Übertragung von Vibrationen mit hoher Leistung in beliebige Körpergewebe oder Organe ermöglicht. Wechselwirkungen mit der Elektronik oder den Empfangskomponenten eines Magnetresonanztomographen zur Detektion der Gewebeschwingungen treten dabei nicht auf.
Die Befestigungsmittel sind im Prinzip beliebig, sofern sie einerseits eine stabile Verbindung zwischen der Membran und dem Übertragungselement gewährleisten und andererseits die Membranschwingungen an das Übertragungselement (möglichst dämpfungsarm) weiterleiten. Hierzu können z. B. Elemente zur Herstellung einer Schraub- oder Nietverbindung verwendet werden.
In einer bevorzugten Variante weisen die Befestigungsmittel eine mit einem Klebmittel an der Membran zentrisch befestigte Trägerplatte auf, die mit dem Übertragungselement verbunden ist.
Gegenüber der Verwendung von piezoelektrischen, elektromechanischen und pneumatischen Anregungseinheiten bietet die Vorrichtung beispielsweise die folgenden Vorteile:

– Keine Hochspannungstechnik, es entfallen aufwendige Maßnahmen zum Schutz von Patienten und Personal vor gefährlicher Hochspannung.
– Keine Bildstörungen durch bewegte oder ruhende metallische Bauelemente in oder in der Nähe der MR-Detektionsspule und des Magneten des MR-Tomographen.
– Keine Bildstörungen durch induzierte Zusatzmagnetfelder.
– Uneingeschränkter Frequenzbereich für die mechanische Anregung in MRE-Anwendungen.
– Effiziente und genau lokalisierbare Kraftübertragung.
– Erhöhter Patientenkomfort und einfachere Bedienung, da je nach Anwendung gezielt unterschiedliche Positionen angeregt werden und keine vollständigen Anregungseinheiten am Körper fixiert werden müssen.

In einer weiteren, bevorzugten Ausgestaltung der beispielhaften Vorrichtung ist eine Oberfläche der Membran mit dem Übertragungselement verbunden, z. B. die Oberfläche der Membran, die in Richtung des Untersuchungsobjektes weist. Insbesondere kann die Verbindung dabei stoffschlüssig, z. B. mittels Klebstoff, erfolgen. Besonders vorteilhaft ist die Verwendung eines rohr- oder stangenförmigen Übertragungselementes, das mit einem Ende an die Membranoberfläche angekoppelt ist. Das Übertragungselement kann geradlinig verlaufen; es kann aber auch einen gekrümmten Verlauf aufweisen. Entscheidend ist, dass das Übertragungselement eine für die MRE ausreichende Schwingung in dem Untersuchungsobjekt (Person oder Gewebeprobe) anregt.
Das Übertragungselement kann z. B. eine massive, starre Stange oder ein Rohr (starr oder flexibel) sein. Des Weiteren kann auch ein mit einem Medium (Gas oder Flüssigkeit) gefülltes Rohr vorgesehen sein. Ein derartiges, befülltes Rohr ist z. B. mit der Membranoberfläche gas- bzw. flüssigkeitsdicht verbunden, so dass die Membranbewegungen unmittelbar auf das Gas oder die Flüssigkeit übertragen und an das Untersuchungsobjekt weitergeleitet werden.
Besonders bevorzugt ist das Ende des Übertragungselementes mit einem zentralen Abschnitt der Membran verbunden. Bei Verwendung einer runden Membran (z. B. einer Lautsprechermembran) ist das Ende des stangen- oder rohrförmigen Übertragungselementes in der Membranmitte mit ihr verbunden. Hier kann die Membran zusätzlich eine zentrisch angeordnete stabilisierende Hülse zur Kraftübertragung aufweisen. Darüber hinaus kann ein Gelenk vorgesehen sein, das auf einer Seite mit dem Übertragungsele ment verbunden ist und auf der anderen Seite mit der Membran, ggf. über die stabilisierenden Hülse.
In einer vorteilhaften Weiterbildung ist das Übertragungselement flexibel ausgebildet. Insbesondere kann ein flexibel ausgebildetes Übertragungselement gekrümmt verlaufen. Flexibel bedeutet in diesem Zusammenhang nicht unbedingt „elastisch”. Das Material des Übertragungselementes ist in jedem Fall so gewählt, dass die Membranschwingungen möglichst dämpfungsfrei weitergeleitet werden.
Besonders vorteilhaft ist, wenn neben der ersten, mit dem Übertragungselement verbundenen Membran eine zweite Membran angeordnet ist und die erste Membran durch Bewegungen der zweiten Membran in Bewegung versetzbar ist. Die zweite Membran stellt hier eine aktive Membran, die erste eine passive Membran dar. Zwischen den beiden Membranen kann sich ein luftgefüllter Hohlraum befinden, über den Bewegungen der aktiven Membran auf die passive Membran übertragen werden; beispielsweise können die beiden Membranen an gegenüberliegenden Seitenwänden eines gemeinsamen Gehäuses angebracht sein, das den luftgefüllten Hohlraum einschließt.
Weiterhin ist mit Vorteil vorgesehen, dass das Übertragungselement an seiner dem Untersuchungsobjekt zugewandten Seite ein zu seiner Haupterstreckungsrichtung abgewinkelt verlaufendes stab- oder rohrförmiges Anregungselement aufweist. Hierdurch wird eine effiziente Einkopplung in das Untersuchungsobjekt (z. B. eine liegende Person) ermöglicht. Mit „Haupterstreckungsrichtung” ist die Erstreckung des Übertragungselementes in einer Richtung von der Membran zum Untersuchungsobjekt gemeint. Bei einem stabförmigen Übertragungselement knickt sein nicht mit der Membran verbundenes Ende zum Untersuchungsobjekt hin ab, beispielsweise mittels eines Gelenkes.
Carbonrohre, Carbonstäbe oder starre Verbindungen, die durch feste Materialien hergestellt werden können, stellen eine Möglichkeit zur direkten, kompressionsfreien Kraftübertragung dar. Dieses Konzept kann ebenso durch die Anwendung hydraulischer Apparaturen unter Verwendung aller geeigneten inkompressiblen oder geringfügig kompressiblen Flüssigkeiten umgesetzt werden. Die Kraftübertragung beruht hierbei allgemein auf der Übertragung einer periodischen Kraft durch eine Hydraulikflüssigkeit (beispielsweise durch einen Hydraulikkolben) auf eine mittels eines nichtelastischen und nichtmagnetischen Druckschlauchs verbundene dehnbare Membran. Diese Membran kann aus allen dehnbaren Materialien wie beispielsweise Elastomeren, Gummi und Kunststoffen hergestellt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe weist die Schritte auf:

a) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz f_v in dem zu untersuchenden Gewebe;
b) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR < 1/f_v auf das Gewebe angewandt wird.

Wie oben bereits beschrieben, umfasst die MRE zum einen das Anregen von mechanischen Schwingungen im zu untersuchenden Gewebe und zum anderen den Nachweis dieser Schwingungen über ein Magnetresonanzverfahren. Über Kenngrößen (z. B. Wellenlänge) mittels des Magnetresonanzverfahrens nachgewiesener Schwingungen im Gewebe (Scherwellen) lassen sich dann biomechanische Eigenschaften des Gewebes bestimmen (Elstizitätsmodul, Viskosität).
Das periodische Magnetfeld, das im Rahmen der Magnetresonanz zum Nachweis der Schwingungen im Gewebe verwendet wird, ist vorteilhafterweise eine MRE-Sequenz, die Untersequenzen aufweist, die sich mit der Wiederholzeit TR wiederholen. Die sich wiederholenden MRE-Untersequenzen stellen somit das periodische Magnetfeld dar, das auf das Gewebe angewandt wird.
Eine MRE-Sequenz umfasst – wie weiter oben bereits erwähnt – eine Aufnahmesequenz der konventionellen MRT (MRT-Sequenz). Eine derartige MRT-Sequenz weist üblicherweise ein Radiosignal (RF-Signal) zum Auslenken der Spins sowie Magnetfelder unterschiedlicher Frequenz zur Präparation der Spins auf. Das Radiosignal sowie die Magnetfelder wiederholen sich entsprechend mit der Wiederholzeit TR der MRT-Sequenz.
Mittels der Magnetresonanz lässt sich eine Aufnahme (d. h. eine bildliche Darstellung) des Gewebes und der im Gewebe angeregten Schwingungen erzeugen. Das Erzeugen einer derartigen Aufnahme erfordert einen oder mehrere Aufnahmeschritte, wobei jeder Aufnahmeschritt das Anwenden einer MRE-Untersequenz umfasst und somit eine zeitliche Dauer aufweist, die der Wiederholzeit TR der MRE-Untersequenz entspricht.
Eine Aufnahme kann sich aus einer Bildzeile oder mehreren Bildzeilen zusammensetzen, wobei mit einer MRE-Sequenz eine Bildzeile oder mehrere Bildzeilen der Aufnahme erzeugt werden. Es sei darauf hingewiesen, dass das Erzeugen einer Aufnahme auch mittels einer MRE-Sequenz erfolgen kann, die keine periodischen Untersequenzen aufweist (sondern nur eine einzelne MRE-Sequenz).
Das Magnetresonanzverfahren zum Nachweis der Schwingungen basiert somit auf einem konventionellen MRT-Verfahren und umfasst zusätzlich zur üblichen MRT-Magnetfeldsequenz eine Magnetfeldsequenz (Bewegungskodiersequenz) zur Kodierung (d. h. zur „Sichtbarmachung”) der Gewebeschwingungen. Die Kombination aus einer MRT-Sequenz und einer Bewegungskodiersequenz stellt die MRE-Sequenz dar. Die Bewegungskodiersequenz kann z. B. ein zeitabhängiges Gradientenfeld (MEG) sein. Das MRT-Verfahren (in das die Bewegungskodiersequenz eingebettet ist) ist wie erwähnt im Prinzip beliebig und wird im Hinblick auf die gewünschte Anwendung ausgewählt, z. B. ein EPI- oder SSFP-Verfahren. MRT-Verfahren sind jedoch an sich bekannt, so dass sie an dieser Stelle nicht im Detail beschrieben werden.
Entscheidend für das erfindungsgemäße MRT-Verfahren ist, dass die Wiederholzeit TR des periodischen Magnetfeldes (z. B. der MRE-Untersequenzen) kleiner oder gleich dem Kehrwert der Anregungsfrequenz f_v für die Erzeugung mechanischer Schwingungen im Gewebe ist.
In der konventionellen MRE ist die Anregungsfrequenz für die Gewebeschwingungen f_v identisch mit der Frequenz f_g der Bewegungskodiersequenz zum Kodieren der Schwingung (z. B. der MEG-Frequenz im Falle eines Gradientenfeldes). Daher ist bei der konventionellen MRE die Wiederholzeit TR immer größer als 1/f_v. Gegenüber der konventionellen MRE bietet das erfindungsgemäße MRE-Verfahren (mit TR < 1/f_v) zwei entscheidende Vorteile:

1) Verkürzung der Kodierzeit, d. h. Beschleunigung von MRE-Aufnahmen
2) Verringerung der Anregungsfrequenz und damit Erhöhung der Eindringtiefe der Scherwellen, respektive des effektiven Phasensignals für weiche und viskose Materialen.

Punkt 1) erlaubt die Anwendung schneller steady-state Aufnahmetechniken (SSFP) mit einer TR im Bereich von 5 ms. Damit werden MRE-Aufnahmen mit dem SSFP-typischen guten SNR (Signal-to-Noise-Ratio) in weniger als einer Sekunde möglich. Gleichzeitig ermöglicht Punkt 2) eine hervorragende Ausleuchtung des zu untersuchenden Gewebes mittels Scherwellen.
Die Kombination beider Punkte ermöglicht z. B.:

– komplette MRE-Untersuchungen an Skelettmuskulatur mit Aufnahme mehrerer, zeitaufgelöster Wellenbilder innerhalb von 50 Sekunden.
– die Aufnahme von 16 zeitaufgelösten Wellenbildern der menschlichen Leber mit exzellentem SNR innerhalb von 4 Atempausen
– die Aufnahme von Scherwellen im menschlichen Herzen, was zum ersten Mal die Anwendung der MRE zur Messung myokardialer Elastizitäten erlaubt.

Damit eröffnet die erfindungsgemäße Methode (bezeichnet auch als fraktionierte MRE) generell die Möglichkeit, klinisch relevante Untersuchungen an Patienten vorzunehmen, ohne die erheblichen zeitlichen Belastungen die mit konventioneller MRE verknüpft sind und die automatisch zu akusto-mechanischem Stress der Untersuchungspersonen führen.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wird nur ein Teil eines Bewegungszyklus der im Gewebe angeregten Schwingungen magnetisch kodiert, wodurch ein (mittels der Magnetresonanz zur Sichtbarmachung von Gewebeschwingungen erfasstes) Phasendifferenzsignal entsprechend kleiner wird. Dies wird jedoch, wie gezeigt werden konnte, für weiche und viskose Materialien mit kurzen Quer-Relaxationszeiten überkompensiert. Darüber hinaus sind sehr kurze Aufnahmezeiten durch die fraktionierte MRE erreichbar, wie sie bei Anwesenheit eines Blutstroms oder bei Herzbewegungen erforderlich sind, so dass die erfindungsgemäße Methode in vivo Untersuchungen auch von myokardialen Elastizitäten ermöglicht.
Der erfindungsgemäße Nachweis von Gewebeschwingungen bezieht sich in erster Linie auf den Nachweis der 1. Harmonischen (mit der Frequenz f_v) von Gewebeschwingungen, die durch eine periodische Anregung mit der Frequenz f_v erzeugt werden. Es ist jedoch prinzipiell auch möglich, höhere Harmonische der im Gewebe angeregten Schwingung nachzuweisen.
Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung wird im Folgenden der Zusammenhanges zwischen Zerfall des MRT-Signals und Dämpfung von Scherwellen in viskosen Materialen bei Verwendung eines bewegungskodierenden Gradienten beschrieben. Da beide physikalische Größen (MRT-Signal, Dämpfung der Scherwellen) in der MRE miteinander verknüpft sind, wird die Ableitung dieses Zusammenhangs hier als Elastographie-Gleichung bezeichnet.
Als erster Schritt soll eine analytische Lösung für das kodierte Phasesignal in der MRE angegeben werden. Dieses Phasensignal trägt die Information der Teilchenauslenkung im Gewebe. Es wird als Differenzsignal gemessen, d. h. zwei Phasensignale mit inversem Bewegungskontrast werden voneinander subtrahiert, so dass ausschließlich Bewegungsinformation erhalten bleibt.
Ausgegangen wird von Spins in einem stationären Zustand der mechanischen Schwingungen. Die Spins sollen harmonisch mit einer Polarisation u und Phase 2πf_vt + θ schwingen, wobei θ ein konstanter Phasenoffset ist, der von dem Einsetzen der Schwingungsanregung und dem Ort der schwingenden Teilchen relativ zu dem Schwingungserzeuger abhängt.
Die von der harmonischen Bewegung abhängige, während des n-ten TR akkumulierte Phase kann wie folgt berechnet werden:
Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis für Protonen. Der Gradient G ist die Summe der bewegungskodierenden Gradienten G_ME und aller bildgebenden Gradienten, die zu φ_n beitragen.
Im Folgenden wird von einem periodischen, stationären Zustand der Spinphase φ = φ_n = φ_n+N ausgegangen. Zudem wird angenommen, dass harmonische Gradienten für die Bewegungskodierung benutzt werden, d. h. G_ME hat die Form sin(2πf_gt). Die Anzahl der Gradientenzyklen (n_g) ist gleich dem kürzest möglichen G_ME bei einer vorgegebenen Frequenz f_g. Keinerlei Relaxation ist berücksichtigt. Damit ergibt sich aus obiger Gleichung für die Phase für die durch den bewegungskodierenden Gradienten maximal erreichbare Phasenverschiebung φ:
In einem MRE-Experiment, in dem zwei Bilder aufgenommen werden (entweder mit einem wechselnden G_ME oder inversen Wellenamplituden) ist die Phasendifferenz zweimal so groß.
Obige Gleichung für φ ist für den Fall angegeben, dass nur ein einzelner MEG-Zyklus angewandt wird. Für den klassischen Fall f_v = f_g konvergiert φ gegen den Grenzwert γGu/f_v. Für den Fall q ≠ 1 ist die kodierte Phasendifferenz kleiner, d. h. das Signal im MRE-Experiment ist, wie oben bereits erwähnt, schwächer als im klassischen Fall. Aller dings muss für eine korrekte Abschätzung des kodierten Signals die effektive Auslenkung u im Inneren des zu untersuchenden Organs berücksichtigt werden. Diese lässt sich wie folgt für einen Abstand X von der Schwingungsquelle angeben, wenn der Abstand eine Wellenlänge beträgt (X = c/fv, mit c: Geschwindigkeit der Scherwellen im Gewebe):
μ und η bezeichnen das Schermodul bzw. die Scherviskosität. u₀ ist die Auslenkung am Ort X = 0.
Die oben angegeben Beziehung stellt eine gute Näherung für den Bereich viskoelastischer Parameter dar, die mit der MRE untersucht werden, wie Leber oder Skelettmuskulatur mit μ = 5 kPa, η = 2 Pas, f_v = 100 Hz and n_v = 1. Typische Kennzahlen für ein MEG-Feld sind: variable Gradientenrichtung in alle Raumrichtungen mit (derzeitig) maximaler Amplitude von 35 mT/m; f_g maximal bis 800 Hz für 35 mT/m; trapezoidal-bipolare Gradientenform mit n_g = 1. Als Basissequenz (ohne Bewegungskodierung): balanced SSFP mit einem TR von etwa 3–4 ms.
In einer weiteren vorteilhaften Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens entspricht eine Periodenlänge der im Gewebe angeregten Schwingungen der Wiederholzeit TR des angewandten Magnetfeldes oder einem ganzzahligen Vielfachen der Wiederholzeit TR.
Zudem ist bevorzugt vorgesehen, dass das Anregen der mechanischen Schwingungen synchronisiert mit dem magnetischen Feld erfolgt. Die Synchronisierung von TR und fv ist wichtig, damit die Signalphase in jedem Schritt der Aufnahme (d. h. in jedem TR) mit einer identischen Bewegungsphase korreliert. Wird obige Gleichung für f_v nicht beachtet, kommt es zu Kohärenzen zwischen Signal- und Bewegungsphase, welche die Bildrekonstruktion stören.
Um kurze Wiederholzeiten TR und geringe Schwingungsfrequenzen (f_v) zu kombinieren, muss die Anzahl n_v von Schwingungsperioden während einer Wiederholperiode TR fraktional werden, d. h.: nv = fv·TR < 1
Daraus ergibt sich f_v < 1/TR ≤ 1/(TR_min + 1/f_g) < f_g, wobei TR_min die minimale TR der Sequenz ohne Bewegungskodierung ist. Ein Maß für die Synchronisierung zwischen der Bewegungskodierung und der Schwingung ist durch das Verhältnis q gegeben:
In der konventionellen MRE ist q = 1, da hier f_v nicht an TR sondern an f_g gebunden ist. Im Unterschied dazu ist mit n_v < 1 und TR_min > 0 q immer ein Bruchteil von Eins.
Besonders vorteilhaft ist, wenn zum Nachweis der im Gewebe erzeugten Schwingungen

– ein erstes bipolares Gradientenfeldes auf das Gewebe angewandt und ein erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, und anschließend
– ein zweites bipolares Gradientenfeldes auf das Gewebe angewandt und ein zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird.

Aus den jeweiligen Datensätzen können Bilder, die die Phasenverteilung im Gewebe darstellen, generiert werden, wodurch ein Rückschluss auf viskoelastische Größen des Gewebes und somit auf pathologische Veränderungen des Gewebes möglich ist. Bevorzugt werden hierzu demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert und das Ergebnis in einem weiteren Datensatz gespeichert (aus dem z. B. eine Bildinformation gewonnen werden kann).
Eine Möglichkeit, zwei Bilder zu generieren, besteht darin zwei aufeinander folgende Aufnahmen mit unterschiedlichen Gradientenfeldern herzustellen, wobei das erste Gradientenfeld zeitlich invers zu dem zweiten Gradientenfeld ist, so dass das erste Gradientenfeld zu einem bestimmten Zeitpunkt gemessen vom Anfang einer Periode des Gradientenfelds ein Maximum aufweist, während das zweite Gradientenfeld zu diesem Zeitpunkt ein Minimum aufweist.
Eine weitere Möglichkeit bietet sich speziell beim erfindungsgemäßen Verfahren, wenn sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus mehreren Zeitintervallen, die jeweils der Wiederholdauer TR des angewandten Magnetfelds entsprechen, zusammensetzt und jeweils während eines der Zeitintervalle durch Detektieren des vom Gewebe ausgehenden Magnetfeldes ein dem jeweiligen Zeitintervall zugehöriger (die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender) Datensatz erzeugt wird.
Beispielsweise kann sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus einem ersten und einem zweiten Zeitintervall mit jeweils einer Länge TR zusammensetzen, wobei

a) ein dem ersten Zeitintervall zugehöriger erster Datensatz erzeugt wird;
b) ein dem zweiten Zeitintervall zugehöriger zweiter Datensatz erzeugt wird, wobei die Daten des ersten und des zweiten Datensatzes jeweils bestimmten Abschnitten des Gewebes zugeordnet sind; und
c) jeweils demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden.

Diese Methode ist besonders vorteilhaft, da zur Aufnahme mehrerer Bilder die Polarität des Gradientenfeldes nicht verändert werden muss, sondern das gleiche Gradientenfeld für jede Aufnahme verwendet wird.
In einer besonders vorteilhaften Weiterbildung erfolgt das Anregen mechanischer Schwingungen im Gewebe mittels der oben beschriebenen beispielhaften Vorrichtung. Damit steht ein MRE-Verfahren zur Verfügung, das schnell und einfach durchführbar ist. Es wird jedoch darauf hingewiesen, dass die Verwendung einer derartigen Anregungsvorrichtung zwar vorteilhaft ist, dies jedoch nicht zwingend für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist.
Die Erzeugung der Gewebeschwingungen kann neben Lautsprechern durch alle Apparate erfolgen, die direkt oder indirekt eine periodische Bewegung erzeugen. In einem weiteren Beispiel ist eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) vorgesehen, mit

– einem Schrittmotor zum Erzeugen einer periodischen Bewegung und
– einem Übertragungselement zum Übertragen der periodischen Bewegung des Schrittmotors auf das Untersuchungsobjekt, um in diesem mechanische Schwingungen zu erzeugen.

Mit einem Schrittmotor kann in einfacher Weise die zur Synchronisation mit dem Bewegungskodiergradienten notwendige hohe Genauigkeit und Stabilität der Schwingungsbewegung gewährleistet werden. Die Anbindung an ein Übertragungselement kann im Falle von starren Materialien (Rohre, Stangen, Stäbe) beispielsweise mit Hilfe von Exzenterscheiben erfolgen. Zudem kann eine Hydraulik zur Schwingungserzeugung vorgesehen sein, wobei z. B. zur Ankopplung an ein Übertragungselement ein Exzenter an einen Hydraulikkolben oder an einen anderen Bestandteilen der Hydraulik befestigt sein kann.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Figuren genauer erläutert. Es zeigen:
1A eine Seitenansicht eines beispielhaften MRE-Systems mit einer Schwingungserzeugungsvorrichtung;
1B eine räumliche Darstellung eines beispielhaften MRE-Systems;
2A eine Detailansicht einer ersten Variante der beispielhaften Schwingungserzeugungsvorrichtung;
2B eine zweite Variante der beispielhaften Schwingungserzeugungsvorrichtung;
3 eine dritte Variante der beispielhaften Schwingungserzeugungsvorrichtung;
4 eine Seitenansicht eines Endstücks eines beispielhaften Übertragungselementes zur Erzeugung von Scherwellen im Gehirn;
5A, 5B eine Seiten- bzw. Vorderansicht eines beispielhaften variablen Endstücks eines Übertragungselementes;
6 eine Darstellung mittels MRE erzeugter Scherwellen in einer Leber;
7 eine Auswertung der in 6 dargestellten MRE-Untersuchung;
8A, 8B den prinzipiellen zeitlichen Verlauf von mechanischer Anregung und Bewegungskodierung bei der MRE;
9A, 9B eine Bestimmung eines Phasendifferenzsignals für verschiedene Anregungsfrequenzen;
10A, 10B den Verlauf der Spinphase für verschiedene Magnetfeldgradienten;
11A, 11B eine Darstellung eines berechneten Phase-Rausch-Verhältnis PNR für verschiedene Wiederholzeiten;
12 ein Zeitprotokoll einer in vivo Myokardial-MRE;
13A, 13B ein Ergebnis einer bSSFP-MRE-Messung an einem menschlichen Bizeps;
14 ein Ergebnis eines in vivo bSSFP-MRE-Experimentes an einer menschlichen Leber;
15 mittels MRE aufgenommene transmurale Wellen in einem intraventrikulären Septum;
16 eine beispielhafte Darstellung von Gewebe-Scherwellen in der MRE.
Die 1A zeigt einen Patienten 1 als Untersuchungsobjekt einer MRE-Untersuchung in einem klinischen Tomographen 2. Der Tomograph 2 weist einen Magneten 21 zur Erzeugung eines statischen und eines periodischen Magnetfeldes in einem zu untersuchenden Gewebe des Patienten 1 auf. Der Magnet 21 weist eine Aufnahmeöffnung 211 zum Aufnehmen des Patienten 1 auf.
In dem Magneten 21 sind alle Systeme untergebracht, die für die Erzeugung des statischen Magnetfeldes und des periodischen Magnetfeldes (zur Ortsauflösung und zur energetischen Anregung der Wasserstoffkerne) notwendig sind. Es handelt sich hierbei um eine in sich geschlossene supraleitende Spule 212, Spulen 213 für in 3 orthogonale Raumrichtungen zur Ortsauflösung kurzzeitig schaltbare Magnetfeldgradienten (auch zum Erzeugen eines Bewegungskodiergradienten) und eine Haupt-Anregungsspule 214 zur Polarisation der Wasserstoffkerne.
Die Homogenität aller mit den unterschiedlichen Spulen 212–214 erzeugten Magnetfelder ist für die Bildqualität maßgeblich. Störungen dieser Magnetfelder durch beispielsweise metallische Gegenstände müssen daher sorgfältig ausgeschlossen werden.
Die für eine MRE-Untersuchung notwendige Anregung von mechanischen Schwingungen im zu untersuchenden Gewebe wird durch eine Bewegungsquelle 3 erzeugt, die beabstandet zu dem Tomographen 2 angeordnet ist. Die Bewegungsquelle 3 umfasst eine in periodische Schwingungen versetzbare Lautsprechermembran 312.
Die Bewegung der Lautsprechermembran 312 wird über ein mit einem Gelenk 311 verbundenes Übertragungselement in Form eines Rohres 4 mit optimiertem Verhältnis von Biegesteifigkeit und Gewicht auf den Patienten 1 übertragen. Dabei ist ein Ende 41 des Rohres 4 über das Gelenk 311 unmittelbar mit einer Oberfläche der Lautsprechermembran 312 gekoppelt, so dass die Schwingungen direkt über das Gelenk 311 auf das Rohr übertragen werden, ohne dass ein zwischengeschaltetes, gasförmiges Medium beteiligt wäre.
Durch das Gelenk 311 und die damit mögliche Abwinklung des Rohres 4 (und damit der Kraftübertragung) gegenüber der primären Auslenkungsrichtung der Lautsprechermembran 312 wird eine flexible Positionierung des Rohres 4 am Patienten im Bereich des zu untersuchenden Gewebes ermöglicht. Diese für optimale Einkopplung mechanischer Schwingungen in das zu untersuchende Gewebe notwendige Flexibilität wird zusätzlich durch das bewegliche Trägergestell 32 unterstützt.
Die Bewegungsquelle 3 ist modular aufgebaut. So ist die Lautsprechermembran 312 Bestandteil eines Lautsprechers 31, der in einem luftdicht verschlossenen Gehäuse 33 montiert ist. Das Gehäuse 33 weist standardisierte Abmessungen auf und bildet mit dem Lautsprecher 31 ein Lautsprechermodul 35, das auf einem nichtmagnetischen Trägergestell 32 austauschbar befestigt ist. Durch diesen Aufbau der Bewegungsquelle 3 ist es möglich, ein Lautsprechermodul einfach und schnell durch ein anderes zu ersetzen, so dass je nach Art des zu untersuchenden Gewebes verschiedene Lautsprecher (je nach benötigter Anregungsfrequenz) verwendet werden können.
Das Trägergestell 32 ist durch Sandgewichte stabilisiert, aber über an seiner Unterseite angebrachte Rollen 34 leicht bewegbar. Dadurch, dass die Bewegungsquelle 3 entfernt von dem Tomographen 2 aufgestellt ist, sind wechselseitige Interaktionen und Störungen zwischen dem Lautsprechermagneten mit allen zur MRT-Untersuchung notwendigen Magnetfeldern ausgeschlossen.
Zur Ansteuerung der Lautsprechermembran 31 dient ein Funktionsgenerator 5, der über einen Verstärker 6 mit der Lautsprechermembran 31 elektrisch verbunden ist. Der Funktionsgenerator 5 wird über einen Steuerrechner 7 gesteuert, der wiederum Bestandteil einer Steuerung des Tomographen 2 ist.
Im Folgenden sind einige Kennzahlen einer Vorrichtung gemäß dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel zusammengestellt:

Impedanz des Lautsprechers: 2–16 Ohm
max. Hub Lautsprechermembran: 1–60 mm (ohne Last, je nach verwendetem Lautsprecher).
Leistung: 100 W–2 kW Dauerbelastung (je nach verwendetem Lautsprecher).
Werkstoffe: bis auf die in beiden Modulen verwendeten Lautsprechermagnete sind alle Teile aus nichtmagnetischen Werkstoffen gefertigt.

Trägergestell:	Holz, Nichteisenmetalle, PVC, Sand
Module zur Bewegungserzeugung:	Holz, Magnesium, PVC, Edelstahl, Epoxidharz
Gelenk:	Kunststoff, Gummi
Übertragungsrohr:	Carbonfaser
Übertragungsköpfe:	Holz, PVC, Nylon, Carbonfasern

Es versteht sich, dass die Werte nur beispielhaft sind, und ohne weiteres verändert werden können, wenn dies eine bestimmte Anwendung der Vorrichtung erfordert.
Die 1B zeigt einen ähnlichen MRE-Tomographen wie die 1A. In einem Tomographen 2 befindet sich ein Patient 1. Eine Bewegungsquelle 3 zur Erzeugung mechanischer Schwingungen in einem Gewebe des Patienten 1 ist in einem Abstand d von dem Tomographen 2 installiert. Der Abstand beträgt in diesem Ausführungsbeispiel mehr als 2,5 m, um eine störende Wechselwirkung des Lautsprechermagneten mit den Magnetfeldern des Tomographen sicher auszuschließen. Es versteht sich, dass dieser Abstand je nach Ausführung der Bewegungsquelle und des Tomographen variieren kann, also auch weniger als die genannten 2,5 m betragen kann.
2A zeigt im Detail ein Lautsprechermodul 35 zur Verwendung in einer Bewegungsquelle wie in 1A, 1B beschrieben. Das Lautsprechermodul 35 weist einen doppelt gelagerten Lautsprecher 31 auf, der in einem geschlossenen Gehäuse 33 angeordnet ist. Der Lautsprecher 31 besitzt eine Lautsprechermembran 312 sowie zur Erzeugung einer periodischen Membranbewegung einen im Vergleich mit einem gewöhnlichen Lautsprecher unveränderten Antrieb aus einem Magneten 313 und einer Induktionsspule 314. Zur Ansteuerung des Lautsprechers 31 sind darüber hinaus elektrische Anschlüsse 315 vorhanden, über die der Lautsprecher mit einer Steuereinheit (nicht dargestellt) verbunden werden kann.
Der Lautsprecher 31 ist jedoch hinsichtlich der für eine direkte Übertragung von Schwingungsbewegungen erforderlichen Gegebenheiten modifiziert. So ist zur Kraftübertragung über eine möglichst große Fläche, die für eine hohe Standfestigkeit und Robustheit gegenüber den auftretenden Kräften vorteilhaft ist, eine zusätzliche Stabilisationshülse 316 integriert. Ein als Stange 400 ausgebildetes Übertragungselement ist über Befesti gungsmittel in Form von Klebstoff 320, einer Kunststoffträgerplatte 321 und einem Gewindezapfen 322 mit der Lautsprechermembran 312 verbunden.
Die Lautsprechermembran 312 wird mit dem Klebstoff 320 zusammen mit der Kunststoffträgerplatte 321 großflächig und spaltfüllend in den Lautsprecher 31 eingeklebt. Das Gelenk 311 ist mit der Kunststoffträgerplatte 321 über den Gewindezapfen 322 in der Trägerplatte 321 und in dem Klebstoff 320 verankert.
Die Verbindung über die beschriebenen Befestigungsmittel ist so ausgeführt, dass Schwingungen der Membran direkt über die Befestigungsmittel (Klebstoff, Trägerplatte, Gelenk) in die Übertragungsstange weitergeleitet werden, ohne dass die Schwingungen zuvor über ein gasförmiges Medium wie Luft geleitet würden.
An einem Gelenkkopf 3111 ist ein Ende 41 der Stange 400 für die Schwingungsübertragung fixiert. Die Stange 400 weist an ihrem dem Gelenk 311 gegenüberliegenden Ende 403 ein variables, leicht austauschbares Endstück 44 auf, mit dem die Schwingungsbewegungen durch direkten Kontakt in das Untersuchungsobjekt übertragen werden: Das Endstück 44 ist an der Stange 400 mit Schraubverbindungen fixiert und leicht austauschbar. Die Form der Endstücke kann dadurch variabel an das jeweilige Untersuchungsobjekt optimiert werden. Bauformen reichen hierbei vom einfachen Kugelkopf über Beißhölzer bis zum Antrieb von Richtungsumsteuerungen oder der Kraftumlenkung auf spezielle nachgeschaltete Übertragungsmechanismen (siehe 4, 5).
Die 2B zeigt eine weitere Form der beispielhaften Vorrichtung. Wie in 2A weist ein Lautsprechermodul 35 einen in einem Gehäuse 33 angeordneten Lautsprecher 31 auf. Ein Gelenk 311 ist mit einem Abschnitt 3112 über einen Klebstoff 320 mit einer Membran 312 des Lautsprechers 31 verbunden. Die Verbindung erfolgt über einen ersten Gewindezapfen 322, der mit einem Ende in den Klebstoff 320 hineinragt. Das Gelenk 311 ist an seiner der Lautsprechermembran 312 abgewandten Seite mit einem Rohr 4 als Übertragungselement verbunden. Im Unterschied zum Lautsprechermodul der 4 erfolgt die Verbindung des Gelenkes 311 mit dem Rohr 4 über einen zweiten Gewindezapfen 323.
Mit Hilfe des Gelenkes 311 ist es möglich, das Rohr 4 in einem Winkelbereich α zwischen +–10° zu schwenken. Dadurch wird eine flexiblere Positionierung des Lautsprechermoduls 35 in Bezug auf einen Tomographen (in 2B nicht dargestellt; vgl. 1B) ermöglicht. Der Abstand d des Lautsprechermoduls 35 zum Tomographen kann 2–4 m betragen.
3 stellt eine weitere Ausführung der Vorrichtung im Detail dar, nämlich ein Lautsprechermodul 35, das für eine indirekte Erzeugung einer periodischen Bewegung einer Lautsprechermembran ausgebildet ist. Das Lautsprechermodul 35 besteht aus einem geschlossenen Gehäuse 33 mit elektrischen Anschlüssen 315 und einem doppelt gelagerten ersten Lautsprecher 31 mit einer Lautsprechermembran 312, die an ein Übertragungselement in Form eines Rohres 4 angekoppelt ist.
Bei diesem Lautsprechermodul stellt jedoch die Lautsprechermembran 312 eine Passivmembran dar, da der Lautsprecher 31 keinen eigenen Antrieb aufweist. Die (passive) Lautsprechermembran 312 wird von einem zweiten Lautsprecher 30 mit einer (aktiven) Lautsprechermembran angetrieben, der im insgesamt geschlossenen System (Gehäuse 33) periodische Druckschwankungen erzeugt, denen die luftdichte passive Membran 312 folgt.
Die Kraftübertragung von der passiven Membran 312 über das Rohr 4 und einen Übertragungskopf 44 auf einen Patienten (nicht dargestellt) erfolgt auf die bereits beschriebene Weise. Die passive Membran 312 weist wie die Membranen der 2A, 2B eine zusätzlich integrierte Stabilisationshülse 316, einer mit Klebstoff 320 fixierten Kunststoffträgerplatte 321 und einem eingeschraubten Gelenk 311. Das Rohr 4 und der Übertragungskopf 44 sind universell für alle Module einsetzbar.
Die 4 zeigt ein Endstück 45 für Übertragung mechanischer Schwingungen in ein Hirnparenchym. Besonderen Wert wurde bei dieser Komponente auf eine einfache Anwendung für Untersuchungen an Patienten und kurze Vorbereitungszeiten gelegt. Individuelle Anpassungen, wie sie beispielsweise bei Beißhölzern notwendig sind entfallen dadurch.
Die mechanischen Schwingungen werden von einem Übertragungsrohr 4 über eine formschlüssige Passung 441 und Verschraubung 442 über einen Gelenkkopf 453 in das Endstück 45 übertragen. Der zentrale Bestandteil des Endstücks 45 ist ein stabiles Kunststoffrohr 454 in dem der Kopf 11 einer zu untersuchenden Person ruht. An dem mit Fenstern 455 versehenen Kunststoffrohr 454 ist neben dem Gelenkkopf 453 eine Rolle 456 angebracht, mit der die horizontale Primärbewegung des Übertragungsrohrs 4 in eine Auf- und Abbewegung des Kopfes 11 umgesetzt wird. Die Rolle 456 ist verschiebbar gelagert, um das Endstück 45 gegenüber einem Auflagepunkt 357 des Kopfes 11 zu verschieben. Dies ist notwendig, um eine maximal mögliche Anregung des zu untersuchenden Gewebes sicherzustellen. Die Bewegungsübertragung in den Kopf wird mini mal, wenn der Drehpunkt der Rolle und der Auflagepunkt 357 des Kopfes 11 übereinander stehen.
Die 5A, 5B zeigen unterschiedliche Ansichten eines Endstücks 46 zur variablen Übertragung mechanischer Schwingungen in eine Vielzahl von Gewebe. Die lineare Bewegung eines Übertragungsrohres 4 wird über eine formschlüssige Passung 441 und Verschraubung 442 über einen Kugelkopf 461 auf eine Anregungsstange 462 des Endstücks 46 übertragen. Die Anregungsstange 462 endet in einem Übertragungskopf 465, der in Form und Größe ebenfalls variabel ist und zum Erzeugen von Schwingungen in direktem Kontakt mit Körperoberfläche eines Patienten (nicht dargestellt) steht.
Die Anregungsstange 462 ist in einem Kunststoffkugelgelenk 463 über eine Lagereinheit 467 gelagert, wobei die Lagereinheit 467 mit einer Horizontalbefestigung 468 eines Positioniergestells 464 verbunden ist. Die Horizontalbefestigung 468 ist über eine vertikale Distanzstange 469 mit einer Grundplatte 470 verbunden.
Um eine Möglichst hohe Variabilität zu gewährleisten, gibt es folgende Möglichkeiten, die Position des Übertragungskopfes zu verändern:

– Vertikale Feineinstellung der Anregungsstange 462 durch eine Klemmschraube 466 am Kugelgelenk 463.
– Horizontale Feineinstellung der Anregungsstange 462 durch Verschiebbarkeit der Lagereinheit 467 relativ zur Horizontalbefestigung 468.
– Vertikale Grobeinstellung der Lagereinheit 467 durch unterschiedlich lange Distanzstangen 469.
– Horizontale Grobeinstellung durch Verschiebbarkeit der Distanzstangen 469 auf der Grundplatte 470.

6 zeigt eine Serie von Bildern eine Gewebes (Leber), die mittels einer MRE-Untersuchung unter Verwendung der beispielhaften Vorrichtung zur Schwingungserzeugung erzeugt wurden. Das Teilbild a) zeigt, dass Schwingungen über eine Übertragungsstange 4 in die Leber 12 eines Patienten 1 eingekoppelt wurden. Mittels Magnetresonanz wurden die Schwingungen detektiert und ein Grauwertbild generiert, wobei die Grauwerte verschiedenen Phasenzuständen der in der Leber angeregten mechanischen Schwingungen (in Form von Scherwellen) entsprechen. Hierbei wurden für verschiedene Schnitte 13 (von #1–11 nummeriert) durch die Leber 12 der Versuchsperson derartige Bilder erzeugt (die Teilbilder der 6 zeigen jeweils eine einem dieser Schnitte zugeordnete MRE-Aufnahme).
Die hellen Bereiche 14 jeweils eines Grauwertbildes stellen Minima der Scherwellen dar. Aus den Grauwertbildern lässt somit z. B. durch Bestimmen des Abstandes zweier benachbarter Hellstellen 14 die Wellenlänge der im Gewebe angeregten Scherwellen ermitteln. Aus der Wellenlänge wiederum können viskoelastische Kenngrößen des Gewebes bestimmt werden. Dies ist in der 7 für die jeweiligen Schnitte (x-Achse, #1–11) der 6 dargestellt. Auf der y-Achse ist das Schermodul aufgetragen, so dass jedem Schnitt #1–11 durch die Leber ein Schermodul zugeordnet ist. Fällt ein Wert aus dem Normbereich heraus (wie im Fall der Schnitte #5–8) ist dies ein Anzeichen für eine pathologische Veränderung des jeweiligen Gewebeabschnittes.
Die 8A zeigt das Prinzip eines klassischen MRE-Experimentes, wonach in einem Gewebe mechanische Schwingungen mit einer Frequenz f_v angeregt werden. Die Bewegungssensibilisierung (Bewegungskodierung) erfolgt über bipolare Bewegungsgradienten G_ME (mit Frequenz f_g), die Bestandteil einer Magnetfeld-Sequenz zum Nachweis der Gewebeschwingungen sind. Die MRT-Sequenz besitzt eine Wiederholzeit TR. Bei der in 8A dargestellten herkömmlichen MRE-Methode entspricht die Frequenz f_g des Bewegungsgradienten G_ME der Frequenz f_v der mechanischen Schwingungen, so dass fv > 1TR .
In zwei aufeinander folgenden Experimenten A, B wird die Polarität des Bewegungsgradienten G_ME umgekehrt, um einen Phasenkontrast Δφ zu erhalten, der nur von der kodierten Bewegung (der erzeugten mechanischen Schwingung) abhängt. Dazu werden die jeweils in den Experimenten A, B erzeugten Daten (die Phase der Schwingungen kennzeichnend) miteinander verarbeitet, z. B. voneinander subtrahiert.
Die 8B zeigt das Prinzip des erfindungsgemäßen Verfahrens, bei dem im Unterschied zum klassischen Verfahren der 8A gilt: fv < 1TR . In 8B sind drei verschiedene Schwingungsmodi für den Polarisationsvektor u (der mechanischen Schwingung) dargestellt. Die Schwingungsmodi sind gekennzeichnet dadurch, dass die Anzahl n_v während einer Wiederholperiode TR unterschiedliche Bruchteile des Wertes Eins aufweist: n_v = 1 (f_v = 1/TR), n_v = ½ (f_v = 1/(2TR)) and n_v = 1/4 (f_v = 1/(4TR)). Der Stern bezeichnet einen Trigger für den Wellengenerator (um die mechanischen Schwingungen mit der MRT-Sequenz zu synchronisieren). Für n_v = 1 müssen zwei separate Experimente mit entgegengesetzten G_ME-Polaritäten durchgeführt werden, um Δφ zu berechnen (s. 8A). Für n_v = ½ und n_v = ¼ werden die Phasenbilder für die Subtraktion durch Verschachteln (interleaving) aufgenommen (Δφ = A – B bzw. 2Δφ = A – C + i(B – D)).
9A stellt ein Phasendifferenzsignal Δφ in der MRE für verschiedene Gewebe (Muskel- und Lebergewebe A, B) dar. Der Bewegungskodiergradient MEG hat eine Frequenz f_g = 150 Hz. Es ist deutlich zu erkennen, dass die Maxima der beiden Kurven weit unterhalb der MEG-Frequenz f_g erreicht werden. Das bedeutet, dass die Verwendung geringerer Anregungsfrequenzen zur Erzeugung von Gewebeschwingungen (f_v < f_g) vorteilhaft ist. Insbesondere wird hierdurch eine Einbuße beim Phasensignal durch Kodieren nur eines Bruchteils einer Schwingungsperiode (wie beim erfindungsgemäßen Verfahren) mindestens ausgeglichen.
9B zeigt ebenfalls die Abhängigkeit des Phasendifferenzsignal Δφ in Abhängigkeit von der Anregungsfrequenz f_v für verschiedene Kodierfrequenzen f_g. Wiederum ist zu erkennen, dass die maximal erreichbare Phasendifferenz jeweils bei Anregungsfrequenzen f_v unterhalb f_g liegt.
Die 10A, 10B verdeutlichen das Prinzip des Nachweises von Gewebeschwingungen mittels Magnetresonanz. 10A stellt einen Anteil der Spinphase φ_n dar, der auf einen Phasenkodiergradienten zurückgeht, 10B einen Anteil der Spinphase φ_n, der auf einen (bipolaren) Bewegungskodiergradienten zurückgeht. Dabei nimmt der Phasenkodiergradient linear mit der Zeilennummer n ab, während der bipolare Bewegungskodiergradient konstante Amplitude hat. Drei verschiedene Schwingungsmodi werden betrachtet: Mit n_v = 1 (kreisförmige Symbole) tritt eine Phasenverschiebung auf, die proportional zu der Stärke des Phasenkodiergradienten ist. Mit n_v = ½ (quadratische Symbole) ergibt sich eine periodisch wechselnde Phasenverschiebung, was ausgenutzt wird, um unterschiedlichen Bilder A, B gerade bzw. ungerade Zeilennummern zuzuweisen.
Die gestrichelte Kurve entspricht n_v = 0.9, d. h. eine Frequenzfehlanpassung zwischen 1/TR and f_v. Dies führt zu einem „Beat” (oder Interferenz) von φ_n mit einer Periode TR/0.1. Die gepunktete Linie stellt die Spinphase von statischen Partikeln dar.
Die 11A, 11B zeigen ein berechnetes Phase-Rausch-Verhältnis (phase-to-noise-ration – PNR) für zwei viskoelastische Materialien mit verschiedenen T₂*-Relaxationszeiten, um Muskelgewebe (11A mit μ = 5000 kPa, η = 2 Pas, T₂* = 17 ms) bzw. Lebergewebe (11B mit μ = 2000 kPa, η = 4 Pas, T₂* = 9 ms) zu modellieren. Zum Vergleich stellt eine gestrichelte Kurve ein klassisches MRE-Experiment dar, wonach die Schwingungsfrequenz f_v und die Kodierfrequenz f_g zusammenfallen, d. h. f_v = f_g = 1/TR (TR_min = 0). Die offenen Kreise kennzeichnen eine jeweils optimale Wiederholzeit TR', die sich aus dem PNR ergibt:
Weitere Simulationsparameter sind: |u₀| = 100 μm; |G_ME| = 20 mT/m (Muskelgewebe), 35 mT/m (Leber); SNR₀ = 11; TR_min = 3.4 ms (Muskel) 3.2 ms (Leber).
Die 12 stellt ein Zeitprotokoll einer in vivo Myokardial-MR-Elastographie dar. Aufgrund des hohen Anteils interner Bewegungen ist es hier notwendig, einen niedrigen Kodieranteil zu wählen (q ≈ 0.1, n_v = ¼). Zusätzlich ist die Phasenkodierung des k-Raums in 8 Segmente mit 9 Linien aufgeteilt, die innerhalb von 8 Herzzyklen aufgenommen werden. Als Ergebnis entstehen 4 × 4 geschachtelte (interleave) Phasenaufnahmen, die zu 4 komplexen Phasendifferenzbildern zusammengesetzt werden, die jeweils den kardialen Phasen ➀ bis ➃ in 12 zugeordnet sind.
Die 13A, 13B zeigen ein Ergebnis einer bSSFP-MRE-Messung an einem menschlichen Bizeps unter Verwendung einer Anregungsfrequenz für Scherwellen von 120 Hz (13A) bzw. 75 Hz (13B) und n_v = 1. Die jeweils oberen Bilder zeigen die (in Grauwerte übersetzte) Amplitude der Scherwellen, die jeweils unteren Bilder die Phasendifferenz. In 13A treten im Unterschied zu 13B wegen der kleineren Amplitude der Bewegungskodierung und der kürzeren Wiederholzeit (u₃ = 50 μm; q = 0,6) keine Rand-Artefakte (banding-Artefakte) auf. In 13B sind Voids und Einfaltungsartefakte (phase wrapping) zu sehen (Anregungsamplitude u₃ = 150 μm; q = 0,75). Die PNR der Messung der 13B ist ungefähr 2,3-mal höher als die PNR der Messung der 13A, was auf die Verlängerung des Bewegungskodiergradienten von 5 auf 10 ms und die größere Anregungsamplitude zurückzuführen ist.
Die Messung (wie auch die nachfolgend beschriebenen Messungen) wurde mit einem 1,5 T Scanner durchgeführt. Die bSSFP-Sequenz ist eine konventionelle Sequenz, der der beschriebene Bewegungskodiergradient hinzugefügt ist (trapezoidal, bipolar mit variabler Richtung, mit Frequenz und Amplitude zwischen Phasenkodier- und Read-Out-Gradient). Die Schwingungsphase wurde durch Triggern des Wellengenerators am Beginn jedes N-ten TR-Zyklus (N = Anzahl der geschachtelt aufgenommenen Bilder) mit der MR-Bildaufnahme gekoppelt; vgl. 8A, 8B.
Es wurden 20 Wellenbilder mit alternierender Amplitude des Bewegungskodiergradienten aufgenommen, um durch komplexe Bildsubtraktion 10 Δφ-Bilder zu erhalten, vgl. „Bernstein MA, King KF, Zhou XJ. Handbook of MRI pulse sequences. Burlington: Elsevier Academic Press; 2004”. Der Wellentrigger wurde 10 mal verschoben, um den Phasenoffset θ von π/5 to 2π zu durchlaufen. Die Datenaufnahme wurde nach jeweils 2,5 s wiederholt, was eine Messzeit von 50 s ergibt. Weitere Sequenz-Parameter sind: |G_ME| = 20 mT/m entlang Schnittrichtung; FoV = 250 mm; 128 × 128 Matrix; Schnittdicke: 5 mm; α = ±50°; koronale Bildebene durch eine Längsachse des Muskels.
Die Datenauswertung zum Ableiten elastischer Parameter erfolgte durch Anwenden eines Gruppengeschwindigkeitsinversionsverfahren wie beschrieben in Papazoglou S, Rump J, Klatt D, Hamhaber U, Braun J, Sack I. Group-velocity inversion in MR elastography an skeletal muscles. In: Proceeding of the 14th Annual Meeting of ISMRM. Seattle. 2006.
In 14 ist das Ergebnis eines in vivo bSSFP-MRE-Experimentes an einer menschlichen Leber gezeigt. Das mit a) bezeichnet Bild wurde in einer Ebene (in Bezug auf den menschlichen Körper) aufgenommen, ohne dass ein Bewegungskodiergradient angewandt wurde, d. h. TR = TR_min = 3.2 ms. Die mit b), c) bezeichneten Aufnahmen der 14 zeigen bSSFP-MRE-Bilder an demselben Schnitt wie Aufnahme a), jedoch wurde ein Bewegungskodiergradient auf die Leber angewendet mit f_v = 51 Hz and n_v = ½, TR = 9.85 ms (Teilbild b)) and f_v = 76 Hz and n_v = 1, TR = 13.2 ms (Teilbild c)).
Die oberen Bilder stellen jeweils die MRE-Amplitude dar. Es ist eine starke Abnahme der Signalintensität zu erkennen, die auf T₂*-Dephasing bei langen Echozeiten zurückzuführen ist. Trotz des besonders in den Aufnahmen c) geringen SNR (Signal-to-Noise-Ratio) ist die PNR innerhalb der Leber immer noch hoch genug, um elastische Parameter durch Inversion der Wellengleichung zu rekonstruieren. Die PNR in den Aufnahmen b) ist größer als in den Aufnahmen c), obwohl die Frequenzfehlanpassung von Bewegungskodierung und (mechanischen) Schwingungen größer ist (q = 0.34 in b) gegenüber q = 0.76 in c)).
Die ermittelten Daten wurden durch Extrahieren der ersten harmonischen Schwingung aus dem Fourierraum bei f_v verarbeitet (s. Sinkus R, Lorenzen J, Schrader D, Lorenzen M, Dargatz M, Holz D. High-resolution tensor MR elastography for breast tumour detection. Phys. Med. Biol. 2000; 45(6): 1649–1664). Die komplexen Daten wurden in ein Pro gramm zur linearen Inversion eingegeben, das auf einer algebraischen Inversion der Wellengleichung mit Viskosität basiert (s. Catheline S, Gennisson JL, Delon G, Fink M, Sinkus R, Abouelkaram S, Culioli J. Measuring of viscoelastic properties of homogeneous soft solid using transient elastography: an inverse Problem approach. J Acoust Soc Am 2004; 116(6): 3734–3741).
Die Viskosität der Leber wurde mittels der Dispersionsfunktion der Wellengeschwindigkeit bei abgeschätzt f_v = 51 und 76 Hz mit Voigts viskoelastischem Modell abgeschätzt; vgl. Lai WM, Rubin D, Krempl E. Introduction to Continuum Mechanics: Butterworth Heinemann Ltd; 1994. 570 p.
In den Bilder der 15 zeigen transmurale Wellen in dem intraventrikulären Septum (IVS) eines Probanden, die extern durch 50 Hz Schwingungen des Brustkorbs angeregt wurden. Die mit a) bezeichneten Aufnahmen sind Cine-bSSFP-MRI-Bilder zum anatomischen Vergleich. Die Lage des IVS ist durch die geschlossene Linie gekennzeichnet. In diesem Gebiet erstreckt sich das Myokardium innerhalb einer Bildebene mit 5 mm Dicke. Die Zeitauflösung der Bilder in a) beträgt ungefähr 40 ms.
Die Phasendifferenzaufnahmen der Bilder b) mit ungefähr 180 ms Zeitauflösung zeigen die extern induzierten Schwingungen im IVS. Die Schwingungen wurden mit bipolaren Bewegungskodiergradienten mit 500 Hz entlang der Schnittebene kodiert. Dabei wurden Lautsprecherbewegungen über eine Übertragungsstange auf den Brustkorb übertragen. Die Schwingungsstärke wurde entsprechend dem subjektiven Empfinden der Versuchsperson angepasst.
Die maximale Schwingungsamplitude wurde mit 40 μm abgeschätzt, da eine genaue Berechnung wegen des Beitrags der Bildgradienten zu Δφ die vollständige Kenntnis aller Komponenten der Auslenkungspolarisierung u erfordern würde. Die Pfeile K kennzeichnen die Ausbreitungsrichtung der Scherwellen.
Die 16a-d zeigen das Prinzip der MRE-Auswertung. Scherwellen werden in ein Gewebe eingekoppelt und mittels Magnetresonanz nachgewiesen (16a, b). Die hellen Bereiche in 16a, b stellen Bereiche maximaler Amplitude der Scherwellen dar. Ein computerimplementierter Auswertealgorithmus kann benutzt werden, um die MRE-Daten vor der bildlichen Darstellung zu filtern. Beispielsweise kann ein Schwellwert für die darzustellenden Schwingungsamplituden (d. h. der Amplitude der Scherwellen) gesetzt werden, um Amplituden, die unterhalb des Schwellwerts liegen, herauszufiltern. Der Amplituden-Schwellwert in 16b ist höher als in 16a, weshalb die dargestellte Scherwelle im Vergleich zur 16b nach kürzerer Wegstrecke „abbricht”.
Die 16c, d zeigen aus MRE-Messungen bestimmte Werte für das Schermodul μ bzw. Viskosität η bei verschiedenen Anregungsfrequenzen f_v. Das Bestimmen dieser Größen erfolgt durch Auswertung der Darstellung der Scherwellen im Gewebe (wie in 16a, b), d. h. der Amplitude und der Wellenlänge der Scherwellen.
Repräsentative Parameter der in vivo fraktionalen MRE an Bizeps, Leber und IVS sind in Tabelle 1 zusammengestellt. Mit q = 0.6, 0.33, and 0.1 wird die MRE-Bewegungskodierung von Bizeps zu Herz mehr und mehr ”fraktional”. Die vorgeschlagenen Schwingungsfrequenzen sind u. U. nicht immer möglich, da sie von TR_min abhängen, die wiederum über die Bildauflösung bestimmt ist. Die PNR wurde mit oben beschriebener Gleichung und mit den folgenden Parametern berechnet: TR_min: 3.5 ms, SNR₀ = 11, |G_ME| = 35 mT/m, |u₀| = 100 μm; Muskel: T₂* 17 ms, μ= 5000 Pa, η = 2 Pas; Leber: T₂* = 9 ms, μ = 2000 Pa, η = 4 Pas.
Der Parameter μ fasst die in den beschriebenen Messungen für Leber und Muskel bestimmten elastischen Module zusammen oder ist der Literatur entnommen (Kanai H. Propagation of spontaneously actuated pulsive vibration in human heart wall and in vivo viscoelasticity estimation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2005; 52(11): 1931–1942 (Ultraschall) und Wen H, Gennett E, Epstein N, Plehn J. Magnetic resonance imaging assessment of myocardial elastic modulus and viscosity using displacement imaging and phase-contrast velocity mapping. Magn Reson Med 2005; 54(3): 538–548 (MRI)).

(*) Die Gesamtscanzeit ist eine Abschätzung für Planare MRE mit Aufnahme von 8 θ-Verschiebungen und einer Matrixgröße von of 128 (Bizeps, Leber) bzw. 64 (Herz).
(**) Im Fall des Herzens erzeugt ein einzelner Scan zwei Bilder Δφ(θ) and Δφ(θ + 90°) gegenüber 2Δφ = A – C + i(B – D) wie weiter oben beschrieben.

1: Patient
11: Kopf
13: Schnitt
14: Hellstelle
2: Tomograph
21: Magnet
211: Aufnahmeöffnung
212: supraleitende Spule
213: Spule
214: Haupt-Anregungsspule
3: Bewegungsquelle
31: Lautsprecher
311: Gelenk
3111: Gelenkkopf
3112: Gelenk-Abschnitt
312: Lautsprechermembran
315: elektrische Anschlüsse
316: Stabilisationshülse
32: Trägergestell
320: Klebstoff
321: Kunststoffträgerplatte
322: Gewindezapfen
323: Gewindezapfen
33: Gehäuse
34: Rollen
35: Lautsprechermodul
357: Auflagepunkt
30: aktiver Lautsprecher
301: aktive Lautsprechermembran
4: Rohr
41: Ende
441: formschlüssige Passung
442: Verschraubung
44: Endstück
400: Stange
403: Ende
45: Endstück
453: Gelenkkopf
454: Kunststoffrohr
455: Fenster
456: Rolle
46: Endstück
461: Kugelkopf
462: Anregungsstange
463: Kugelgelenk
464: Positioniergestell
465: Übertragungskopf
466: Klemmschraube
467: Lagereinheit
468: Horizontalbefestigung
469: Distanzstange
470: Grundplatte
5: Funktionsgenerator
6: Verstärker
7: MRT-Steuerung

Claims

Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe, mit den Schritten: a) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz f_v in dem zu untersuchenden Gewebe; b) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR < 1/f_v auf das Gewebe angewandt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanz zum Nachweis der mechanischen Schwingungen das Anwenden einer Magnetresonanzelastographie-Sequenz (MRE-Sequenz) umfasst, die sich mit der Wiederholzeit TR wiederholende MRE-Untersequenzen aufweist.
Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die MRE-Sequenz eine Aufnahmesequenz eines Magnetresonanztomographie-Verfahrens umfasst (MRT-Sequenz).
Verfahren gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die MRT-Sequenz Magnetfelder unterschiedlicher Dauer und Amplitude sowie mindestens ein Radiosignal umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MRE-Sequenz ein oszillierendes Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen ein zeitabhängiges Gradientenfeld (MEG) ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Nachweis der im Gewebe angeregten Schwingungen mittels Magnetresonanz das Erzeugen einer bildlichen Aufnahme des Gewebes und der im Gewebe angeregten Schwingungen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 2 und 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Erzeugen einer einzelnen Aufnahme einen oder mehrere Aufnahmeschritte erfordert, wobei ein Aufnahmeschritt jeweils das Anwenden einer MRE-Untersequenz umfasst, so dass die zeitlichen Dauer eines Aufnahmeschrittes der Wiederholzeit TR der MRE-Untersequenz entspricht.
Verfahren gemäß Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Aufnahme aus einer Bildzeile oder mehreren Bildzeilen zusammensetzt und ein Aufnahmeschritt in dem Erzeugen einer Bildzeile oder mehrerer Bildzeilen des Bildsignals besteht.
Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Periodenlänge der im Gewebe angeregten Schwingungen ein ganzzahliges Vielfaches der Wiederholzeit TR ist.
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregen der mechanischen Schwingungen synchronisiert mit dem oszillierendes Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen erfolgt.
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Gradientenfeld (MEG) während einer Periode die Magnetfeldrichtung wechselt (bipolares Gradientenfeld).
Verfahren gemäß Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanz zum Nachweis der im Gewebe erzeugten Schwingungen – ein erstes bipolares Gradientenfeld auf das Gewebe angewandt und ein erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, und anschließend – ein zweites bipolares Gradientenfeld auf das Gewebe angewandt und ein zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird.
Verfahren gemäß Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Gradientenfeld zeitlich invers zu dem zweiten Gradientenfeld ist, so dass das erste Gradientenfeld zu einem bestimmten Zeitpunkt gemessen vom Anfang einer Periode des Gradientenfelds ein Maximum aufweist, während das zweite Gradientenfeld zu diesem Zeitpunkt ein Minimum aufweist.
Verfahren gemäß Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden und das Ergebnis in einem weiteren Datensatz gespeichert wird.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus mehreren Zeitintervallen mit einer Länge, die der Wiederholdauer TR entspricht, zusammensetzt und jeweils während eines der Zeitintervalle durch Detektieren des vom Gewebe ausgehenden Magnetfeldes ein dem jeweiligen Zeitintervall zugehöriger, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird.
Verfahren gemäß Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus einem ersten und einem zweiten Zeitintervall mit jeweils einer Länge TR zusammensetzt und – ein dem ersten Zeitintervall zugehöriger erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird; – ein dem zweiten Zeitintervall zugehöriger zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, wobei die Daten des ersten und des zweiten Datensatzes jeweils bestimmten Abschnitten des Gewebes zugeordnet sind; und – jeweils demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass mittels der in den Datensätzen enthaltenen Daten viskoelastische Parameter (μ, η) des Gewebes bestimmt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 17 dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit von den Daten der Datensätze ein Bildsignal zur Darstellung des Gewebes erzeugt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensschritte als Programmcode formuliert sind, mit denen das Verfahren auf einem Computer ausführbar ist.