DE102008062853A1

DE102008062853A1 - Verfahren zur kontrastmittelfreien angiographischen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie

Info

Publication number: DE102008062853A1
Application number: DE102008062853A
Authority: DE
Inventors: Michael Dr. Deimling
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2008-12-23
Filing date: 2008-12-23
Publication date: 2010-07-29
Anticipated expiration: 2028-12-24
Also published as: US8571631B2; DE102008062853B4; US20100160767A1; CN101884534A; CN101884534B

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnet-Resonanz-Tomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur kontrastmittelfreien nichtgetriggerten angiographischen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie, aufweisend die folgenden Schritte: S1: 2-D- oder 3-D-Messung eines Blut-Fluss aufweisenden Körperbereiches mit einer Fluss-insensitiven SSFP-Sequenz, S2: Messung desselben Körperbereiches mit einer Fluss-sensitiven SSFP-Sequenz, S3: Registrieren der in den Schritten S1 und S2 gewonnenen Messergebnisse zueinander, S4: nichtgewichtetes oder selbstgewichtetes Subtrahieren des in Schritt S2 gewonnenen registrierten Messergebnisses von dem in Schritt S1 gewonnenen registrierten Messergebnisses, S5: Durchführen einer 2-D- oder 3-D-Bildkorrektur des in Schritt S4 gewonnenen Bildes zur Beseitigung von durch Gradientenfeld- und/oder Magnetgrundfeld-Inhomogenitäten verursachten Bildverzerrungen, S6: Darstellen des in Schritt S5 gewonnenen Angiogramms in Form einer MIP- oder einer segmentierten 2-D- oder 3-D-Gefäßbaumdarstellung.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnet-Resonanz-Tomographie MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur magnetresonanztomographischen Gefäßdarstellung (Angiographie) ohne Kontrastmittel und ohne physiologisches Synchronisieren mit dem MR-Sequenzablauf.
Als Angiographie bezeichnet man allgemein die Darstellung von Blutgefäßen (Arterien und/oder Venen) mittels medizinischer Bildgebungsverfahren (Röntgen, CT, MRT). Speziell in der Magnetresonanz-Angiographie (MRA) gibt es zum einen zwei klassische Verfahren, die die Eigenschaft des Blutflusses zur Gefäßdarstellung nutzen (die Time-Of-Flight-Methode, TOF, sowie die Phasen-Kontrast-Angiographie, PC-Angio) und zum anderen die kontrastmittelgestützte MRA, die zur signalreichen Darstellung relaxationssteigernde Kontrastmittel verwendet.
Die Time-Of-Flight-MRA nutzt das Einfließen von Blut in das Bildgebungsvolumen zur angiographischen Darstellung aus.
Das einfließende Blut ist dabei vollkommen relaxiert und gibt als endogenes (d. h. nicht dem Köper zugeführtes) Kontrastmittel ein starkes Signal. Das stationäre Gewebe erfährt als Konsequenz einer schnellen Folge von HF-Pulsen eine starke Sättigung und liefert letztendlich nur einen geringen Signalbeitrag. Die TOF wird vorzugsweise im Neuro-Bereich mit einer Gradientenechosequenz durchgeführt, wobei deren asymmetrische Anregungsform eine vergleichbare Quermagnetisierung des einströmenden Blutes im gesamten 3D-Volumen bewirkt. Die TOF-Technik findet sowohl als 2D- als auch als 3D-Verfahren Anwendung. Die 2D-Variante wird vorzugsweise im Hals-Wirbel- Säulen-Bereich (HWS-Bereich) angewendet, da dort, durch die hohe Blutflussgeschwindigkeit, das Blut innerhalb einer Repetitionszeit TR völlig ausgetauscht wird. In diesem Bereich ist es also möglich, mit großem Anregungspulswinkel eine sehr hohe Magnetisierung für die Bildgebung zu erzielen. Ein Nachteil der TOF-Methode ist die Bewegungsempfindlichkeit insbesondere in der Hals-Region.
Eine andere Methode stellt das Phasen-Kontrast-Angiographie-Verfahren dar. Die Phasen-Kontrast-Angiographie (PKA oder PC-Angio, PCA) nutzt wie die TOF-Angiographie den Blutfluss zur selektiven Darstellung der Gefäße in der MRT.
In der TOF wird ein bipolarer Gradient zur Flusskompensation erster Ordnung genutzt. In der PCA wird in umgekehrter Weise ein bipolarer Gradient G_b zur Kodierung der Flussgeschwindigkeit genutzt, um eine zusätzliche Phase proportional zur Geschwindigkeit v_X zu generieren:
wobei τ die Dauer von G_b ist. Die komplexe Subtraktion eines in x-Richtung flusskompensierten Bildes von einem flußsensitiven Bild resultiert demnach in einem Bild, dessen Pixelvektoren einen Betrag und eine Phase proportional zur Geschwindigkeit v_X aufweisen. Daraus folgt, dass die stationären Spins keinen Betrag liefern.
Sequenzen mit unterschiedlicher Phasenempfindlichkeit erlauben daher nach Subtraktion eine hintergrundfreie Gefäßdarstellung. Der Nachteil dieses Verfahrens ist die Anwendbarkeit auf jeweils nur ein bestimmtes Geschwindigkeitsintervall um Doppeldeutigkeiten zu vermeiden.
In den letzten Jahren hat sich die kontrastmittelgestützte Angiographie für fast alle Körperregionen durchgesetzt (CE-MRI). Sie erlaubt dynamische wie auch statische Untersuchungen in sehr kurzer Messzeit. Die Wirkungsweise von Kontrast mitteln in der MR beruht generell auf einer irgendwie gearteten Beeinflussung der für den Kontrast maßgeblichen Parameter T₁, T₂ mit Hilfe von Atomen oder Molekülen, die ein genügend großes magnetisches Moment aufweisen (z. B. Gadolinium Gd³⁺) Allerdings sind alle diese Substanzen als freie Ionen hochtoxisch und können daher so nicht eingesetzt werden. Zwar kann die Toxizität (Giftigkeit) dadurch verringert werden, dass diese Ionen in sogenannte Chelatkomplexe eingebunden werden. In jüngster Zeit wurde allerdings vermehrt von (Nieren-)Erkrankungen (Nephrogene Systemische Fibrose, NSF) berichtet, die von gadoliniumhaltigen Kontrastmitteln herrühren. Es wird deshalb neuerdings an kontrastmittelfreien (KM-freien) Methoden gearbeitet.
Ein derzeit von der Firma Toshiba entwickeltes Verfahren ist „Fresh Blood Imaging” (FBI). Es macht sich im Wesentlichen die Tatsache zunutze, dass die T₂-Relaxationszeit von Blut viel länger ist als die des das Blutgefäßsystem umgebenden stationären Gewebe. Die Bildgebungssequenz bei FBI basiert im Prinzip auf einer (EKG- und atmungsgetriggerten) Toshiba-spezifischen FASE-Sequenz (Fast Advanced Spin Echo, FASE).
Ein anderes von der Firma Siemens entwickeltes Verfahren ist „SPACE” ebenfalls mit EKG-Triggerung. SPACE ist eine Variante der 3D-Turbo-Spinecho-Technik. Im Vergleich zur konventionellen Turbo-Spinecho-Sequenz verwendet SPACE nicht-selektive, lange Refokussierungspulszüge, die aus HF-Pulsen mit variablen Flipwinkeln bestehen. Dies erlaubt sehr hohe Turbofaktoren (Messzeitgewinn einer Turbo SE-Sequenz gegenüber einer konventionellen Spinecho-Sequenz: > 100) und eine hohe Abtast-Effizienz. Ergebnis sind hochaufgelöste, isotrope Bilder, die eine freie Reformatierung in allen Ebenen ermöglichen. Die EKG-Triggerung ermöglicht zudem eine Angiographie bei großen Field-Of-Views (FOV's) wie sie z. B. im Rahmen einer peripheren Angiographie der Beine erforderlich ist. Nichtsdestotrotz stellen FBI sowie SPACE sehr komplizierte Messverfahren dar, da eine Triggering, insbesondere eine Atmungs- und EKG- Triggerung, wie sie sowohl bei FBI als auch bei SPACE erforderlich ist, generell sehr aufwendig ist:
Es müssen ein Atmungsgürtel angelegt sowie mehrere EKG-Elektroden am Körper fixiert werden. Die Sequenz liefert nur Daten die zu einem entsprechenden Herz-Atem-Rhythmus passen, wobei Atmungs- und Herzschlag-Messgeräte mit dem MRT-Meßsystem (Anlagenrechner, Sequenzsteuerung) messtechnisch kombiniert und konfiguriert werden müssen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein MRT-Messverfahren anzugeben, welches die Darstellung von Gefäßen erlaubt ohne Kontrastmittel und ohne physiologisches Synchronisieren mit dem Sequenzablauf.
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.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren vorgeschlagen zur kontrastmittelfreien nichtgetriggerten angiographischen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie aufweisend die folgenden Schritte:
S1: D- oder 3D-Messung eines Blut-Fluß aufweisenden Körperbereiches mit einer Fluß-insensitiven SSFP-Sequenz,
S2: Messung desselben Körperbereiches mit einer Fluß-sensitiven SSFP-Sequenz,
S3: Registrieren der in den Schritten S1 und S2 gewonnenen Messergebnisse zueinander,
S4: nichtgewichtetes oder selbstgewichtetes Subtrahieren des in Schritt S2 gewonnenen registrierten Messergebnisses von dem in Schritt S1 gewonnenen registrierten Messergebnisses,
S5: Durchführen einer 2D- oder 3D-Bildkorrektur des in Schritt S4 gewonnenen Bildes zur Beseitigung von durch Gradientenfeld- und/oder Magnetgrundfeld-Inhomogenitäten verursachte Bildverzerrungen, und
S6: Darstellen des in Schritt S5 gewonnenen Angiogramms in Form einer MIP- oder einer segmentierten 2D- oder 3D-Gefäßbaumdarstellung.
Vorteilhaft ist es, wenn die Fluß-insensitive SSFP-Sequenz eine true-FISP-Sequenz oder eine phasenzyklierte SSFP-Sequenz, z. B. eine CISS-Sequenz, darstellt und die Fluß-sensitive SSFP-Sequenz eine FISP-Sequenz darstellt.
Vorteilhaft ist es auch, wenn für die durchzuführenden SSFP-Sequenzen der optimale das jeweilige SSFP-Signal maximierende Flipwinkel α verwendet wird und alle geometrischen MRT-Parameter – sowohl der Fluß-sensitiven als auch der Fluß-insensitiven SSFP-Sequenzen – gleich sind.
Vorteilhafterweise erfolgt eine im Schritt S4 durchgeführte selbstgewichtete Subtraktion gemäß folgender mathematischen Beziehung:
wobei T das true-FISP- oder CISS-Signal, F das FISP-Signal darstellt und λ und κ vom Anwender zu bestimmende Parameter sind.
Weiterhin ist es vorteilhaft, wenn die Fluß-sensitive SSFP-Sequenz durch Applizieren eines angepassten Spoiler-Gradienten in Ausleserichtung und/oder in Schichtselektionsrichtung zum Zeitpunkt TR variiert wird. Ebenso vorteilhaft erfolgt die Variation so, dass das erste Moment M1 nicht kompensiert wird.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein konventionelles Kernspin-Tomographiegerät, welches zum Durchführen des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignet ist,
2 zeigt den Phasenverlauf für stationäre und fließende Spins bei einer true-FISP-Sequenz,
3 zeigt den Phasenverlauf für stationäre und fließende Spins bei einer FISP-Sequenz,
4 zeigt den typischen Sequenzverlauf einer true-FISP-Sequenz,
5 zeigt eine mögliche Variante des Sequenzverlaufes einer FISP-Sequenz,
6 zeigt schematisch die Abhängigkeit des SSFP-Signals von der Spinflußgeschwindigkeit bei true-FISP und bei FISP,
7 zeigt das Ablaufs-Diagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens,
8 zeigt das Signalverhalten verschiedener SSFP-Sequenzen in Abhängigkeit des Flipwinkels und
9 zeigt Bildbeispiele des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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.
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 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 Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der an einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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 einen Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 23 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in de 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 einen 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- und 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 gewonnen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagerechner 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 einen Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Kernspintomographiegerät mit zwei aufeinander abfolgenden SSFP-Sequenzen betrieben. Diese werden durch die Sequenzsteuerung 18 generiert. Die Implementierung des erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgt im Bildrechner 17 bzw. im Anlagenrechner 20.
Die vorliegende Erfindung macht sich zunutze, dass unterschiedliche SSFP-Sequenzen (Steady-State-Free-Precession; SSFP) auf stationäre und auf fließende Spins in unterschiedlicher Weise sensitiv sind. So stellt sich beispielsweise eine true-FISP-Sequenz (T) als vollständig bewegungskompensiert dar, während eine reine FISP-Sequenz (F) stark bewegungsempfindlich ist. Ursache dafür ist die Rephasierung d. h. der Phasenverlauf zum Zeitpunkt der Repetitionszeit TR wie anhand der 2 bis 6 erläutert werden soll.
In der Magnetresonanztomographie (MRT) wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese „geordneten” Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in dem jeweils interessierenden Bereich – auch FOV (engl.: Field-Of-View) genannte – in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden, was im Allgemeinen als „Ortskodierung” bezeichnet wird.
Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannen Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die z-Achse), die Frequenzkodieurng (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, überlicherweise die y-Achse).
Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.
Eine mögliche Form, die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen, basiert auf der sogenannten True-FISP-Sequenz, die in 4 dargestellt ist. FISP steht für „Fast Imaging with Steady Precession” und ist die Spezialform einer Gradientenechosequenz.
Wie bei den konventionellen Bildgebungssequenzen findet auch hier eine Rephasierung bezüglich eines Schichtselektionsgradienten G_S 27 und eine Vordephasierung bezüglich eines Auslesegradienten G_R 29 statt. Durch diese Gradientenschaltung wird die durch die Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierng kompensiert, so dass ein Echosignal ensteht, das als Gradientenecho bezeichnet wird. Die Grundidee ist also, dass die transversale Magnetisierung nach der Signalauslese restauriert wird und für den nächsten Sequenzdurchgang genutz werden kann.
Das Echosignal wird ausschließlich durch Gradientenumkehrung generiert.
Die Repetitionszeit TR ist die Zeit, nach der ein HF-Anregungsimpuls dem anderen folgt. Nach der Zeit
erfolgt das Echosignal und kann mittels Auslesegradient G_R 29 akquiriert werden.
Das True-FISP-Signal zeichnet sich durch eine völlige Symmetrie im Zeitbereich aus, d. h. die Gradientenzüge 27, 28, 29 sind vollständig balanciert
Durch die völlige Symmetrie der Gradientenzüge im Zeitbereich werden alle Mag netisierungsanteile wieder refokussiert, so dass nach kurzer Einschwingzeit das ideale Steady State Signal entsteht.
Bei der Phasenkodierung wird vor der Akquisition des Steady State Signals und nach der Akquisition für eine feste Zeit ein Gradientenfeld 28 eingeschaltet, dessen Stärke bei jedem Sequenzdurchgang schrittweise um den einen Betrag ΔG_P erniedrigt (↓) bzw. erhöht (↑) wird.
Die true-FISP-Sequenz ist durch ihre vollständige Symmetrie im Zeitbereich eine Sonderform der allgemeineren FISP-Sequenz. Die Impuls- und Gradientenfolge einer FISP-Sequenz ist in 5 schematisch dargestellt. Um im Sinne der vorliegenden Erfindung eine möglichst ausgeprägte Bewegungssensitivität der FISP-Sequenz zu bewirken, muss sowohl in der Schichtselektionsrichtung 27 als auch in der Ausleserichtung 29 die (Gradienten-)Symmetrie zerstört werden. In 5 wird dies dadurch erreicht, dass die ersten vor jedem α-Puls applizierten Vordephasierpulse in Schichtselektionsrichtung (schraffierte Flächen) weggelassen werden, ebenso wird der Nachdephasierpuls in Ausleserichtung invertiert, wodurch der Auslesegradient entsprechend verlängert wird.
Wie bereits erwähnt ist die Ursache für eine Empfindlichkeit hinsichtlich bewegter (z. B. fließender) Spins auf den Grad der Rephasierung d. h. der Phase zum Zeitpunkt der Repetitionszeit TR zurückzuführen. Der Phasenverlauf bei nicht fließenden also stationären Spins 23 (v = 0) sowie bei unterschiedlich stark fließenden Spins 24, 25 (v ≠ 0) ist für die true-FISP-Sequenz in 2 und für eine FISP-Sequenz in 3 dargestellt und zwar jeweils in Kombination mit dem Auslesegradient 29. Die Phasenverläufe bei Spinbewegung haben leichte Parabelform, der Phasenverlauf bei stationären Spins ist linear. Im Fall der true-FISP-Sequenz (2) ist der Auslesegradient vollständig symmetrisch (vollständig ausbalanciert; verschwindendes Gradientenintegral), was dazu führt, dass zum Zeitpunkt TR bei allen Phasenverläufen eine vollständige Rephasierung erfolgt. Obwohl die Gradientenmo mente zum Echozeitpunkt divergieren M₁(TE) ≠ 0, sind die Gradientenmomente nullter und erster Ordnung zum Repetitionszeitpunkt TR gleich Null: M₀(TR) = M₁(TR) = 0. Dies bedeutet, dass sämtliche Spins bei TR wieder refokussiert werden, d. h. dass sich zum Zeitpunkt TR wieder ein vor der Spinbewegung unabhängiges maximales SSFP-Signal einstellt. Die true-FISP-Sequenz ist somit bewegungsunempfindlich.
Bei der FISP-Sequenz verhält es sich anders. Bei FISP wird das SSFP-Signal durch eine nichtkonstante Phase zum Zeitpunkt TR gestört.
Wie 3 zeigt, ist der Gradientenverlauf der FISP-Sequenz unsymmetrisch. Der sich positiv fortsetzende (schraffierte) Gradient führt zu einer weiteren noch stärkeren Divergenz der Phasenverläufe 23, 24, 25 zum Zeitpunkt TR, was eine zunehmende Schwächung bis hin zur kompletten Auslöschung des SSFP-Signals bewirkt. Die Divergenz ist zudem infolge der Uneinheitlichkeit der Spinbewegung (des Spinflusses) zeitabhängig, was eine Art Phasenoszillation 26 bei nicht stationärer Spinbewegung zur Folge hat, welche einer (SSFP-)Signalbildung ebenso entgegenwirkt. Die genaue Theorie dieser Wechselwirkung zwischen einer unvollständigen Rephasierung zum TR-Zeitpunkt und der Stärke bzw. Schwächung des sich ausbildenden SSFP-Signals ist sehr komplex und soll hier nicht weiter erläutert werden.
Wichtig zum Verständnis der vorliegenden Erfindung jedoch ist letztendlich die unterschiedliche Abhängigkeit des SSFP-Signals einer true-FISP-Sequenz bzw. einer einfachen FISP-Sequenz von der (Spin-Fluss-)Geschwindigkeit, die in 6 stark schematisiert dargestellt ist. Die gepunkteten Linien 31, 33 zeigen das FISP-Signal (F), die durchgezogenen Linien 30, 32 das true-FISP-Signal (T).
Das SSFP-Signal von stationärem Fett-Gewebe 34 ist sowohl bei FISP 31 als auch bei true-FISP 30 geschwindigkeitsunabhängig. Bei fließendem Blut 35 verhält es sich anders. Das true-FISP- Signal 32 ist nach wie vor geschwindigkeitsunabhängig, während das FISP-Signal 33 mit zunehmender Flussgeschwindigkeit gegen Null abfällt. Da der Blutfluss in Venen 36 generell nicht sehr hoch ist, unterscheiden sich die SSFP-Signalgebungen zwischen FISP und true-FISP in Venen 36 nur sehr wenig (siehe in 6 die SSFP-Pfeillängen in Höhe der Venen 36 auf der Geschwindigkeitsachse).
Betrachtet man in 6 jedoch den Signalunterschied zwischen true-FISP 32 und FISP 33 in einem Geschwindigkeitsbereich einer mittleren Blutfluss-Geschwindigkeit, wie sie in Arterien 37 auftritt (siehe in 6 die SSFP-Pfeillängen in Höhe der Arterien 37), so ist dieser derart ausgeprägt, dass die Differenz zwischen einer angiographischen true-FISP-Aufnahme und einer angiographischen FISP-Aufnahme der gleichen Anatomie im Wesentlichen nur das arterielle System darstellt.
Somit stellt der SSFP-Signalunterschied zwischen zwei unterschiedlich geschwindigkeitsabhängigen SSFP-SEqzuenzen (z. B. FISP und true-FISP) die Basis für die vorliegende Erfindung dar.
Das erfindungsgemäße Verfahren soll im Folgenden anhand 7 schrittweise erläutert werden.
Entscheidend sind die in den Schritten S1 und S2 vorteilhafterweise zeitlich unmittelbar aufeinanderfolgenden 2D- oder 3D-Messungen mit zwei wie zuvor dargelegt unterschiedlichen SSFP-Sequenzen, wobei die eine Sequenz (in Schicht- und Ausleserichtung) bewegungskompensiert und die andere bewegungsempfindlich (flussempfindlich) sein muss. Welche der beiden Sequenzen zuerst appliziert werden soll ist unerheblich.
Die Unmittelbarkeit in der zeitlichen Abfolge ist vorteilhaft, um bewegungsbedingte Unterschiede und/oder Artefakte durch Patientenbewegung, Herzbewegung, Atmung, Peristaltik etc. so gering wie möglich zu halten. Bewegungsbedingte Un terschiede in beiden Aufnahmen können jedoch nicht ganz vermieden werden. Um dennoch beide Bilder miteinander im Sinne einer hochauflösenden Angiographie sinnvoll vergleichen zu können, müssen in einem dritten Schritt S3 die in den Schritten S1 und S2 gewonnenen Messergebnisse zueinander registriert werden. In einem vierten Schritt S4 werden die zueinander registrierten 2D- oder 3D-Bilder nichtgewichtet oder selbstgewichtet voneinander subtrahiert und auf diese Weise ein idealerweise hintergrundfreies Bild der Arterien gewonnen.
Selbstgewichtet heißt, dass die im Schritt S4 durchgeführte Substraktion gemäß folgender mathematischen Beziehung erfolgt:
wobei T das bewegungskompensierte Signal (z. B. true-FISP), F das bewegungssensitive Signal (FISP) und λ und κ vom Anwender zu bestimmende Parameter darstellen. Eine einfache oder auch selbstgewichtete Subtraktion kann im Prinzip arterielle und venöse Blutgefäße unterschiedlich darstellen, da auch die geringe Flussgeschwindigkeit in den Venen zu einem wenn auch nur geringen Signal führt, welches verstärkt werden kann. Durch eine selbstgewichtete Subtraktion kann die Bildsubtraktion rauschfreier gestaltet werden.
Insbesondere bei großen FOV's können sich sowohl Gradientenfeld-Inhomogenitäten als auch Magnetgrundfeld-Inhomogenitäten durch mehr oder weniger starke, aber generell in nicht zu vernachlässigende Bildverzerrungen des in Schritt S4 gewonnenen Bildes niederschlagen. Durch bekannte zuverlässige Korrektionsverfahren („Distortion Correction Methods”) können diese in einem fünften Schritt S5 eliminiert werden. Zuletzt wird das in Schritt S5 gewonnene Angiogramm in einem sechsten und letzten Schritt S6 in Form einer MIP (Maximum Intensity Projection) oder eines segmentierten 2D- oder 3D-Gefäßbaumes z. B. auf dem Bildrechner dargestellt.
Eine solche Darstellung der Gefäße aus dem Bereich der Halswirbelsäule (HWS) ist im oberen Teil der 9 abgebildet. Der untere Teil der 9 zeigt die signalstarken Arterien gegenüber den zwar signalschwachen aber dennoch sichtbaren Venen im Bereich der Kniekehle (Poplitea).
Es wurde bereits die Problematik großer abzubildender Bildbereiche erwähnt. Für die Gefäßdarstellung der Extremitäten beispielsweise, also mit großem FOV, treten mit großer Wahrscheinlichkeit „Off-Resonanz-Artefakte” der true-FISP-Sequenz auf. Diese können durch Applizieren anderer bewegungskompensierter SSFP-Bildgebungs-Sequenzen, nämlich durch phasenzyklierte SSFP-Schemata, wie beispielsweise der CISS-Sequenz, reduziert werden. Phasenzyklisierte-Steady-State-Sequenzen sind true-FISP-Messungen mit unterschiedlichen HF-Anregungspuls-Schemata, die im Allgemeinen auch unterschiedliche Datensätze liefern. Als CISS-Sequenz wird die unmittelbare Abfolge mehrere phasenzyklischer Steady-State-Sequenzen bezeichnet (engl.: Constructive Interference in Steady-State, CISS). Sie wird derzeit für hochauflösende T₂-Bildgebung benutzt, durch die insbesondere Flüssigkeiten aufgrund des günstigen kleinen T₁/T₂-Verhältnisses, mit sehr hoher Intensität gemessen werden können.
Allerdings muss bei der Verwendung phasenzyklierter SSFP-Schemata (ideal wäre beispielsweise CISS) die bis um das doppelte verlängerte Meßzeit in Kauf genommen werden. Ferner sollten vorzugsweise alle geometrischen MR-Parameter (z. B. Ortsauflösung, Bandbreite, usw.) beider in den Schritten S1 und S2 verwendeten Sequenzen gleich sein.
Die Kontrastparameter wie z. B. der Flipwinkel α sollte so gewählt werden, dass Blut im bewegungskompensierten Bild (z. B. im true-FISP-Bild, T-Bild) maximale Intensität aber auch Muskulatur und Fettgewebe im bewegungssensitiven F-Bild maximale Intensität hat. Das Signalverhalten von SSFP-Sequenzen in Abhängigkeit des Flipwinkels α zur Suche des jeweils optimalen Flipwinkels im T-Bild sowie im Fett- und Muskel-Gewebe ist in 8 dargestellt.
Weiterhin sollten auch die jeweiligen Echozeiten TE beider Sequenzen annähernd gleich sein, insbesondere um „Opposed-Effekte” bestmöglich zu reduzieren.
Auch der FISP-Kontrast (der Kontrast des durch FISP erhaltenen 2D- oder 3D-Bildes) lässt sich in gewissen Grenzen durch partielles HF-Spoiling variieren: Durch individuell angepasste sogenannte Gradienten-Spoiler kann die Bewegungs-Sensitivität der FISP-Sequenz gezielt verstärkt oder veringert werden, so beispielsweise durch „Spoilen” ausschließlich in Schichtselektionsrichtung und/oder in Ausleserichtung oder aber durch vollständiges ausbalancieren (symmetrisches Spoiling) in Auslese- oder in Schichtselektionsrichtung.

Claims

Verfahren zur kontrastmittelfreien nichtgetriggerten angiographischen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie aufweisend die folgenden Schritte: S1: 2D- oder 3D-Messung eines Blut-Fluß aufweisenden Körperbereiches mit einer Fluß-insensitiven SSFP-Sequenz, S2: Messung desselben Körperbereiches mit einer Fluß-sensitiven SSFP-Sequenz, S3: Registrieren der in den Schritten S1 und S2 gewonnenen Messergebnisse zueinander, S4: nichtgewichtetes oder selbstgewichtetes Subtrahieren des in Schritt S2 gewonnenen registrierten Messergebnisses von dem in Schritt S1 gewonnenen registrierten Messergebnisses, S5: Durchführen einer 2D- oder 3D-Bildkorrektur des in Schritt S4 gewonnenen Bildes zur Beseitigung von durch Gradientenfeld- und/oder Magnetgrundfeld-Inhomogenitäten verursachte Bildverzerrungen, S6: Darstellen des in Schritt S5 gewonnenen Angiogramms in Form einer MIP- oder einer segmentierten 2D- oder 3D-Gefäßbaumdarstellung.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Fluß-insensitive SSFP-Sequenz eine true-FISP-Sequenz oder eine phasenzyklierte SSFP-Sequenz, z. B. eine CISS-Sequenz, darstellt.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Fluß-sensitive SSFP-Sequenz eine FISP-Sequenz darstellt.
Verfahren gemäß Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass für die durchzuführenden SSFP-Sequenzen der optimale das jeweilige SSFP-Signal maximierende Flipwinkel α verwendet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass alle geometrischen MRT-Parameter sowohl der Fluß-sensitiven als auch der Fluß-insensitiven SSFP-Sequenzen gleich sind.
Verfahren gemäß Anspruch 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass eine im Schritt S4 durchgeführte selbstgewichtete Subtraktion gemäß folgender mathematischen Beziehung erfolgt:
wobei T das true-FISP- oder CISS-Signal, F das FISP-Signal darstellt und λ und κ vom Anwender zu bestimmende Parameter sind.
Verfahren gemäß Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Fluß-sensitive SSFP-Sequenz durch Applizieren eines angepassten Spoiler-Gradienten in Ausleserichtung und/oder in Schichtselektionsrichtung zum Zeitpunkt TR in Ausleserichtung und/oder in Schichtselektionsrichtung variiert wird.