-
Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin
zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur Verbesserung
von Flussmessungen wie sie in der Magnet-Resonanz-Tomographie zur
Darstellung von beispielsweise Blut-durchflossenen Gefäßsystemen
durchgeführt werden.
-
Die
MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz
und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin
und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode
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 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 sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation
mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. 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
Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise
die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension
innerhalb der Schicht, üblicherweise
die y-Achse). Darüber
hinaus kann durch Phasenkodierung entlang der z-Achse die selektierte
Schicht in weitere Schichten unterteilt werden.
-
Es
wird also zunächst
selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt und
eventuell eine Phasenkodierung in z-Richtung durchgeführt. 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 ist in den 4a und 4b dargestellt.
Die verwendete Sequenz ist eine Spin-Echo-Sequenz. Bei dieser wird
durch einen 90°Anregungsimpuls
die Magnetisierung der Spins in die x-y-Ebene geklappt. Im Laufe
der Zeit (1/2 TE; TE ist
die Echozeit) kommt es zu einer Dephasierung der Magnetisierungsanteile,
die gemeinsam die Quermagnetisierung in der x-y-Ebene Mxy bilden.
Nach einer gewissen Zeit (z.B. 1/2 TE) wird
ein 180°-Impuls
in der x-y-Ebene so eingestrahlt, dass die dephasierten Magnetisierungskomponenten
gespiegelt werden ohne dass Präzessionsrichtung
und Präzessionsgeschwindigkeit
der einzelnen Magnetisierungsanteile verändert werden. Nach einer weiteren
Zeitdauer 1/2 TE zeigen die Magnetisierungskomponenten
wieder in die gleiche Richtung, d.h. es kommt zu einer als „Rephasierung" bezeichneten Regeneration
der Quermagnetisierung. Die vollständige Regeneration der Quermagnetisierung
wird als Spin-Echo bezeichnet.
-
Um
eine ganze Schicht des zu untersuchenden Objektes zu messen, wird
die Bildgebungssequenz N-mal für
verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z.B. Gy wiederholt.
Der zeitliche Abstand der jeweils anregenden HF-Pulse wird dabei als
Repe titionszeit TR bezeichnet. Das Kernresonanzsignal (Spin-Echo-Signals) wird bei
jedem Sequenzdurchgang durch den Δt-getakteten
ADC (Analog Digital Wandler) ebenfalls N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit
des Auslesegradienten Gx abgetastet, digitalisiert
und abgespeichert. Auf diese Weise erhält man gemäß 4b eine
Zeile für Zeile
erstellte Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N×N Datenpunkten.
Aus diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar
ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von
N×N Pixeln
rekonstruiert werden (eine symmetrische Matrix mit N×N Punkten
ist nur ein Beispiel, es können
auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden).
-
Bei
geschwindigkeitsaufgelösten
Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie kann entweder der
Verlauf der mittleren Geschwindigkeit des fließenden Mediums in einem bestimmten
Gefäß während eines
Bewegungszyklus (Atmung, Herzbewegung) bestimmt werden oder die
Geschwindigkeitsverteilung im Querschnitt des interessierenden durchflossenen
Gefäßbereiches
zu einem definierten Zeitpunkt der Bewegung. Von großem Interesse
ist beispielsweise der Geschwindigkeitsverlauf des Blutes in der
Aorta während
eines Herzzyklus (von Systole zu Systole).
-
Für derartige
Messungen werden während der
Bewegung, d.h. innerhalb eines zu vermessenden Zyklus, derzeit quasi-gleichzeitig
zweierlei Datensätze
aufgenommen: Eine anatomische Bildserie sowie eine geschwindigkeitskodierte
Bildserie. Üblicherweise
beträgt
die Aufnahmefrequenz bei beiden Serien etwa 20 Bilder pro Zyklus.
Die Gleichzeitigkeit der Bildakquirierung wird dadurch realisiert,
dass abwechselnd ein Bild der einen Serie und anschließend ein
Bild der anderen Serie aufgenommen wird, wobei während der Akquirierung der
geschwindigkeitskodierten Serie ein konstanter Gradient in Flussrichtung angelegt
wird, der den diversen Sequenzparametern (Repetitionszeit, Flipwinkel,
usw.) sowie der Flussge schwindigkeit in dem betreffenden Gefäß angepasst ist,
um eine optimale Geschwindigkeitsauflösung zu erreichen. Typischerweise
wird die Aufnahmeschicht beider Serien senkrecht zu den darzustellenden
Gefäßen orientiert.
Der zusätzliche
(Phasenkodier-) Gradient in Flussrichtung ist deshalb notwendig,
um jedem Voxel des fließenden
Mediums aufgrund der geschwindigkeitsabhängigen Dephasierung und damit
der Intensität
des Resonanzsignals der in ihm enthaltenen Kernspins eine definierte
Geschwindigkeit zuordnen zu können.
-
Bislang
werden beide Serien mit Hilfe von Nachverarbeitungs-Software (engl.:
Post-Processing-Software) dargestellt und ausgewertet, zumeist nach
Abschluss der Untersuchung am Patienten. Es findet demnach keine
Visualisierung der Ergebnisse der Flussmessung direkt nach der Datenakquisition statt.
Die anatomischen und die geschwindigkeitskodierten Bildserien können derzeit
nach dem Postprocessing nur getrennt dargestellt werden.
-
Die
WO 99/63355 A1 beschreibt
ein Verfahren zur interaktiven funktionellen Magnet-Resonanz-Bildgebung
in Echtzeit. Während
einer funktionellen Magnet-Resonanz-Untersuchung werden Rohdaten
aufgezeichnet, mit denen eine Bildrekonstruktion, Registrierung
und statistische Analyse durchgeführt wird, wobei die Ergebnisse
unmittelbar nach der Vollendung der Datenakquisition angezeigt werden.
Hierbei werden statistische Ergebnisse einer funktionellen Magnet-Resonanz-Untersuchung
mit anatomischen Bildern zueinander registriert und dargestellt.
-
Die
WO 02/13692 A1 und
die zugehörige
US 2004/0015071 A1 offenbaren
ein Magnet-Resonanz-Gerät,
das eine überlagerte
Bilddarstellung eines morphologischen Bildes mit einem entsprechenden
Bild einer Temperaturverteilung erlaubt.
-
Die
Schrift Moran PR. A flow velocity zeugmatographic interlace for
NMR imaging in humans. Magn Reson Imaging. 1982; 1(4): 197–203 offenbart eine
fluss-sensitive zeugmatographi sche Phasen-modulierte Interlace-Technik
für die
Magnet-Resonanz-Bildgebung.
-
Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellen
um bei Flussmessungen in der Magnetresonanztomographie eine Sofortverarbeitung
(In-Line) und verbesserte Aufbereitung der Messergebnisse zu realisieren.
-
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 beansprucht zur geschwindigkeitsaufgelösten Flussmessung während eines
Bewegungszyklus in der Magnetresonanz-Tomographie
aufweisend
die folgenden Schritte:
- – Aufnehmen eines Übersichtsbildes
eines ausgewählten
Bereiches eines zu untersuchenden Lebewesens mittels eines MRT-Gerätes,
- – Darstellen
des Übersichtsbildes
auf einem Bildschirm,
- – Durchführen einer
quasigleichzeitigen Messung einer anatomischen Bildserie des ausgewählten Bereiches
sowie einer geschwindigkeitsaufgelösten Bildserie eines innerhalb
des ausgewählten Bereiches
gekennzeichneten Bereiches während des
Bewegungszyklus,
- – Darstellung
beider Bildserien auf dem Bildschirm, wobei erfindungsgemäß bei der
Darstellung der Bildserien jedes geschwindigkeitsaufgelöste Bild
der geschwindigkeitsaufgelösten
Bildserie in dem zeitlich korrespondierenden anatomischen Bild der
anatomischen Bildserie integriert ist
-
Vorteilhafterweise
erfolgt bereits während oder
unmittelbar nach der Messung eine automatische Segmentierung des
gekennzeichneten Bereiches über
die geschwindigkeitsaufgelöste
Bildserie. Somit kann die sich unter Umständen verändernde Kontur des zu vermessenden
Bereiches nachgefahren werden. Gängige
Segmentieralgorithmen sind bekannt.
-
Um
dem Anwender die Interpretation bzw. die Diagnose auf Basis der
dargestellten Bildserie zu erleichtern soll erfindungsgemäß eine Farbkodierung der
geschwindigkeitsaufgelösten
Bildserie erfolgen.
-
Eine
derartige Farbkodierung soll vorteilhaft nach dem Standart der Ultraschall-Bildgebung
realisiert werden.
-
Die
erfindungsgemäße Verarbeitung
der Messdaten noch während
bzw. sofort nach der eigentlichen Messung ermöglicht die Darstellung des Messergebnisses
in Form einer geeignet angeordneten Bildreihe bzw. in Form eines
Films auf einer Anwender-Schnittstelle
auf dem Bildschirm vorteilhaft unmittelbar nach der Messung.
-
Erfindungsgemäß wird der
zu vermessende Gewebe-Bereich vom Anwender manuell gekennzeichnet.
Dabei können
auch mehrere Gefäßbereiche
in dem Übersichtsbild
gleichzeitig gekennzeich net und damit gleichzeitig geschwindigkeitsaufgelöst vermessen
werden.
-
Erfindungsgemäß ist die
Geschwindigkeits-auflösende
Messung von Gefäßen in Abhängigkeit
eines Bewegungszyklus des zu untersuchenden Objektes gedacht. Ein
solcher kann den Zeitraum der Atmung, der Herzbewegung oder andere
Bewegungsformen umfassen. Dabei ist eine gute Auflösung der
Bildserie bei ca. 20 Bildern pro Zyklus gegeben.
-
Ferner
wird gemäß der vorliegenden
Erfindung ein Kernspintomographiegerät beansprucht das zur Durchführung des
Verfahrens gemäß den obigen
Ansprüchen
geeignet ist.
-
Ebenso
beansprucht wird ein Computersoftwareprodukt, welches ein Verfahren
gemäß den obigen
Ansprüchen
implementiert, wenn es auf einer mit diesem Kernspintomographiegerät verbundenen
Recheneinrichtung läuft.
-
Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
-
1 zeigt
schematisch ein Kernspin-Tomographiegerät,
-
2a zeigt
eine Übersichtsaufnahme (engl.:
Localizer) in Form eines transversalen Querschnittes der Aorta im
Mediastinum,
-
2b zeigt
die Übersichtsaufnahme,
bei welcher der Bereich für
die Geschwindigkeitsanalyse (Querschnitt der Aorta) als kreisförmiger ROI
(engl.: Region Of Interest) gekennzeichnet ist,
-
2c zeigt
die Kombination eines anatomischen Bildes mit dem entsprechenden
geschwindigkeitskodierten Bildes im ROI,
-
2d zeigt
die Vergrößerung des
geschwindigkeitskodierten Bildes im ROI,
-
3a zeigt
im Schnitt eine Anregungsschicht senkrecht zu einem blutdurchflossenen
Gefäß,
-
3b zeigt
im Diagramm schematisch den Sättigungsverlauf
der longitudinalen Magnetisierung der Anregungsschicht,
-
3c zeigt
im Diagramm den Sättigungsverlauf
der Magnetisierung des in die Anregungsschicht einströmenden Blutes,
-
4a zeigt
schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen
einer Spin-Echo-Sequenz,
-
4b zeigt
schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Spin-Echo-Sequenz gemäß 4a.
-
1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes, mit
dem optimierte Flussmessungen gemäß der vorliegenden Erfindung
möglich
sind. 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 werden. 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 ver sorgt. Die erste Teilwicklung
des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten
Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung
einen Gradienten Gy in y-Richtung und die
dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst
einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
-
Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen
Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der
Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw.
des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird
auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem
oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,
in eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines
Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst
weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse
für die
Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden
die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils
einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und
von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden
die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen
Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen
entspricht.
-
Die
Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine
Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend
gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des
Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen
jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des
Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird
aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein. Bild rekonstruiert.
Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert
die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten
Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere
steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige
Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit
definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale.
Die Zeitbasis für
das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird
von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl
entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfasst.
-
Das
beschriebene MRT-Gerät
soll erfindungsgemäß bei Flussmessungen über eine
sogenannte "Exam-Karte" konfiguriert werden
können. Die
Exam-Karte ist eine virtuelle Anwenderschnittstelle, die dem Nutzer
am Bildschirm des Terminals 21 präsentiert wird. Durch sie kann
beispielsweise der geschwindigkeitskodierende Gradient in Flussrichtung
eingestellt werden. Die Schnittstelle bietet beispielsweise auch
die Möglichkeit
mittels Maus den bzw. die hinsichtlich der Flussgeschwindigkeit
zu analysierende(n) Bereich(e) als ROI graphisch zu kennzeichnen.
Die Messergebnisse können
auf dieser Karte (z.B. in Form kurzer Filmabschnitte, engl.: Movie)
unmittelbar nach der Messung dargestellt bzw. einzelne Bilder vom
Anwender selektiert und in unterschiedlicher Vergrößerung abgebildet
werden.
-
Die
Optimierung des MRT-Gerätes
für Flussmessungen
bzw. das erfindungsgemäße Verfahren wird
anhand der 2a bis 2d erläutert:
Zunächst wird
ein Übersichtsbild
(engl.: Localizer) von der zu messenden Schicht aufgenommen, in
der das oder die zu analysierenden Gefäßbereiche gut erkennbar sind.
Im Falle der 2a erfolgt die Aufnahme transversal
(engl.: Through-Plane)
durch das Mediastinum. Zu erkennen sind beide Lungenflügel, in
der Mitte befindet sich die zu vermessende Aorta. Der geschwindigkeitskodierende
Gradient wird pulsweise (nur bei Messung der geschwindigkeitskodierten
Bilder) in Flussrichtung, also bei through-plane-Aufnahmen senkrecht
zur Schnittebene, angelegt. Ebenso ist auch ein axialer Schnitt
(engl.: In-Plane) durch das durchflossene Gefäß möglich; in diesem Fall muss
der geschwindigkeitskodierende Gradient entsprechend in der Schnittebene
in Flussrichtung angelegt werden.
-
Die
Planung der Flussmessung anhand der Übersichtsaufnahme erfolgt dadurch,
dass der Anwender das zu vermessende Gefäß als ROI (manuell z.B. mit
der Maus) kennzeichnet. In 2b wurde
die Aorta durch einen Kreis markiert. Generell können aber auch mehrere Gefäßabschnitte
auf unterschiedliche Weise (z.B. rechteckig, oval) gleichzeitig
markiert werden.
-
Anschließend wird
die MR-Flussmessung durchgeführt,
indem abwechselnd ein gewöhnliches anatomisches
Bild sowie ein geschwindigkeitskodiertes Bild bei anliegendem Geschwindigkeits-kodier-Gradient
akquiriert wird. Die Messung umfasst im Falle der Vermessung der
Aorta ein oder mehrere Herzschlagintervalle (Herzzyklen), wobei
etwa 20 anatomische bzw. geschwindigkeitskodierte MRT-Bilder pro
Herzschlagintervall (von Systole zu Systole) akquiriert werden.
Während
der Bildakquirierung wird der ROI über die zeitliche Bildreihe
der geschwindigkeitskodierten Bildserie propagiert oder statisch
kopiert. Möglich
ist auch eine während
der Messung der Bild serie erfolgende stetige Anpassung (Translations-
und Deformationskorrektur) des eingezeichneten ROI's an die sich ändernde
unregelmäßige Kontur
des Gefäßes mittels
geeigneter Segmentier-Algorithmen.
-
Aus
den geschwindigkeitskodierten Bildern werden unmittelbar nach der
Messung des jeweiligen Bildes innerhalb des jeweiligen ROI's die Geschwindigkeiten
(pro Pixel oder Voxel) errechnet. Dabei stellen sich gemäß 2c die
Voxel höherer
Geschwindigkeit als Bereiche höherer
Signalintensität
dar.
-
Dieser
Effekt wird anhand der 3a, 3b und 3c kurz
er läutert:
Wie
bereits erwähnt
wird bei einer Magnetresonanz-Fluss-Messung die Bildgebungsschicht
typischerweise senkrecht zu den darzustellenden Gefäßen orientiert.
In 3a ist eine derartige Anregungsschicht 23 schematisch
dargestellt. Um einen optimalen Kontrast zwischen dem stationärem Gewebe
und den Gefäßen 24 herzustellen,
indem die Spins des stationären
Gewebes 23 möglichst
stark gesättigt
werden, wird die Repetitionszeit TR möglichst kurz gewählt. Bei
einem kurz hintereinanderfolgenden Flippen der Spins besteht nicht
genug Zeit für die
Magnetisierung sich in longitudinaler Richtung wieder vollständig aufzubauen.
Das bedeutet, dass bei schnell hintereinanderfolgenden Anregungen, d.h.
während
einer sehr kurzen Zeit TR, sich gemäß 3b nur
ein betragsmäßig kleiner
Magnetisierungsvektor Mz in longitudinaler
Richtung regeneriert, der nach dem Flippen durch den HF-Puls auch
nur wenig Signal erzeugt. Dadurch stellt sich das stationäre Gewebe 23 im
Bild sehr dunkel dar. Man spricht in diesem Fall von einer Sättigung
der Spins.
-
Die
Spins des Blutes 26, das durch die darzustellenden Gefäße 23 strömt, werden
erst dann angeregt, wenn das Blut 26 in die Anregungsschicht 23 hineinströmt. Da das
Blut vor dem Eintreten in die Anregungsschicht 23 noch
keine HF-Anregung erfah ren hat, steht beim Eintreten in die Schicht
die volle (relaxierte) Magnetisierung der Spins des Blutes M0 zur Verfügung (siehe 3c).
Dies hat zur Folge, dass sich das in die Schicht einströmende Blut 26 und
damit das blutdurchflossene Gefäßsystem
im MRT-Bild heller darstellt als das umliegende stationäre Gewebe 23.
-
Durch
Anlegen eines (Phasen-) Kodiergradienten in Flussrichtung kann auch
das strömende
Blut geschwindigkeitsabhängig
differenziert (kodiert) werden. Der Gradient verursacht eine beschleunigte
Dephasierung (Relaxation) der Magnetisierung; je länger das
Blut diesem Gradientenfeld ausgesetzt ist, umso stärker erfolgt
die Dephasierung und umso schwächer
ist das Kernresonanzsignal. Dies bedeutet, dass schnell fließendes Blut
wenig relaxiert und sich deshalb im späteren Bild durch starke Intensität auszeichnet.
Zwischen der Dephasierung, die sich in einer definierten Phasenverschiebung φ relativ
zur Magnetisierung statischer Materie manifestiert, dem Geschwindigkeits-kodierenden
Gradienten, der Repetitionszeit und der absoluten Geschwindigkeit
des Blutes existiert ein mathematischer Zusammenhang auf dessen
Basis die Geschwindigkeitswerte der fließenden Materie im ROI ermittelt
werden können.
-
Beide
Bildserien – die
anatomische und die geschwindigkeitskodierte – können durch zeitliche Abfolge
der einzelnen Aufnahmen z.B. mit einer Frequenz von 20 Bildern pro
Sekunde, auf dem Bildschirm als Film (engl.: Movie) dargestellt
werden. Eine Darstellung des Flusses erfolgt erfindungsgemäß dadurch,
dass außerhalb
des ROI (der ROI's) das
Movie der sich aufgrund der Herzbewegung verändernden Anatomie gezeigt wird,
innerhalb des (der) ROI's
synchron das Movie der Geschwindigkeit bzw. des Flusses dargestellt
wird. Dadurch ergibt sich ein Fluss-Movie, welches eine Kombination
von Anatomie und Flussinformation durch bildliche Überlagerung
(engl.: Overlay) ummittelbar nach dem Ende der MRT-Messung (Scan-Ende)
darstellt. Die Kodierung der Geschwindigkeit im ROI erfolgt in einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfin dung durch Graustufen bzw. noch Anwender-freundlicher
durch Farbunterschiede, wie es beispielsweise in der Ultraschall-Bildgebung bereits Standart
ist. Ein derart Farb- bzw. Graustufenkodiertes Bild ist in einem
vergrößerten Ausschnitt
des ROI's in 2d dargestellt.
-
Die
erfindungsgemäße Präsentation
der Ergebnisse von Flussmessungen in der MRT erlaubt dem Anwender,
i.A. dem Arzt, auf schnelle und effiziente Weise zu Diagnostizieren.
So ist es beispielsweise möglich
eine Flussmessung unmittelbar vor den Herzklappen durchzuführen, um
anhand der farbkodierten Aorten sofort festzustellen, ob ein Rückfluss
(z.B. durch die Farbe Grün
gekennzeichnet) und damit eine Undichtigkeit der Klappen vorliegt.
-
Zusammengefasst
lassen sich die Aspekte und die sich daraus ergebenden Vorteile
des erfindungsgemäßen Verfahrens
folgendermaßen
darstellen:
Die Geschwindigkeitsinformation bzw. die Flussinformation
werden in das anatomische Bild integriert. Das anatomische Bild
wird entsprechend der vorliegenden Bewegung (Herzzyklus, Atmung,
usw.) nachgefahren, das Geschwindigkeitsbild wird mit dem anatomischen
Bild synchronisiert. Die Anpassung des (der) ROIs an die anatomische
Bewegung und damit dessen (deren) Darstellung erfolgt mittels Bildrechner
während
oder unmittelbar nach dem Scan. Hierdurch kann der Anwender sofort
nach der Flussmessung die Ergebnisbilder einzeln oder im Film betrachten
und gegebenenfalls ergänzende Messungen
planen. Die Farbkodierung des Flusses im ROI erleichtert die Diagnose.
Ein Laden der Bildserien nach Ende der Untersuchung in eine Workstation
bzw. in den Anlagenrechner und ein nachfolgendes Postprocessing
mit Resultaten, die möglicherweise
eine Nachfolgeuntersuchung notwendig machen, wird vermieden. Das
erfindungsgemäße Verfahren
optimiert den Arbeitsablauf (engl.: Workflow) einer MRT-Flussmessung
und bewirkt dadurch eine wesentliche Zeitersparnis sowohl bei der
Messung als auch bei der Auswertung bzw. Interpretation der Messergebnisse
(erleichterte Diagnose). Die Patientenzeit im Scanner wird außerdem minimiert.