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Verfahren
zur automatischen Bestimmung des tatsächlichen Geschwindigkeitsintervalls
eines fließenden
Mediums bei Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie sowie
Kernspintomographiegerät
und Computersoftwareprodukt
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomagraphie, 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.
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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.
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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.
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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.
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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 Magnetisierungs komponenten
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.
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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
Repetitionszeit 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).
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Bei
geschwindigkeitsaufgelösten
Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie kann entweder der
Verlauf der mittleren Geschwindigkeit des fließenden Mediums in einem bestimmten
Gefäß während eines
Bewegungszyklusses (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).
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Für derartige
Messungen wird die Bildgebungsschicht typischerweise senkrecht zu
den darzustellenden Gefäßen orientiert,
wobei ein zusätzlicher
Phasenkodiergradient in Richtung des fließenden Mediums (Blut, Liquor,
etc.) angelegt wird. Der zusätzliche
(Phasenkodier-) Gradient in Flussrichtung ist deshalb notwendig,
um jedem Voxel des fließenden
Mediums aufgrund der Intensität
des Resonanzsignals der in ihm enthaltenen Kernspins eine definierte
Geschwindigkeit zuordnen zu können.
Diese Zuordnung erfolgt üblicherweise
nach der eigentlichen Messung in einer Software-unterstützten Nachverarbeitung
(engl.: Post-Processing) durch den Anwender am Bildschirm. Vor der
eigentlichen Geschwindigkeitsaufgelösten Messung wird ein Übersichtsbild
(Localizer) aufgenommen. Der Anwender kennzeichnet in dem Übersichtsbild
manuell die ihn interessierende Region (engl.: Region Of Interest,
ROI) in der Schicht (beispielsweise über die Maus) und startet die
Messung einer Bildserie (typischerweise 20 Bilder pro Zyklus), wobei
die gekennzeichnete ROI mittels Segmentier-Algorithmen der Bewegung entsprechend
propagiert und nachgefahren wird.
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Nach
der Messung der Bildserie startet der Anwender eine Intensitätsanalyse
in dem gekennzeichneten Bereich durch die entweder die Geschwindigkeit über die
gesamte ROI eines jeden Bildes der Serie gemittelt oder aber ein
Geschwindigkeitsprofil in Form einer Grauwertverteilung eines jeden
Bildes der Serie erstellt wird.
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Der
Fluss in den aufgenommenen Bildern kann nun durch zeitliche Abfolge,
z.B. mit einer Frequenz von 20 Bildern pro Sekunde, auf dem Bildschirm
als Film (engl.: Movie) dargestellt werden.
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Die
Geschwindigkeits-Abhängigkeit
des Kernresonanzsignals fließender
Materie beruht auf der unterschiedlichen Verteilung von gesättigten
sowie voll- bzw. un-relaxierten Spins des durchflossenen Gefäßes der
darzustellenden Schicht. Um eine optimale Auflösung der Geschwindigkeit bzw.
der Geschwindigkeitsverteilung in der Schicht zu erhalten, sollte
das vorliegende Geschwindigkeitsintervall (engl.: Velocity-Encoding, VENC) der
fließenden
Materie exakt bekannt sein, um in Abhängigkeit von der Schichtdicke,
des Flipwinkels und weiteren Mess- bzw. Sequenzparametern eine entsprechend
optimierte Geschwindigkeitskodierung durch den anzulegenden Geschwindigkeits-(Kodier-)
Gradienten vornehmen zu können.
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Im
Stand der Technik muss der Anwender (im Allgemeinen der Arzt) die
Fließgeschwindigkeit bspw.
des Blutes in dem zu messenden Gefäß abschätzen. Die Fließgeschwindigkeit
variiert sehr stark in Abhängigkeit
von der anatomischen Lage. Zum Beispiel differiert die Maximalgeschwindigkeit
des Blutes in der Aorta im hohen Maße von der in den Carotiden
oder in den stenotischen Gefäß-Bereichen. Der
Anwender stellt daher Erfahrungswerte ein die – um auf jeden Fall den gesamten
Geschwindigkeitsbereich abzudecken – in der Regel ein zu großes Intervall
definieren. Daraus folgt eine nur suboptimale Geschwindigkeitsauflösung.
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US 6,137,620 B1 offenbart
ein Verfahren zur Vermessung der Flußspitzengeschwindigkeiten von durchflossenen
Gefäßabschnitten
um den Grad einer Stenotisierung zu ermitteln bzw. abzuschätzen. Dazu wird
in abfolgenden Messungen durch Ändern
eines Geschwindigkeitskodiergradienten abschnittsweise die maximale
Flußgeschwindigkeit
ertastet, die jeweils dann er reicht ist, wenn in dem entsprechenden Gefäßquerschnitt
Flußartefakte
auftreten.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellen
um die Geschwindigkeitsauflösung
bei Flussmessungen in der Magnetresonanztomographie zu optimieren.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale der unabhängigen
Ansprüche gelöst. Die
abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Erfindungsgemäß wird ein
Verfahren beansprucht zur automatischen Bestimmung des tatsächlichen
Geschwindigkeitsintervalls eines fließenden Mediums bei Flussmessungen
in der Magnetresonanz-Tomographie welches die folgenden Schritte aufweist:
- – Aufnehmen
eines Übersichtsbildes
eines ausgewählten
Bereiches eines zu untersuchenden Lebewesens,
- – Darstellen
des Übersichtsbildes
auf einem Bildschirm,
- – Durchführen einer
Aufklärungs-Flussmessung durch
Akquirieren einer Bildserie während
eines Bewegungszyklus mit einem vorgegebenen Geschwindigkeitsintervall
in einem zu vermessenden Gewebe-Bereich des ausgewählten Bereiches,
welches die Spitzengeschwindigkeit des Flusses in dem angewählten Bereich
enthält
- – Ermitteln
der Spitzengeschwindigkeit des Mediums in dem zu vermessenden Gewebebereich auf
Basis der Aufklärungs-Flussmessung,
- – Durchführen einer
optimierten Flussmessung durch Akquirieren von der aufgenommenen
Bildserie entsprechenden Bildern auf der Basis der ermittelten Spitzengeschwindigkeit,
- – Darstellen
des mittels der optimierten Flussmessung erhaltenen Geschwindigkeits-aufgelösten Gewebebereiches
auf dem Bildschirm.
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Erfindungsgemäß erfolgt
die optimierte Flussmessung automatisch in unmittelbarem Anschluss
an die Aufklärungs-Flussmessung.
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Um
sicher zu gehen, dass der in der Aufklärungsmessung nur grob ermittelte
Wert der Spitzengeschwindigkeit im Bereich der tatsächlichen
Spitzengeschwindigkeit liegt wird zu der grob ermittelten Spitzengeschwindigkeit
ein Sicherheitswert hinzuaddiert.
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Der
hinzu zu addierende Sicherheitswert beträgt erfindungsgemäß 10% der
grob ermittelten Spitzengeschwindigkeit.
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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.
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Erfindungsgemäß kann die
Geschwindigkeits-aufgelöste
Darstellung des zu vermessende Gewebebereiches (ROI) auf zwei Arten
erfolgen:
- 1) In dem jeweiligen gemessenen Gewebebereich eines
Bildes der Bildserie wird die mittlere Geschwindigkeit des Bereiches
dargestellt.
- 2) In dem jeweiligen gemessenen Gewebebereich eines Bildes der
Bildserie wird das Geschwindigkeitsprofil des Bereiches dargestellt.
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Der
zu vermessende Gewebebereich wird vom Anwender manuell gekennzeichnet.
Dabei können
vorteilhafterweise auch mehrere Gewebebereiche gekennzeichnet werden.
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Ferner
wird gemäß der vorliegenden
Erfindung ein Kernspintomographiegerät beansprucht das zur Durchführung des
Verfahrens gemäß den obigen
Ansprüchen
geeignet ist.
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Ebenso
beansprucht wird ein Computersoftwareprodukt, welches ein Verfahren
gemäß den obigen
Ansprüchen
implementiert, wenn es auf einer mit diesem Kernspintomographiegerät verbundenen
Recheneinrichtung läuft.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt
schematisch ein Kernspin-Tomographiegerät,
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2a zeigt
eine Übersichtsaufnahme (engl.:
Localizer) in Form eines transversalen Querschnittes der Aorta im
Mediastinum,
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2b zeigt
die Übersichtsaufnahme
bei welcher der Bereich für
die Geschwindigkeitsanalyse (Querschnitt der Aorta) als kreisförmiger ROI
(engl.: Region Of Interest) gekennzeichnet ist,
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3a zeigt
im Schnitt eine Anregungsschicht senkrecht zu einem blutdurchflossenen
Gefäß,
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3b zeigt
im Diagramm schematisch den Sättigungsverlauf
der longitudinalen Magnetisierung der Anregungsschicht,
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3c zeigt
im Diagramm den Sättigungsverlauf
der Magnetisierung des in die Anregungsschicht einströmenden Blutes,
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4a zeigt
schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen
einer Spin-Echo-Sequenz,
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4b zeigt
schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Spin-Echo-Sequenz gemäß 4a.
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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.
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In
den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,
das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von
einem Verstärker 14 mit
Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung
des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung
des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten
Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung
einen Gradienten Gy in y-Richtung und die
dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst
einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen
Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der
Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw.
des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird
auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem
oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,
in eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines
Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst
weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse
für die
Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden
die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imagi näranteil 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.
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Die
Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine
Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend
gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des
Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen
jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des
Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird
aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert.
Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert
die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten
Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere
steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige
Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit
definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale.
Die Zeitbasis für
das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird
von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl
entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfasst.
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Die
vorliegende Erfindung macht sich nun zunutze, dass es mit dem Anlagenrechner 20 bzw. dem
Bildrechner 17 möglich
ist, in einem begrenzten Geschwindigkeits-kodierten Bereich eines MRT-Flussbildes
die Maximalgeschwindigkeit des Flusses automatisiert zu ermitteln.
Dabei stellen sich die Voxel höherer
Geschwindigkeit als Bereiche höherer
Signalintensität
dar.
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Dieser
Effekt wird anhand der 3a, 3b und 3c kurz
erläutert:
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,
in dem 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.
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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.
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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 insbesondere die Spitzengeschwindigkeit fließender Materie
ermittelt werden kann.
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Das
erfindungsgemäße Vorgehen
ist wie folgt:
Zunächst
wird ein Übersichtsbild
aufgenommen (engl.: Localizer) welches das zu vermessende (Blut-)
Gefäß in dem
oder durch den der Fluss gemessen werden soll (beispielsweise die
Aorta 27) Idealerweise transversal schneidet. Anhand dieses Bildes
wird der Querschnitt des Gefäßes als
interessierender Bereich (engl.: Region Of Interest, ROI 28) mit
geeigneter Grafik-Software manuell gekennzeichnet, z.B. am Bildschirm
durch einen Kreis mittel Maus. Auf Basis der Kennzeichnung des ROI's 28 wird
eine Aufklärungs-(engl.:
Scout-) Flussmessung gestartet, wobei das Geschwindigkeitsintervall (VENC)
so hoch angesetzt ist, dass die Spitzengeschwindigkeit (Maximalgeschwindigkeit)
des Flusses in dem gekennzeichneten Gefäßabschnitt auf jeden Fall innerhalb
des Geschwindigkeit-Intervalles
liegt (z.B. 300cm/sec). Noch während
bzw. unmittelbar nach der Datenakquirierung wird auf der Basis der
Intensitätswerte
die tatsächliche
Spitzengeschwindigkeit (VENC-Wert)
im ROI 28 mittels Anlagenrechner 20 bzw. Bildrechner 17 grob
ermittelt und in diesem gespeichert. Die Geschwindigkeitsauflösung dieser Scout-Messung
ist noch nicht optimal. Eine optimale Geschwindigkeitsauflösung erfolgt
automatisch im Anschluss an die Scout-Messung durch die eigentliche
Flussmessung, deren Messbereich nunmehr durch den grob ermittelten
VENC-Wert plus minus (±) einer
Sicherheitstoleranz (ca.10%) begrenzt wird. Hierdurch kann im ROI 28 eine
optimale Geschwindigkeitsauflösung
des durchströmten
Gefäßes über die
gesamte Bildserie erzielt werden.
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Bei
Mittelung der Geschwindigkeit über
den jeweiligen gesamten ROI 28 eines Flussbildes weist der
ROI 28 der Bilder mit geringstem Fluss am wenigsten Intensität auf (schwarz),
der ROI 28 der Bilder mit schnellstem Fluss die meiste
Intensität
auf (weiß);
Bilder mit Geschwindigkeits-Zwischenwerten im ROI 28 erhalten
den entsprechenden Grau-Wert einer Grauwerteskala.
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Bei
einer Darstellung des Geschwindigkeitsprofils innerhalb eines jeden
ROI's 28 weist
das optimal geschwindigkeitsaufgelöste Bild im jeweiligen ROI 28 eine
Grauwertverteilung in der Weise auf, dass stationäre Bereiche
schwarz, Bereiche mit maximaler Geschwindigkeit weiß und Bereiche
mit Geschwin digkeitszwischenwerten mit entsprechenden Grauwertabstufungen
dargestellt werden.
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Dieses
neue Verfahren der automatisiert-optimierten Geschwindigkeits aufgelösten Flussmessung
in der Magnetresonanztomographie hat zum einen den Vorteil, dass
sich der Anwender nicht auf einzugebende Erfahrungswerte stützen muss
und somit Fehler beim Abschätzen
des Geschwindigkeitsintervalls unterbleiben. Zum andern wird durch die
Automatisierung des Arbeitsablaufes (engl.: Workflow) eine notwendige
Wiederholung der Messung vermieden was die Aufenthaltszeit des Patienten
im MRT-Gerät
minimiert.