DE19510194A1

DE19510194A1 - Aktiv-Invasive Magnetresonanz(MR)-Geräte zur Erzeugung selektiver MR-Angiogramme

Info

Publication number: DE19510194A1
Application number: DE19510194A
Authority: DE
Inventors: Charles Lucian Dumoulin; Paul Arthur Bottomley; Steven Peter Souza
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1994-04-04
Filing date: 1995-03-21
Publication date: 1995-10-05
Also published as: US5447156A; JPH0838451A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Darstellung von Blutgefäßen für medizinische Anwendungen und insbeson dere auf die Verwendung von Magnetresonanz zur Erzielung solcher Abbildungen.

Die Angiographie bzw. die bildliche Darstellung von Gefäß strukturen ist für diagnostische und therapeutische medizi nische Anwendungen sehr nützlich. Bei der Röntgenstrahl-An giographie wird eine etwa einer großen Pille (Bolus) ent sprechende Menge einer hinsichtlich Röntgenstrahlen un durchlässigen Flüssigkeit mittels eines invasiven Gerätes (z. B. Endoskops) in das interessierende Gefäß eingebracht. Während sich dieser Bolus im Gefäß befindet, wird eine Reihe von Röntgenbildern erstellt, welche die Röntgenstrah len absorbierende Flüssigkeit hervorheben.

Die Angiographie mittels Röntgenstrahlen bringt für den Pa tienten eine Reihe ernsthafter Risiken mit sich. Beispiels weise kann die hinsichtlich Röntgenstrahlen undurchlässige Flüssigkeit zu Unwohlsein und ungünstigen Reaktionen beim Patienten führen. Zwar ist die konventionelle Röntgen-Fluo roskopie im allgemeinen auf die Minimierung der Röntgen-Do sis ausgelegt, einige Prozeduren können jedoch sehr lang dauern und die dabei von der betreffenden Person akkumu lierte Röntgen-Dosis kann durchaus erheblich werden. Von noch größerem Belang ist die Tatsache, daß das medizinische Personal, das bei diesen Untersuchungen ja regelmäßig be teiligt ist, dieser Strahlenbelastung insgesamt lange aus gesetzt wird. Infolgedessen ist es wünschenswert, die Rönt gen-Dosis während solcher Prozeduren herabzusetzen oder zu eliminieren.

Die Röntgen-Angiographie erzeugt in typischen Fällen ein einzelnes zweidimensionales Bild. Für den Bediener ist in nerhalb des Betrachtungsfeldes eine Information über die Tiefendimension eines Objekts nicht verfügbar. Oft ist aber gerade diese Information im Rahmen von Diagnose und Thera pie wünschenswert.

In letzter Zeit sind auf Magnetresonanz (MR) beruhende Ab bildungstechniken (MR Bildgebungsverfahren) zum Sichtbarma chen von Gefäßstrukturen verfügbar geworden. Die MR-Angio graphie wird auf verschiedene Arten durchgeführt, die ih rerseits alle auf jeweils einem von zwei grundsätzlichen Phänomenen beruhen. Das erste Phänomen rührt von Änderungen in der longitudinalen Spin-Magnetisierung her, wenn Blut von einem Bereich im Patienten in einen anderen Bereich fließt. Die von diesem Phänomen Gebrauch machenden Verfah ren sind bekannt geworden als "In Fluß" (in flow)- oder "Flugzeit"-Verfahren. Ein weithin benutztes Flugzeit-Ver fahren ist die dreidimensionale Flugzeit-Angiographie. Bei diesem Verfahren wird ein jeweils interessierender Bereich mit einer relativ kurzen Wiederholzeit TR (repetition time) sowie mit einem relativ starken Hochfrequenz(HF)-Anregungs impuls sichtbar gemacht. Dadurch werden die MR-Spins inner halb des Betrachtungsfeldes gesättigt und geben schwache MR-Antwortsignale ab. Blut, das (neu) in das jeweilige Be trachtungsfeld hineinfließt, befindet sich jedoch in einem völlig relaxierten Zustand. Infolgedessen gibt dieses Blut relativ starke MR-Antwortsignale ab, bis es ebenfalls den Sättigungszustand erreicht. Wegen der Natur der auf dem Flugzeit-Verfahren beruhenden Blutgefäßdarstellung kann das stationäre, das jeweilige Gefäß umgebende Gewebe nicht vollständig (in der Darstellung) unterdrückt werden. Dar über hinaus stellt sich bei nur langsam fließendem Blut bzw. bei Blut, das zu lang in dem abgebildeten Raumbereich war, der Sättigungszustand ein und es kommt nur zu einer qualitativ schwachen Abbildung.

Ein zweiter Typus von MR-Angiographie basiert auf der Her beiführung von Phasenverschiebungen in der transversalen Spin-Magnetisierung. Diese Phasenverschiebungen sind direkt proportional zur Geschwindigkeit und werden ausgelöst durch fluß-codierte Magnetfeldgradienten-Impulse. Die phasenemp findlichen MR-Angiographieverfahren nutzen diese Phasenver schiebungen zur Bilderzeugung aus, wobei die Pixel-Intensi tät eine Funktion der Blut-Fließgeschwindigkeit darstellt. Während somit die phasenempfindliche MR-Angiographie lang same Flußgeschwindigkeiten in komplizierten Gefäßgeome trieen feststellen kann, ist sie darüber hinaus auch in der Lage, jegliches sich in dem Betrachtungsfeld bewegendes Ge webe zu erfassen. Infolgedessen geben phasenempfindliche MR-Angiogramme des Herzens Einzelheiten wieder, die von dem sich bewegenden Herzmuskel und dem sich in den Herzkammern bewegenden Blut herrühren.

Auch zur mittels Magnetresonanz durchgeführten Verfolgung eines endoskopischen bzw. invasiven Geräts sind zahlreiche Verfahren an anderer Stelle vorgeschlagen worden. Die Lage verfolgung eines solchen invasiven Geräts innerhalb eines Patienten unter Einsatz der MR-Technik hat den Vorteil, daß dabei dieselben physikalischen Gegebenheiten vorliegen, wie das zur Erzeugung des eigentlichen MR-Bildes der Fall ist. Als Folge davon ist eine außerordentlich genaue Erfassung der Positionierung des Invasiv-Instruments in der jeweili gen Abbildung gegeben. Diese Darstellung gibt jedoch nicht speziell Blutgefäße wieder, sondern liefert MR-Abbildungen mit einem überlagerten Symbol, das die Lage eines solchen Invasiv-Instrumentes wiedergibt.

Gegenwärtig gibt es Bedarf für ein einfaches Verfahren, mit dem hochqualitative Angiogramme ausgewählter Gefäßstruktu ren erzielbar sind, ohne das Risiko eingehen zu müssen, sich hohen Ionisierungsstrahlungen und Röntgenkontrast-In jektionen auszusetzen.

Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein die Ma gnetresonanz ausnutzendes System zur Abbildung ausgewählter Blutgefäße anzugeben. Gemäß einer weiteren Aufgabe soll ein MR-Angiographieverfahren bereitgestellt werden, das ein In vasiv-Element zur Modifizierung des Magnetresonanzzustandes des Blutes innerhalb des detektierten Gefäßbaums verwendet.

Das vorgeschlagene Magnetresonanz-Gefäßabbildungssystem leistet die Abbildung ausgewählter Gefäßstrukturen inner halb eines Körpers unter Verwendung eines Magnets, eines gepulsten Magnetfeldgradientensystems, eines Hochfre quenz(HF)-Senders, eines HF-Empfängers sowie einer Steue rung. Das MR-Gefäßabbildungssystem benutzt ein MR-aktives invasives Gerät, das mindestens eine kleine HF-Spule ent hält. Eine (Versuchs-)Person wird in dem Magnet plaziert, wodurch eine Kernspin-Polarisierung dieser Person bewirkt wird. Dann wird das MR-aktive invasive Gerät derart in ein Blutgefäß der betreffenden Person eingeführt, daß die HF- Spule an oder in der Nähe einer Wurzel des für die Abbil dung gewünschten Gefäßbaumes positioniert ist. An die HF- Spule in dem MR-aktiven invasiven Gerät wird sodann ein HF- Signal angelegt, um die Kernspin-Magnetisierung des in dem betreffenden Gefäß fließenden Blutes zu ändern. Das HF-Signal ist auf der Larmor-Frequenz des Blutes. Das Kippen der Spin-Magnetisierung kann den Betrag der longitudinalen Spin-Magnetisierung ändern oder den Grad der Magnetisierung in der dazu transversalen (Quer-)Ebene. Wegen der kleinen Abmessung der HF-Spule in dem Invasiv-Gerät ist die Ände rung der Spin-Magnetisierung begrenzt auf das an dem Inva siv-Gerät vorbeifließende Blut. Ein MR-Abbildungsverfahren wird dann an der Person durchgeführt, um Bildinformation von dem den interessierenden Gefäßbaum umfassenden Bereich zu erhalten. Das MR-Abbildungsverfahren ist so ausgelegt, daß es selektiv das Blut erfaßt, dessen Spin-Magnetisierung durch das MR-aktive Invasiv-Gerät geändert worden ist. Da lediglich derart modifiziertes Blut mit dem Abbildungsver fahren erfaßt wird, wird eine Abbildung eines Gefäßbaumes erzielt.

Die Erfindung in ihrem Aufbau und ihrer Verfahrensdurchfüh rung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen un ter Zuhilfenahme der Zeichnungen näher erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbei spiels der Erfindung beim Betrieb, in dem ein selektives Gefäß-Angiogramm von einer Person gemacht wird;

Fig. 2a eine schematische Darstellung eines Ausführungs beispiels einer in ein Invasiv-Gerät eingebauten HF-Spule für die Einführung in den Körper einer Untersuchungsperson;

Fig. 2b eine schematische Darstellung eines zweiten Aus führungsbeispiels mit mehrfachen in einem Invasiv-Gerät an geordneten HF-Spulen zur geplanten Einführung in den Körper einer Person;

Fig. 3 einen Verlauf der MR-Resonanzfrequenz in Abhängig keit von der Position entlang einer einzelnen Achse in Ge genwart eines angelegten Magnetfeldgradienten;

Fig. 4 ein Zeitdiagramm für ein erstes Ausführungsbeispiel der Erfindung, aus dem die Verhältnisse zwischen den HF-Im pulsen, den Magnetfeldgradienten-Impulsen, der Datengewin nung und den detektierten Signalen hervorgeht;

Fig. 5 ein Zeitdiagramm für ein zweites Ausführungsbei spiel der Erfindung, aus dem die Verhältnisse zwischen den HF-Impulsen, den Magnetfeldgradienten-Impulsen, der Daten gewinnung und den detektierten Signalen hervorgeht; und

Fig. 6 ein Blockschaltbild eines gefäß-selektiven MR-Ab bildungssystems, das für eine MR-Angiographie gemäß der vorliegenden Erfindung geeignet ist.

In Fig. 1 ist eine (Untersuchungs-)Person 100 auf einem Auflagetisch 110 in einem homogenen Magnetfeld gelagert, das von einem Magnet 125 in einem Magnetgehäuse 120 erzeugt wird. Der Magnet 125 und das zugehörige Gehäuse 120 weisen eine symmetrische Zylinderform auf; in der Darstellung sind sie zur Hälfte aufgeschnitten, um die Lage der Untersu chungsperson 100 erkennen zu lassen. Der interessierende Untersuchungsbereich der Person 100 ist dabei etwa im Zen trum der Bohrung des Magnets 125 bzw. des dadurch gebilde ten Rohres gelegen. Die Untersuchungsperson 100 ist von ei ner Anzahl Spulen 130 umgeben, die Magnetfeldgradienten vorbestimmter Stärke zu vorbestimmten Zeiten gemäß vorbe stimmten MR-Impulssequenzen, wie später noch näher erläu tert werden wird, erzeugen. Diese Gradientenspulen 130 er zeugen Magnetfeldgradienten in drei zueinander orthogonalen Richtungen. Mindestens eine externe Hochfrequenz(HF)-Spule 140 (nur eine ist in Fig. 1 gezeigt) umgibt ebenfalls den interessierenden Bereich der Untersuchungsperson 100. In Fig. 1 weist die HF-Spule 140 eine zylindrische Form auf, deren Durchmesser ausreichend groß ist, um die gesamte Per son aufzunehmen. Für andere Anwendungs- und Ausführungsfor men können auch andere Geometrien zum Einsatz kommen, z. B. kleinere Zylinderformen, die speziell zur Abbildung des Kopfes oder von Gliedmaßen ausgelegt sind. Weiterhin können auch nicht-zylindrische externe HF-Spulen verwendet werden, z. B. als Oberflächenspulen. Die externe HF-Spule 140 setzt die Untersuchungsperson 100 einer HF-Energie aus, und zwar zu vorbestimmten Zeiten mit ausreichender Leistung bei ei ner vorbestimmten Frequenz, und bewirkt damit ein Kippen eines magnetischen Kernspinfeldes (im folgenden mit Spin bezeichnet) der Untersuchungsperson 100 in einer in der Fachwelt bekannten Weise. Falls gewünscht, kann die externe HF-Spule 140 auch als Empfänger zur Detektierung der durch die Kippung stimulierten MR-Antwortsignale dienen.

Das Kippen (Nutieren) der Spins bewirkt deren Resonanz bei der Larmor-Frequenz. Die Larmor-Frequenz jedes Spins ist direkt proportional zur Stärke des von dem jeweiligen Spin erfahrenen Magnetfelds. Diese Feldstärke ist die Summe aus dem statischen Magnetfeld, das vom Magnet 125 erzeugt wird, und dem lokalen Feld, das von der magnetischen Feldgradien tenspule 130 herrührt.

Ein mit 150 bezeichnetes MR-aktives Invasiv-Gerät wird von einer Bedienungsperson 160 in den interessierenden Bereich der Untersuchungsperson 100 eingeführt. Das MR-aktive Inva siv-Gerät 150 kann ein Führungsdraht, ein Katheter, ein En doskop, ein Laparoskop, eine Gewebeuntersuchungsnadel (biopsy needle) oder eine ähnliche Vorrichtung sein. Das MR-aktive Invasiv-Gerät 150 enthält mindestens eine HF- Spule, die zur Veranlassung eines Kippvorgangs der Kern spins in ähnlicher Weise wie die externe HF-Spule 140 ange regt werden kann. Da die HF-Spule des Invasiv-Geräts 150 klein ist, ist der Kippbereich ebenfalls klein. Infolgedes sen werden nur die Kernspins in der unmittelbaren Nachbar schaft der Spule gekippt.

Die HF-Spule des MR-aktiven Invasiv-Geräts 150 kann eben falls zur Detektierung der MR-Antwortsignale benutzt wer den, die durch Anregung der externen HF-Spule 140 stimu liert werden oder unmittelbar nach ihrer Anregung durch die HF-Spule des MR-aktiven Invasiv-Geräts 150. Diese detek tierten MR-Antwortsignale können an eine Bildeinheit 170 zur Analyse gesandt werden.

In den Fig. 2a und 2b sind in größerem Detail zwei Aus führungsformen eines solchen MR-aktiven Invasiv-Geräts 150 dargestellt. Im Ausführungsbeispiel nach Fig. 2a ist eine einzelne kleine HF-Spule 200 elektrisch mit dem MR-System über ein Leiterpaar 210 und 220 gekoppelt. Im Ausführungs beispiel nach Fig. 2b sind mehrere HF-Spulen 200a, 220b . . . 200n in Reihe geschaltet und über ein einzelnes Leiterpaar mit dem MR-System verbunden. In diesem Ausführungsbeispiel werden alle HF-Spulen 200a, 200b . . . 200n gleichzeitig an geregt, wobei jede Spule eine Kippung des Spin-Magnetisie rungs in ihrer unmittelbaren Nachbarschaft bewirkt. Als Al ternative können auch jeweils individuelle Leiterzüge für jede HF-Spule vorgesehen sein. Bei allen Ausführungsformen weisen die Leiter vorzugsweise eine Koaxialstruktur auf, um eine Wechselwirkung mit Gewebe außerhalb der unmittelbaren Nachbarschaft der kleinen HF-Spule 200 zu minimieren. Die HF-Spule und die Leiterpaare sind in einer äußeren Hülle 230 des MR-aktiven Invasiv-Geräts 150 gekapselt.

Aus Fig. 3 geht hervor, daß die Larmor-Frequenz eines Spins bei einem angelegten Magnetfeldgradienten im wesentlichen proportional zu seiner Position ist. Ein im Mittelpunkt 300 der Gradientenspule (130 in Fig. 1) lokalisierter Spin prä zessiert bei einer Larmor-Frequenz f₀. Die Larmor-Frequenz f₀ am Punkt 300 eines spezifischen Kernspintyps wird durch das statische Magnetfeld vom Magneten (125 in Fig. 1) be stimmt. Ein Spin an der mit 310 bezeichneten Stelle weist eine Larmor-Frequenz f₁ auf, die sich aus der Summe des statischen Magnetfeldes und des zusätzlichen an dieser Stelle durch die Magnetfeldgradientenspule (130 in Fig. 1) erzeugten Magnetfeldes bestimmt. Da die Kennlinie 320 des Antwortverhaltens der Gradientenspule im wesentlichen li near ist, ist die Larmor-Frequenz des Spins im wesentlichen proportional zu seiner Position. Diese Abhängigkeit zwi schen der Larmor-Frequenz und der Spin-Position wird zur Erzeugung einer MR-Abbildung verwendet.

Als Reaktion auf die HF- und Magnetfeldgradienten-Impulse erzeugte MR-Antwortsignale werden von der externen HF-Spule 140 oder einer anderen Empfangsspule detektiert. Eine der zeit bevorzugte MR-Impulssequenz sowie das zugehörige Zeit diagramm sind in Fig. 4 dargestellt.

Ein erster HF-Impuls 400 von ausgewählter Amplitude und Dauer wird an die kleine HF-Spule 200 angelegt und regt alle Spins der Versuchsperson 100 innerhalb des Einflußbe reichs der in dem MR-aktiven Invasiv-Gerät 150 angebrachten HF-Spule an. Der HF-Impuls 400 ändert die longitudinale Spin-Magnetisierung innerhalb eines kleinen Volumens in der Nähe der HF-Spule 200. Der HF-Impuls 400 kann beispiels weise entweder die Spin-Magnetisierung umkehren oder sätti gen. Das Volumen, in dem die Spin-Magnetisierung geändert wird, hängt von der übertragenen HF-Leistung und dem Übertragungsmuster der HF-Spule 200 ab.

Kurz nach dem ersten HF-Impuls 400 wird an die externe HF- Spule 140 ein zweiter HF-Impuls 410 angelegt. Gleichzeitig mit dem zweiten HF-Impuls 410 wird ein erster Magnetfeld gradient-Impuls 420 in einer ersten ausgewählten Richtung angelegt. Dieser Gradient-Impuls 420 bewirkt bezüglich der Spin-Magnetisierung innerhalb der Person 100 eine Larmor- Frequenz, die sich mit der Position innerhalb der Richtung des von dem Gradient-Impuls 420 erzeugten Magnetfeldgradi enten ändert. Sowohl die Bandbreite als auch die Frequenz des zweiten HF-Impulses 410 sind so gewählt, daß lediglich eine ausgewählte "Scheibe" (slice) innerhalb der Untersu chungsperson 100 angeregt wird.

Nach dem ersten Magnetfeldgradient-Impuls 420 wird ein zweiter Magnetfeldgradient-Impuls 430 in derselben Richtung wie der erste Impuls jedoch demgegenüber mit entgegenge setzter Polarität angelegt. Die Amplitude und Dauer des zweiten Gradient-Impulses sind so gewählt, daß die von dem zweiten HF-Impuls 410 erzeugte transversale Spin-Magneti sierung nach Beendigung des zweiten Gradient-Impulses 430 in der bekannten Weise in Phase ist. Nach Beendigung des ersten Magnetfeldgradient-Impulses 420 wird ein dritter Ma gnetfeldgradient-Impuls 440 mit ausgewählter Amplitude in einer zweiten Richtung, und zwar im wesentlichen orthogonal zu den beiden erstgenannten Ausrichtungen, angelegt. Wei terhin wird nach Abschluß des ersten Magnetfeldgradient-Im pulses 420 ein vierter Magnetfeldgradient-Impuls 450 in ei ner dritten Richtung angelegt, die im wesentlichen orthogo nal zur ersten und zweiten vorgenannten Richtung verläuft. Der vierte Gradient-Impuls 450 dephasiert die Spin-Magneti sierung in der Untersuchungsperson 100 um einen Betrag, der proportional zur Position des Spins in der dritten ausge wählten Richtung ist. Auf den vierten Gradient-Impuls 450 folgt ein fünfter Magnetfeldgradient-Impuls 460 mit entge gengesetzter Polarität wodurch ein zweiteiliger (bi-lobed) Magnetfeldgradient-Impuls gebildet wird. Das Produkt aus der Größe des Magnetfeldgradienzen und der Zeitdauer des vierten und fünften Gradient-Impulses (d. h. die schraffier ten Bereiche in Fig. 4) sind im wesentlichen von gleicher Größe gewählt. Die Amplitude des fünften Magnetfeldgradi ent-Impulses 460 wird beibehalten und bildet somit einen sechsten Impuls 470, dessen Fläche im wesentlichen mit der des fünften Impulses 460 gleich ist. Es ist darauf hinzu weisen, daß der fünfte Impuls 460 und der sechste Impuls 470 in Wirklichkeit einen einzigen Impuls darstellen. Die ser einzige Impuls wurde lediglich zur Identifizierung im Rahmen der vorliegenden Beschreibung in zwei (Teil-) Im pulse aufgeteilt. Am Ende des fünften Gradient-Impulses 460 sind alle Spins in der Untersuchungsperson 100 im wesentli chen in Phase. Der sechste Gradient-Impuls 470 bewirkt eine zusätzliche Dephasierung des MR-Signals.

Während des fünften und sechsten Gradient-Impulses 460 und 470 bewirkt ein Datenanforderungssignal 480, daß ein erstes MR-Antwortsignal 490 von der HF-Spule 140 empfangen wird. Das MR-Antwortsignal 490 wird digitalisiert und in der Bildeinheit 170 (Fig. 1) gespeichert. Das MR-Antwortsignal 490 von jedem Untersuchungsbereich der Person 100 weist sein Maximum im wesentlichen am Ende des fünften Gradient- Impulses 460 auf und besitzt eine Larmor-Frequenz, die im wesentlichen proportional zur Position der MR-Signalquelle in der dritten ausgewählten Richtung ist. Die Phase des MR- Antwortsignals 490 von jedem Untersuchungsbereich der Per son 100 ist proportional zur Dauer und Amplitude des drit ten Magnetfeldgradient-Impulses 440 und der Position der MR-Signalquelle (Spinbereiche bzw. Populationen) in der zweiten ausgewählten Richtung.

Der erste HF-Impuls 400, der zweite HF-Impuls 410, der er ste Magnetfeldgradient-Impuls 420, der zweite Magnetfeld gradient-Impuls 430, der dritte Magnetfeldgradient-Impuls 440, der vierte Magnetfeldgradient-Impuls 450, der fünfte Magnetfeldgradient-Impuls 460 und der sechste Magnetfeld gradient-Impuls 470 umfassen bzw. bilden eine Unterfolge im Rahmen des Abbildungsverfahrens. In der vorliegenden Erfin dung wird diese Unterfolge mehrfach, Y-mal, angelegt, wobei der dritte Magnetfeldgradient-Impuls 440 jedesmal mit einer besonders ausgewählten Amplitude auftritt. Die Y so erhal tenen MR-Antwortsignale können in einer in der Fachwelt be kannten Weise per Fourier-Transformation in zwei orthogona len Richtungen zu einer MR-Abbildung zusammengesetzt wer den, in der die Pixel-Signalintensität direkt proportional zur Kernspin-Magnetisierung an einer vorgegebenen Stelle ist.

Nach dem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfin dung wird die geschilderte unter folge im Rahmen des Abbil dungsverfahrens erneut Y-mal mit einem hinsichtlich seiner Amplitude unterschiedlichen Wert des ersten HF-Impulses 400 durchgeführt. Die MR-Antwortsignale aus den ersten Y-fachen Unterfolgen und den zweiten Y-fachen Abbildungssequenzen werden voneinander subtrahiert, um durch die Anwesen heit/Abwesenheit des ersten HF-Impulses 400 bewirkte Ände rungen hervorzuheben. Alle anderen Merkmale werden durch diese Subtraktion gegeneinander aufgehoben, d. h. gelöscht. Anzumerken ist in diesem Zusammenhang, daß es auch möglich ist, die durch Fourier-Transformation erhaltenen MR-Bildin formationen voneinander abzuziehen, um zum selben Ergebnis zu gelangen.

Als weitere Ausführungsform kann das jeweils Y-fache Anle gen der oben beschriebenen Teil folgen in einer verschach telten Weise erfolgen, um die Detektierung der je nach An wesenheit/Abwesenheit des ersten HF-Impulses 400 erfolgen den MR-Signaländerungen zu maximieren. In weiterer Ausge staltung der vorliegenden Erfindung wird die Impulsdauer des HF-Impulses 400 stark verlängert und wird kontinuier lich während eines Teils oder über die gesamte Unterfolge im Rahmen des Abbildungsverfahrens angelegt. Die in Fig. 4 dargestellte Abbildungsimpulssequenz leistet eine Datenbe reitstellung für zwei Dimensionen. Die vorliegende Erfin dung kann darüber hinaus gleichermaßen und in der Fachwelt geläufiger Art auf eine dreidimensionale Datenbereitstel lung ausgeweitet werden.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 5 dargestellt. In diesem Zeitdiagramm wird ein erster HF-Impuls 500 mit ausgewählter Amplitude und Zeit dauer an die kleine HF-Spule 200 angelegt und führt zu ei ner Anregung aller Spins der Untersuchungsperson 100 inner halb des Einflußbereichs der HF-Spule in dem MR-aktiven In vasiv-Gerät 150. In diesem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung führt der HF-Impuls 500 zu einer Änderung der transversalen Spin-Magnetisierung innerhalb eines kleinen Bereichs in der Nähe der HF-Spule 200 innerhalb des Inva siv-Geräts 150. Der HF-Impuls 500 kann zu einer Kippung der Spin-Magnetisierung in einer ausgewählten Größe zwischen null und 180 Grad führen.

Kurz nach dem Auftreten des ersten HF-Impulses 500 wird ein erster Magnetfeldgradient-Impuls 530a in einer ersten aus gewählten Richtung angelegt, um die transversale Spin-Ma gnetisierung zu dephasieren. Ein zweiter HF-Impuls 510 wird en die externe HF-Spule 140 angelegt. Dieser zweite HF-Im puls refocussiert die Spin-Magnetisierung in einer für den Fachmann auf diesem Gebiet wohlbekannten Weise.

Auf den ersten Magnetfeldgradient-Impuls 530a folgt ein zweiter Magnetfeldgradient-Impuls 520 mit ausgewählter Am plitude, der gleichzeitig mit dem zweiten HF-Impuls 510 an gelebt wird. Der zweite Gradient-Impuls 520 bewirkt, daß die Spin-Magnetisierung innerhalb der Untersuchungsperson 100 eine Larmor-Frequenz aufweist, die sich in Abhängigkeit von der Position in der Richtung des von dem zweiten Gradi ent-Impuls 520 erzeugten Magnetfeldgradienten ändert. Die Bandbreite und Frequenz des zweiten HF-Impulses 510 sind so gewählt, daß lediglich eine ausgewählte "Scheibe" innerhalb der Untersuchungsperson 100 angeregt wird. Falls gewünscht, kann die Amplitude des zweiten Magnetfeldgradient-Impulses 520 als praktisch null gewählt werden, was eine Spin- Refocussierung innerhalb des gesamten aktiven Volumens der externen HF-Spule 140 bewirkt.

Im Anschluß an den zweiten Magnetfeldgradient-Impuls 520 wird ein dritter Magnetfeldgradient-Impuls 530b mit dersel ben Richtung wie der erste Impuls jedoch mit demgegenüber entgegengesetzter Polarität angelegt. Die Amplitude und Dauer des dritten Gradient-Impulses werden so gewählt, daß nach Beendigung des dritten Gradient-Impulses 530b die transversale Spin-Magnetisierung dieselbe Phase aufweist, die er vor dem Anlegen des ersten Gradient-Impulses 530a hatte; dies erfolgt in an sich bekannter Weise.

Nach Abschluß des zweiten Magnetfeldgradient-Impulses 520 wird ein vierter Magnetfeldgradient-Impuls 540 mit ausge wählter Amplitude und in einer zweiten im wesentlichen or thogonal zur ersten genannten Richtung angelegt. Ebenfalls wird nach Beendigung des zweiten Magnetfeldgradient-Impul ses 520 ein fünfter Magnetfeldgradient-Impuls 550 in einer dritten Richtung angelegt, die im wesentlichen orthogonal zu der ersten und zweiten ausgewählten Richtung liegt. Der fünfte Magnetfeldgradient-Impuls 550 führt zu einer Depha sierung der Spin-Magnetisierung in der Untersuchungsperson 100 in einem Ausmaß, das proportional zur Position des Spins in der dritten ausgewählten Richtung ist. Auf den fünften Gradient-Impuls 550 folgt ein sechster Magnetfeld gradient-Impuls 560 mit demgegenüber entgegengesetzter Po larität und bildet somit einen zweiteiligen (bi-lobed) Ma gnetfeldgradient-Impuls. Das Produkt aus der Größe des Ma gnetfeldgradienten und der Dauer des fünften und sechsten Gradient-Impulses (d. h. die schraffierten Flächen in Fig. 5) sind im wesentlichen gleich. Die Amplitude des sechsten Magnetfeldgradient-Impulses 560 wird aufrecht erhalten, wo durch ein siebter Impuls 570 mit einer im wesentlichen zum sechsten Impuls 560 gleichen Fläche erzeugt wird. Anzumer ken ist, daß der sechste und siebte Gradient-Impuls 560 und 570 in Wirklichkeit einen einzigen Impuls darstellen. Die ser einzelne Impuls wurde lediglich für die Zwecke der Identifizierung im Rahmen dieser Beschreibung in zwei Im pulse aufgeteilt. Am Ende des sechsten Gradient-Impulses 560 sind alle Spins der Untersuchungsperson 100 im wesent lichen in Phase. Der siebte Gradient-Impuls 570 bewirkt eine zusätzliche Dephasierung des MR-Signals.

Während des sechsten und siebten Gradient-Impulses 560 und 570 veranlaßt ein Datenanforderungssignal 580, daß ein er stes MR-Antwortsignal 590 von der HF-Spule 140 empfangen wird. Das MR-Antwortsignal 590 wird digitalisiert und in der Bildeinheit 170 (in Fig. 1) gespeichert. Das jeweilige Antwortsignal 590 von jedem Bereich innerhalb der Untersu chungsperson 100 weist jeweils am Ende des sechsten Gradi ent-Impulses 560 ein Maximum auf sowie eine Larmor-Fre quenz, die im wesentlichen proportional zur Position der MR-Signalquelle in der dritten ausgewählten Richtung ist. Die Phase des MR-Antwortsignals 590 von jedem derartigen Bereich der Untersuchungsperson 100 ist proportional zur Dauer und Amplitude des vierten Magnetfeldgradient-Impulses 540 sowie der Position der MR-Signalquelle in der zweiten ausgewählten Richtung.

Der erste HF-Impuls 500, der zweite HF-Impuls 510, der er ste Magnetfeldgradient-Impuls 530a, der zweite Magnetfeld gradient-Impuls 520, der dritte Magnetfeldgradient-Impuls 530b, der vierte Magnetfeldgradient-Impuls 540, der fünfte Magnetfeldgradient-Impuls 550, der sechste Magnetfeldgradi ent-Impuls 560 und der siebte Magnetfeldgradient-Impuls 570 stellen im Rahmen der Abbildung eine Teil-Folge oder Subse quenz dar. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird diese Sequenz mehrfach, Y-mal, angelegt und zwar jedesmal mit ei ner besonders gewählten Amplitude für den vierten Magnet feldgradient-Impuls 540. Die Y entsprechenden MR-Antwortsi gnale können per Fourier-Transformation für zwei orthogo nale Dimensionen zu einem MR-Bild verarbeitet werden, bei dem in an sich bekannter Weise die Pixel-Signalintensität direkt proportional zum Betrag der Kernspin-Magnetisierung an einer bestimmten Stelle ist.

Bei diesem geschilderten Ausführungsbeispiel der vorliegen den Erfindung muß die genannte Bild-Unterfolge nicht erneut Y-mal mit einer unterschiedlich gewählten Amplitude für den HF-Impuls 500 angelegt werden, wie beim Ausführungsbeispiel nach Fig. 4 beschrieben, da lediglich die Spin-Magnetisie rung zur Abbildung gelangt, die ihre anfängliche Kippung von der kleinen HF-Spule 200 innerhalb des MR-aktiven Inva siv-Geräts 150 erhalten hat. Trotzdem kann die Bereitstel lung eines zweiten Satzes von Y MR-Antwortsignalen - als Antwort auf ein zweites Y-faches Anlegen der Bildimpulsse quenz - von Nutzen sein, bei dem die Amplitude oder Phase des ersten HF-Impulses 500 in der im Zusammenhang mit dem Ausführungsbeispiel von Fig. 4 genannten Art geändert wird. Die so erhaltenen ersten und zweiten Signalmengen können dann voneinander subtrahiert werden, um durch die Modula tion des ersten HF-Impulses 500 bewirkte Änderungen her vorzuheben. Alle anderen Merkmale werden durch die Subtrak tion gegeneinander aufgehoben. Es ist ebenfalls möglich, die durch Fourier-Transformation erhaltenen MR-Abbildungen voneinander zu subtrahieren, um zum selben Ergebnis zu ge langen.

In einer alternativen Ausführungsform der vorliegenden Er findung werden der zweite HF-Impuls 510, der erste, zweite und dritte Magnetfeldgradient-Impuls 530a, 520 und 530b weggelassen, so daß auf den ersten HF-Impuls 500 unmittel bar der vierte Magnetfeldgradient-Impuls 540 und der fünfte Magnetteldgradient-Impuls 550 folgen. Bei dieser Ausfüh rungsform wird die vom ersten HF-Impuls 500 erzeugte trans versale Magnetisierung direkt von der externen HF-Spule 140 detektiert.

Fig. 6 zeigt ein Blockschaltbild eines MR-Systems, das zur Gefäßdarstellung und Verfolgung des Instrumenteneinsatzes geeignet ist. Das System umfaßt eine Steuereinheit 900, welche die Steuersignale für eine Reihe von Magnetfeldgra dient-Verstärkern 910 liefert. Diese Verstärker treiben die Magnetfeldgradient-Spulen 130 innerhalb des Gehäuses 120.

Die Gradient-Spulen 130 können Magnetfeldgradienten in drei zueinander orthogonalen Richtungen erzeugen.

Die Steuereinheit 900 erzeugt ebenfalls Signale, die an den Sender 930a in einem Invasiv-Gerät bzw. Katheder geliefert werden, um HF-Impulse mit einer oder mehreren vorbestimmten Frequenzen sowie geeigneter Leistung zu erzeugen, um eine Kippung ausgewählter Spins innerhalb des Erfassungsbereichs der kleinen HF-Spule 200 in einem MR-aktiven Invasiv-Gerät 150 zu veranlassen. Die Steuereinheit 900 erzeugt weiter Signale für einen Sender 930 zu Erzeugung von HF-Impulsen bei einer oder mehreren vorbestimmten Frequenzen und mit geeigneter Leistung, um eine Kippung bzw. Nutation ausge wählter Spins innerhalb der externen HF-Spule 140 in der Bohrung bzw. Röhre des Magneten 125 zu veranlassen.

Die MR-Antwortsignale werden von der an den Empfänger 940 angeschlossenen externen HF-Spule 140 abgefühlt. Im Empfän ger 940 erfolgt die Verarbeitung der MR-Antwortsignale durch Verstärkung, Demodulation, Filtern und Digitalisie ren.

Die Steuereinheit 900 sammelt schließlich die Signale vom Empfänger 940 und leitet sie zur weiteren Verarbeitung an einen Rechner 950 weiter. Der Rechner 950 führt zur Erzeu gung einer MR-Abbildung eine Fouriertransformation der von der Steuereinheit 900 empfangenen Signale durch. Diese Ab bildung enthält Pixel-Informationen nur von dem Blut, das an dem MR-aktiven Invasiv-Gerät 150 vorbeigeflossen ist. Das durch den Rechner 950 berechnete Bild wird schließlich auf dem Bildschirm 180 dargestellt.

Das in Fig. 6 dargestellte MR-System kann gleichermaßen auch zur Erzeugung konventioneller MR-Abbildungen in an sich bekannter Weise benutzt werden. Bei einer solchen Ver wendung beaufschlagt ein einzelner Sender eine externe HF- Spule innerhalb des Magneten. Diese Spule ist typischerweise groß genug, entweder den ganzen Körper, den Kopf oder einzelne Gliedmaßen einer Untersuchungsperson aufzunehmen. Empfangene MR-Antwortsignale werden entweder mit derselben vom Sender benutzten externen Spule detek tiert oder - unabhängig von der senderseitig beaufschlagten Spule - von einer Oberflächenspule.

Claims

1. Magnetresonanz (MR) -Bildgebungseinrichtung für Gefäß selektive Angiographie-Bilder eines Untersuchungsobjekts (100) umfassend:

a) Magnetmittel (125) zum Anlegen eines homogenen magne tischen Felds mit im wesentlichen über das Untersuchungs objekt (100) gleichförmiger Amplitude;
b) eine erste HF-Sendereinrichtung (140) außerhalb des Untersuchungsobjekts zur Übertragung von HF-Energie in das Untersuchungsobjekt mit ausgewählter Dauer, Amplitude und Frequenz, um ein Kippen bzw. Nutieren eines ersten ausge wählten Spinfeldes in dem Untersuchungsobjekt zu veran lassen;
c) Gradienten-Mittel (z. B. 130) zur zeitlichen Veränderung der Amplitude des Magnetfelds in mindestens einer räum lichen Dimension;
d) ein in das Untersuchungsobjekt einführbares MR-aktives Invasiv-Gerät (150) mit mindestens einer daran angebrachten HF-Spule (200), mittels der jeweils ein Kippen bzw. Nutieren der Kernspin-Magnetisierung in ihrer Nachbarschaft durchführbar ist;
e) eine zweite mit der mindestens einen HF-Spule (200) innerhalb des MR-aktiven Invasiv-Geräts (150) verbindbare HF-Sendereinrichtung (930a) zur Übertragung von HF-Energie in das Untersuchungsobjekt mit einer gewählten Dauer, Amplitude und Frequenz zur Veranlassung eines Kippvorgangs eines ausgewählten Spinfeldes;
f) eine externe HF-Empfangsspule (z. B. 140) zum Erfassen einer jeweiligen Gruppe von MR-Antwortsignalen von den ersten und zweiten gekippten Spinfeldern in dem Unter suchungsobjekt;
g) einer mit der externen HF-Empfängerspule gekopppelte Empängereinrichtung (940) zum Empfang der detektierten MR- Antwortsignale von ausgewählten Spinfeldern;
h) eine Rechnereinrichtung (950) zur Berechnung der Angiographie-Bilddaten aus den erfaßten MR-Antwortsignalen; i) eine Steuereinrichtung (900), die mit der ersten HF- Sendereinrichtung (930), der Empfängereinrichtung (940), der Rechnereinrichtung (950) und der Gradienteneinrichtung (910) verbunden ist, mittels welcher Steuereinrichtung die erste und zweite HF-Sendereinrichtung, die Empfänger einrichtung, die Rechnereinrichtung und die Gradienten einrichtung entsprechend einer vorgegebenen MR-Impuls sequenz aktivierbar sind; und
j) eine mit der Rechnereinrichtung verbundene Bilddarstel lungseinrichtung (180) zur Darstellung des resultierenden Angiographie-Bildes für die Bedienungsperson.

2. Verfahren zur Erstellung einer Gefäß-selektiven Magnet resonanz (MR)-Angiographie-Abbildung eines Untersuchungs objekts, umfassend die folgenden Verfahrensschritte:

a) Anlegen eines homogenen Magnetfelds mit im wesentlichen gleichförmiger Amplitude über den Bereich des Unter suchungsobjekts;
b) Einführen eines MR-aktiven Invasiv-Geräts (150) mit einer HF-Spule (200) in ein ausgewähltes Gefäß des Untersuchungsobjekts (100);
c) Übertragen von HF-Energie von dem MR-aktiven Invasiv- Gerät in das Untersuchungsobjekt mit einer zur Veranlassung des Kippens bzw. Nutierens eines ersten ausgewählten Spinfeldes gewählten Zeitdauer, Amplitude und Frequenz;
d) Übertragen von HF-Energie von einer hinsichtlich des Untersuchungsobjekts externen HF-Spule in das Unter suchungsobjekt zur Bewirkung eines Kippvorgangs (Nutation) eines zweiten ausgewählten Spinfeldes;
e) zeitliches Verändern der Amplitude des Magnetfelds in mindestens einer räumlichen Richtung;
f) Erfassen einer Mehrzahl von MR-Antwortsignalen von einem ausgewählten Spinfeld;
g) Verarbeiten der erfaßten MR-Antwortsignale;
h) Berechnen der MR-Angiographie-Bilddaten für das ausge wählte Gefäß aus den prozessierten MR-Antwortsignalen; und
i) Anzeigen des MR-Angiographie-Bildes an das Bedienungspersonal.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem der Schritt des Berechnens der MR-Angiographie-Bilddaten die folgenden Schritte umfaßt:

a) Wiederholen der Verfahrensschritte c) bis e) mit einem ersten vorbestimmten Wert, der von dem MR-aktiven Invasiv- Gerät übertragenen HF-Energie zum Erhalt eines ersten Satzes von MR-Antwortsignalen;
b) Wiederholen der Schritte c) bis e) mit einem zweiten vorbestimmten Wert, der von dem MR-aktiven Invasiv-Gerät übertragenen HF-Energie zum Erhalt eines zweiten Satzes von MR-Anwortsignalen; und
c) Subtrahieren des ersten sowie des zweiten Satzes von MR- Antwortsignalen zum Erhalt des MR-Angiographiebildes.

4. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem der Schritt des Erfassens des MR-Antwortsignals gleichzeitig mit dem Schritt der Amplitudenveränderung des magnetischen Feldes erfolgt.

5. Verfahren zur Erstellung einer Gefäß-selektiven Magnet resonanz (MR) -Angiographie-Abbildung eines Untersuchungs objekts, umfassend die folgenden Verfahrensschritte:

a) Anlegen eines homogenen Magnetfelds mit im wesentlichen gleichförmiger Amplitude über den Bereich des Unter suchungsobjekts;
b) Einführen eines MR-aktiven Invasiv-Geräts (150) mit einer HF-Spule (200) in ein ausgewähltes Gefäß des Unter suchungsobjekts (100);
c) Übertragen von HF-Energie von dem MR-aktiven Invasiv- Gerät in das Untersuchungsobjekt mit einer zur Veranlassung des Kippens bzw. Nutierens eines ersten ausgewählten Spinfeldes gewählten Zeitdauer, Amplitude und Frequenz;
d) zeitliches Verändern der Amplitude des Magnetfelds in mindestens einer räumlichen Richtung;
e) Erfassen einer Mehrzahl von MR-Antwortsignalen von einem ausgewählten Spinfeld;
f) Verarbeiten der erfaßten MR-Antwortsignale;
g) Berechnen der MR-Angiographie-Bilddaten für das ausge wählte Gefäß aus den prozessierten MR-Antwortsignalen; und
h) Anzeigen des MR-Angiographie-Bildes an das Bedienungspersonal.