DE19516452A1

DE19516452A1 - Angiography method using magnetic resonance

Info

Publication number: DE19516452A1
Application number: DE1995116452
Authority: DE
Inventors: Jean Michel Dr Franconi
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1995-05-04
Filing date: 1995-05-04
Publication date: 1996-11-14

Abstract

Spins in an investigated region are polarised in a first region (A) with a high magnetic held (BO1). In an adjacent second region (B) with a lower magnetic field (BO2), in which a fluid from the first region flows, spins are excited by a high frequency field. The resulting nuclear resonance signals are measured. Since the stationary tissue in the second region (B) has a lower magnetisation than the fluid from the first region, signals from the stationary tissue are largely suppressed. A magnetic arrangement with a gradient coil system is used to generate magnetic resonance images. The fluid is polarised.

Description

Für die Angiographie mittels magnetischer Resonanz gibt es im wesentlichen zwei Verfahren, nämlich die Phasenkontrast-An giographie und das Time of Flight-Verfahren. Bei der Phasen kontrast-Angiographie, wie es beispielsweise im US-Patent Re. 32701 beschrieben ist, wird die Tatsache ausgenutzt, daß ein bipolarer Gradientenpuls die Geschwindigkeit fließender Spins codiert. Damit kann in einem MR-Bild eine Flußinforma tion erhalten werden.For angiography using magnetic resonance, there is the essentially two methods, namely the phase contrast-on giography and the time of flight process. At the phases contrast angiography, as is the case, for example, in the US patent Re. 32701, the fact is exploited that a bipolar gradient pulse the speed flowing Encoded spins. This means that a flow information can be displayed in an MR image tion are obtained.

Bei der Time of Flight-Methode, wie sie beispielsweise aus dem Artikel J. Levin et al "Three Dimensional Time of Flight MR Angiography: Applications in the Abdomen and Thorax" in Radiology, 1991, 179, Seiten 261 bis 264, bekannt ist, wird typischerweise Blut in einer bestimmten Schicht durch selek tive Hochfrequenzanregung markiert. Zu einem späteren Zeit punkt wird das entstehende Kernresonanzsignal ausgelesen. Da das markierte Blut zwischen der Markierung und dem Auslesen des Kernresonanzsignals in einer vorgegebenen Zeit den Ort ändert, wird hierfür der Begriff "time of flight" verwendet.With the time of flight method, such as from the article J. Levin et al "Three Dimensional Time of Flight MR Angiography: Applications in the Abdomen and Thorax "in Radiology, 1991, 179, pages 261 to 264 typically blood in a particular layer by selek active high-frequency excitation marked. At a later time the resulting nuclear magnetic resonance signal is read out. There the marked blood between the marking and the reading of the nuclear magnetic resonance signal in a predetermined time changes, the term "time of flight" is used for this.

Angiographieuntersuchungen nach den obengenannten Verfahren sind jedoch kostspielig, da sie teuere Ganzkörper-MR-Systeme voraussetzen. Beim Time of Flight-Verfahren ist es außerdem schwierig, größere Bereiche zu messen, da dann bei der Anre gung Spins mit geringerer Geschwindigkeit gesättigt werden, d. h. kein Signal mehr liefern. In vielen Fällen sind Radiolo gen aber daran interessiert, Angiographie in einem größeren Bereich, z. B. in einer Aorta oder in einem peripheren Blutge fäß durchzuführen. Ferner ist es mit dem Time of Flight-Ver fahren schwierig, Stenosen und Thrombosen zu diagnostizieren, da bei turbulentem Fluß ein Signalverlust auftritt.Angiography examinations according to the above-mentioned procedures However, they are expensive because they are expensive whole body MR systems presuppose. It is also the time of flight procedure difficult to measure larger areas because then spins are saturated at a slower speed, d. H. no longer deliver a signal. In many cases there are radiolo but interested in angiography in a larger size Area, e.g. B. in an aorta or in a peripheral blood barrel. Furthermore, it is with the Time of Flight Ver drive difficult to diagnose stenosis and thrombosis, since a signal loss occurs in turbulent flow.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren und eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens anzugeben, bei dem die obengenannten Nachteile vermieden werden.The object of the invention is therefore a method and Order to carry out the procedure in which the above disadvantages are avoided.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1 bzw. eine Anordnung nach Anspruch 4. Vorteil hafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteran sprüchen angegeben.According to the invention, this object is achieved by a method according to claim 1 or an arrangement according to claim 4. advantage adhesive embodiments of the invention are in the Unteran sayings.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 3 nä her erläutert. Dabei zeigen:The invention is explained below with reference to FIGS. 1 to 3. Show:

Fig. 1 ein Magnetisierungsschema zur Erläuterung des Funk tionsprinzips der Erfindung, Fig. 1 is a diagram for explaining the magnetization of the radio tion principle of the invention,

Fig. 2 eine Pulssequenz zur Signalgewinnung. Fig. 2 shows a pulse sequence for signal acquisition.

Fig. 3 schematisch den Aufbau einer Anordnung zur Durchfüh rung des Verfahrens. Fig. 3 shows schematically the structure of an arrangement for implementing the method.

Anhand der Fig. 1 wird nachfolgend das Funktionsprinzip der Erfindung erklärt. Es wird davon ausgegangen, daß eine zu be trachtende Blutmenge sich zunächst in einem Bereich A mit ho hem Magnetfeld befindet. Bei der Betrachtung der Magnetisie rung wird ferner unterschieden zwischen stationärem Gewebe, dessen Magnetisierung im oberen Teil der Fig. 1 dargestellt ist, und der Magnetisierung im bewegten Fluid (also im Blut fluß), die im unteren Teil der Fig. 1 dargestellt ist. Im Ausführungsbeispiel wird davon ausgegangen, daß der Blutfluß von links nach rechts verläuft.The operating principle of the invention is explained below with reference to FIG. 1. It is assumed that an amount of blood to be observed is initially in an area A with a high magnetic field. When considering the magnetization, a distinction is also made between stationary tissue, the magnetization of which is shown in the upper part of FIG. 1, and the magnetization in the fluid being moved (i.e. in the blood flow), which is shown in the lower part of FIG. 1. In the exemplary embodiment it is assumed that the blood flow runs from left to right.

Bekanntlich wird bei der magnetischen Resonanz die Tatsache ausgenutzt, daß alle Atomkerne mit ungerader Protonen- oder Neutronenzahl ein aus deren Spin resultierendes magnetisches Dipolmoment aufweisen. Wenn man nun ein magnetisches Feld B₀ anlegt, so richten sich diese magnetischen Dipole in Feld richtung aus. Dabei ergibt sich ein Überschuß von magneti schen Dipolen (also Atomen), die in Feldrichtung ausgerichtet sind im Vergleich zu den entgegengesetzt zur Feldrichtung ausgerichteten Dipolen. In Fig. 1 ist dies durch die Anzahl von Pfeilen angeordnet. Durch die fünf in Richtung des Feldes B₀ weisenden Pfeile im Vergleich zu den zwei entgegengesetzt gerichteten Pfeilen soll angedeutet werden, daß die Zahl der in Feldrichtung ausgerichteten Atome (bzw. deren Spin) größer als die Zahl der entgegengesetzt ausgerichteten Atome ist. In der Praxis sind nur wenig mehr Atome in der Feldrichtung aus gerichtet als umgekehrt und das Verhältnis dieser Atome zu einander und damit die makroskopisch erfaßbare Magnetisierung der Spinpopulation hängt von der Größe des Feldes B₀ ab.As is known, the fact that all atomic nuclei with an odd number of protons or neutrons have a magnetic dipole moment resulting from their spin is used in magnetic resonance. If you now apply a magnetic field B₀, these magnetic dipoles align in the field direction. This results in an excess of magnetic dipoles (i.e. atoms), which are aligned in the field direction compared to the dipoles aligned opposite to the field direction. In Fig. 1 this is arranged by the number of arrows. The five arrows pointing in the direction of the field B₀ in comparison to the two arrows pointing in the opposite direction indicate that the number of atoms oriented in the field direction (or their spin) is greater than the number of atoms oriented in the opposite direction. In practice, only a few more atoms are oriented in the field direction than vice versa, and the ratio of these atoms to one another and thus the macroscopically detectable magnetization of the spin population depends on the size of the field B₀.

Im Bereich A besteht kein Unterschied zwischen der Magneti sierung des stationären Gewebes und des Blutflusses. Im fol genden wird nun die Magnetisierung im Bereich B betrachtet. Dort wird ein wesentlich geringeres Magnetfeld B²₀ angelegt. Im unteren Teil der Fig. 1 werden die Blutpartikel betrach tet, die aus dem Bereich A in den Bereich B gewandert sind. Die im Bereich A aufgebaute Magnetisierung zerfällt mit einer Zeitkonstanten T1. Diese Zeitkonstante T1 ist für Blut rela tiv lang, z. B. deutlich länger als von Fettgewebe. Es kann davon ausgegangen werden, daß bei ausreichender Strömungsge schwindigkeit und nicht zu großem Abstand d zwischen den Be reichen A und B die Blutpartikel ihre Magnetisierung weitge hend behalten haben. Das stationäre Gewebe im Bereich B weist dagegen wegen des geringeren Magnetfeldes B²₀ eine entspre chend geringere Magnetisierung auf.In area A there is no difference between the magnetization of the stationary tissue and the blood flow. The magnetization in region B is now considered in the fol lowing. There a much lower magnetic field B²₀ is applied. In the lower part of FIG. 1, the blood particles are examined, which have migrated from area A to area B. The magnetization built up in area A decays with a time constant T1. This time constant T1 is relatively long for blood, z. B. significantly longer than adipose tissue. It can be assumed that with sufficient flow speed and not too large a distance d between loading areas A and B, the blood particles have largely kept their magnetization. The stationary tissue in area B, however, has a correspondingly lower magnetization because of the lower magnetic field B²₀.

Im Bereich B wird nun ein Bildgebungsverfahren angewandt. Da bei sind in der MR-Technik eine Vielzahl von Pulssequenzen zur Gewinnung von Bilddaten bekannt. Lediglich beispielhaft ist in Fig. 2 eine einfache Spinechosequenz dargestellt. Da bei werden die polarisierten Spins im Bereich B durch einen Hochfrequenzpuls RF1 ausgelenkt, wobei durch entsprechende Wahl des Frequenzspektrums des Hochfrequenzpulses RF1 und durch einen gleichzeitig eingeschalteten Schichtselektions gradienten GS nur eine bestimmte Schicht im Bereich B ange regt wird. Durch einen negativen Teil des Schichtselektions gradienten GS wird die durch den positiven Teil verursachte Dephasierung wieder rückgängig gemacht.An imaging procedure is now used in area B. A large number of pulse sequences for obtaining image data are known in MR technology. A simple spin echo sequence is shown in FIG. 2 merely by way of example. Since the polarized spins in region B are deflected by a high-frequency pulse RF1, only a certain layer in region B being excited by appropriate choice of the frequency spectrum of the high-frequency pulse RF1 and by a layer selection gradient GS that is simultaneously switched on. A negative part of the slice selection gradient GS cancels the dephasing caused by the positive part.

Durch einen zweiten Hochfrequenzpuls RF2 werden die Kernspins refokussiert, so daß ein Signal S entsteht. Dieses Signal S wird unter einem Auslesegradienten GR ausgelesen, so daß das Signal S in Richtung des Auslesegradienten GR entsprechend dem Entstehungsort des Kernresonanzsignals S frequenzcodiert ist. Ferner ist dem Signal S ein Phasencodiergradient GP vorangestellt, der die Kernspins in Richtung des Phasenco diergradienten GP phasencodiert. Durch die in der MR-Technik allgemein bekannte Einsortierung der abgetasteten und digita lisierten Signale in eine Rohdatenmatrix sowie eine zweidi mensionale Fourier-Transformation kann ein Bild der selek tierten Schicht gewonnen werden. Bei dem beschriebenen Ver fahren ist es nun wesentlich, daß die stationären Spins - wie erläutert - eine geringere Magnetisierung aufweisen als die fließenden Spins, und zwar im Verhältnis der Magnetfelder B²₀ zu B¹₀. Die erhaltene Signalintensität ist der Magnetisierung proportional, d. h., das stationäre Gewebe wird entsprechend dunkler abgebildet als fließendes Blut. Damit kann der Blut strom vom stationären Gewebe deutlich unterschieden werden, d. h., das stationäre Gewebe wird unterdrückt. Im Vergleich zu herkömmlichen Hochfeldanlagen dephasiert die Magnetisierung im Bereich B niedriger Magnetfeldstärke langsamer, da die Larmorfrequenz niedriger ist. Der Signalverlust durch Turbu lenzen, z. B. im Bereich von Stenosen, wird damit reduziert. Ferner können mit dieser Technik auch große Bereiche erfaßt werden. Allerdings ist die Anwendung auf Anwendungsfälle be schränkt, wo eine Blutströmung zwischen dem Bereich A und dem Bereich B verläuft.The nuclear spins are generated by a second high-frequency pulse RF2 refocused so that a signal S is produced. This signal S is read out under a readout gradient GR, so that the Signal S in the direction of the readout gradient GR accordingly the source of the nuclear magnetic resonance signal S frequency-coded is. Furthermore, the signal S is a phase coding gradient GP preceded by the nuclear spins in the direction of the phase co the gradient GP phase-coded. Through that in MR technology generally known sorting of the scanned and digita signals into a raw data matrix and a two-way Dimensional Fourier transform can be an image of the selek layer. In the described ver it is now essential that the stationary spins - like explained - have a lower magnetization than that flowing spins, in relation to the magnetic fields B²₀ to B¹₀. The signal intensity obtained is the magnetization proportional, i.e. that is, the stationary tissue becomes corresponding depicted darker than flowing blood. With that the blood current from the stationary tissue can be clearly distinguished, d. that is, the stationary tissue is suppressed. Compared to Conventional high field systems dephasize the magnetization in area B of low magnetic field strength slower because the Larmor frequency is lower. Turbu signal loss limit, e.g. B. in the area of stenoses is reduced. This technique can also be used to cover large areas will. However, its application to use cases restricts where there is blood flow between area A and the Area B runs.

In Fig. 3 ist schematisch ein Ausführungsbeispiel für eine Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt. Der Bereich A wird dabei durch ein Magnetsystem 1 mit zwei Polschuhen 1a und 1b repräsentiert. Dieses Magnet system muß eine relativ hohe Feldstärke B¹₀ aufweisen. Es werden jedoch keinerlei Anforderungen an die Homogenität ge stellt, da es nur darauf ankommt, die Kernspins in diesem Magnetsystem 1 zu polarisieren. Der Bereich B wird durch ein zweites Magnetsystem 2 repräsentiert, das in geringem Abstand zum Magnetsystem 1 angeordnet ist. Da im Magnetsystem 2 die Bildgebung durchgeführt wird, sind hier ferner Gradientenspu lensysteme 2c, 2d und eine Hochfrequenzantenne 2e, 2f vorge sehen. Da der Aufbau dieses Systems herkömmlichen MR-Anlagen entsprechen kann, wird auf Details hier nicht näher eingegan gen. Der Aufbau eines MR-Systems mit normal leitenden Magne ten ist beispielsweise in der US-Patentschrift 5,200,701 be schrieben.In Fig. 3 shows an embodiment for an arrangement is shown for performing the method according to the invention schematically. The area A is represented by a magnet system 1 with two pole pieces 1 a and 1 b. This magnet system must have a relatively high field strength B¹₀. However, there are no requirements for homogeneity since the only thing that is important is to polarize the nuclear spins in this magnet system 1 . The area B is represented by a second magnet system 2 , which is arranged at a short distance from the magnet system 1 . Since imaging is carried out in the magnet system 2 , gradient coil systems 2 c, 2 d and a high-frequency antenna 2 e, 2 f are also provided here. Since the structure of this system can correspond to conventional MR systems, details will not be given here in detail. The structure of an MR system with normally conductive magnets is described, for example, in US Pat. No. 5,200,701.

Das Magnetsystem 2 muß zwar die für die Bildgebung typischen Homogenitätsanforderungen erfüllen, es ist jedoch aufgrund der geringen Feldstärke einfach zu realisieren. Die Betriebs frequenz für die Anregung und für den Empfang der Kernreso nanzsignale ist der Magnetfeldstärke proportional und daher ebenso niedrig. Damit kann auch das Hochfrequenzsystem ein fach und billig aufgebaut werden.Although the magnet system 2 has to meet the homogeneity requirements typical for imaging, it is easy to implement due to the low field strength. The operating frequency for the excitation and for the reception of the nuclear resonance signals is proportional to the magnetic field strength and is therefore just as low. This means that the high-frequency system can also be set up easily and cheaply.

Für das beschriebene MR-Angiographieverfahren kann z. B. ein Spezialsystem geschaffen werden, in das - wie in Fig. 3 dar gestellt - lediglich Extremitäten eingeführt werden können. Es ist aber auch möglich, das Magnetsystem 1 als Zubehör zu einem konventionellen Magnetsystem 2 zu verwenden, wobei das Magnetsystem 2 dann einem konventionellen System, wie es z. B. in der obengenannten US-Patentschrift 5,200,701 beschrieben ist, entspricht.For the described MR angiography method, e.g. B. a special system can be created in which - as shown in Fig. 3 represents - only extremities can be introduced. However, it is also possible to use the magnet system 1 as an accessory to a conventional magnet system 2 , the magnet system 2 then being a conventional system, as described, for. B. is described in the above-mentioned US Pat. No. 5,200,701.

Claims

1. Method for angiography using magnetic resonance with the following steps:

a) in a first area (A) with a high magnetic field (B¹₀) spins are polarized in an object under investigation
b) in a spatially adjacent second area (B) with a lower magnetic field (B²₀), into which a fluid flow from the first area (A) flows, spins are excited by a high-frequency field and the resulting nuclear magnetic resonance signals (S) are measured.

2. The method according to claim 1, wherein in the second region (B) location coding by switched gradients (GS, GP, GR) the nuclear magnetic resonance signals (S) and from the measured Nuclear magnetic resonance signals (S) an image is reconstructed.

3. The method of claim 1 or 2, wherein the speed speed with which the fluid polarized in the first region (A) flows into the second area (B), and thus the river speed of the fluid is measured.

4. Arrangement for performing the method according to one of claims 1 to 3, comprising a first magnet arrangement ( 1 ) high field strength and a second magnet arrangement ( 2 ) low field strength, wherein an examination space extends over both magnet arrangements ( 1 , 2 ) and wherein the second magnetic arrangement ( 2 ) is equipped with an antenna ( 2 e, 2 f) for transmitting and receiving high-frequency signals.

5. Arrangement according to claim 4, wherein the second Magnetanord voltage has a gradient coil system ( 2 c, 2 d).

6. Arrangement according to claim 4 or 5, wherein the first Ma gnetanordnung ( 1 ) has a low homogeneity, while the second magnet arrangement ( 2 ) has a sufficient homogeneity for MR imaging.