DE19522487A1 - MRI-Bildgebung zur Darstellung mehrerer Herzphasen mit Fettgewebeunterdrückung - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren und Ein­ richtungen zur Bildgebung mittels Magnetresonanz bezie­ hungsweise magnetischer Kernresonanz (MRI-magnetic reso­ nance imaging bzw. NMR-nuclear magnetic resonance). Im en­ geren Sinne bezieht sich die Erfindung auf die Erzeugung von Abbildungen der zeitlichen Phasen im Rahmen einer schnellen MRI-Bildgewinnung vom Herzen, die sich während eines Atemanhaltens, das heißt in einer Atempause, gewinnen lassen.

Wenn eine Substanz, wie zum Beispiel menschliches Gewebe, einem gleichförmigen magnetischen Feld (Polarisie­ rungsfeld B₀) unterworfen wird, versuchen die einzelnen magnetischen Spinmomente in Gewebe, sich in Richtung des polarisierenden Feldes auszurichten, wobei sie jedoch um diese Feldrichtung in zufälliger Ordnung bei ihrer charak­ teristischen Larmor-Frequenz präzessieren. Wird die Sub­ stanz beziehungsweise das Gewebe einem magnetischen Feld (Anregungsfeld B₁) unterworfen, das in der x-y Ebene liegt und sich auf etwa der Larmor-Frequenz befindet, kann das resultierende Ausrichtungsmoment M_Z in die x-y Ebene ge­ dreht oder gekippt werden und ein resultierendes transver­ sales magnetisches Moment M_t erzeugen. Von den derart ange­ regten Spins wird ein Signal ausgesendet, und nach Abschluß des Anregungssignals B₁ kann dieses Signal zur Bilderzeu­ gung empfangen und verarbeitet werden.

Bei der Verwendung dieser Signale zur Bilderzeugung werden magnetische Feldgradienten (G_x, G_y und G_z) einge­ setzt. Typischerweise wird der abzubildende Bereich in ei­ ner Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen diese Gradien­ ten entsprechend der jeweils eingesetzten besonderen Loka­ lisierungsmethode variieren. Der resultierende Satz empfan­ gener MR-Signale wird zur Rekonstruktion des jeweiligen Bildes digitalisiert und verarbeitet, wobei man sich einer der zahlreichen und an sich bekannten Rekonstruktionstech­ niken bedienen kann.

Die meisten derzeit zur Erzeugung medizinischer Ab­ bildungen benutzter NMR-Abtastverfahren erfordern zur Ge­ winnung der notwendigen Daten viele Minuten. Die Verkürzung dieser Abtastzeit ist ein wichtiger Gesichtspunkt, da eine verkürzte Abtastzeit den Patientendurchlauf erhöht, das Be­ finden des Patienten verbessert und die Bildqualität durch die Verminderung von auf Bewegung beruhenden Abbildungsfeh­ lern (Artefakte) erhöht. Es gibt eine Klasse von Impulsfol­ gen, die eine sehr kurze Wiederholzeit (TR repetition time) aufweisen und in vollständigen Abtastungen resultieren, die sich in Sekunden statt in Minuten durchführen lassen. Ange­ wandt auf eine Abbildung vom Herzen kann beispielsweise ei­ ne vollständige Abtastung, aus der sich eine Folge von Herzabbildungen in unterschiedlichen Zyklusphasen gewinnen läßt, während einer einzigen Atempause erfolgen, wie das in der anhängigen USA-Patentanmeldung Serien Nr. 102 166, vom 4. August 1993 mit dem Titel "MRI Cardiac Image Produced By Temporal Data Sharing" beschrieben ist.

Die Anzahl von in einem Abtastvorgang zu gewinnen­ der Darstellungen von Herzphasen wird durch eine Anzahl von Faktoren bestimmt, wie zum Beispiel der Wiederholzeit der Impulsfolge, der Anzahl von bei jedem Trigger- bzw. Auslö­ seimpuls des Herzens erzielter Ansichten (views) und der Herzschlagrate des Patienten. Durch Verminderung der Zahl von bei jedem Triggerimpuls des Herzens gewonnene Ansichten können mehr Phasenbilder gewonnen werden und die "zeitliche Auflösung" der Folge von Herzabbildungen wird erhöht. Al­ lerdings wird auch die gesamte Abtastzeit dabei erhöht, weil die Anzahl der für die vollständige Gewinnung von Bilddaten einer jeweiligen Phase erforderlichen Triggerim­ pulse des Herzens ebenfalls zunimmt.

Die Koronararterien sind gewöhnlich von Fettgewebe des Herzbeutels (pericardial fat) umgeben. Das von diesem Fettgewebe erzeugte große NMR-Signal kann zeitweilig das auf die Gefäße bezogene NMR-Signal beeinträchtigen, das für den Mediziner von höchstem Interesse ist. Zur verbesserten Erkennbarkeit der Koronararterien ist es deshalb wünschens­ wert, eine die Darstellung des Fettgewebes unterdrückende Impulsfolge anzuwenden, wie zum Beispiel beschrieben im USA Patent 5 256 967 vom 26. Oktober 1993 mit dem Titel "Fast NMR Image Acquisition With Spectrally Selective Inversion Pulses". Unglücklicherweise erhöht jedoch eine solche Im­ pulsfolge zur Unterdrückung des Einflusses des Fettgewebes erheblich die zur Gewinnung eines jeweiligen Satzes von An­ sichten erforderliche Zeit, woraus weniger Herzphasendar­ stellungen oder eine längere Abtastzeit resultieren.

Der Erfindung liegt die allgemeine Aufgabe zugrun­ de, im Rahmen einer schnellen, mehrere Phasen erfassenden Bildgewinnung vom Herzen eine Möglichkeit zur Unterdrückung des Einflusses des Fettgewebes auf die Bilddarstellung an­ zugeben, bei der die Abtastzeit dennoch kurz genug ist, um die Bilddaten möglichst während einer einzigen Atempause zu gewinnen. Die Erfindung macht sich die Erkenntnis zunutze, daß die longitudinale Magnetisierung von Fettgewebe für die erste Gruppe von schnellen NMR-Impulsfolgen während jedes Herzzyklus unterschiedlich ist; der zugehörige frequenzse­ lektive Hochfrequenz (HF)-Inversionsimpuls ist dabei so ausgelegt, daß die Magnetisierung einen Nulldurchgang bei derselben Verzögerungszeit (TI) aufweist, wie die nachfol­ genden Gruppen von schnellen NMR-Impulsfolgen. Die Darstel­ lung des Fettgewebes wird dadurch ohne Erhöhung der Verzö­ gerungszeit (TI) für die erste Gruppe unterdrückt.

Ein weiterer Aspekt der Erfindung liegt in der Kür­ zung der Zeit, die zur Gewinnung des NMR-Signals mit Fett­ unterdrückung in jeder Gruppe der schnellen NMR Impulsfol­ gen erforderlich ist. Dies wird durch Beseitigung der Not­ wendigkeit von sog. "Dummy" HF-Anregungsfolgen, die zur Stabilisierung der Magnetisierung vor der Datengewinnung benutzt werden, erreicht. Statt dessen wird die Signalstabi­ lisierung erreicht durch Variieren des Kipp- oder Flipwin­ kels (flip angle) der HF-Anregungsimpulse in jeder der auf­ einanderfolgenden schnellen NMR-Impulsfolgen sowie durch Anwendung einer versetzt segmentierten, verschachtelten Reihenfolge der jeweiligen Ansichten, die den Effekt der übrigen ungleichen Signalgröße im k-Raum minimiert.

Ein weiterer Aspekt der Erfindung liegt in der Re­ duzierung von Bildfehlern (Artefakte) aufgrund von Phasen­ verschiebungen, die durch vom Gradientenfeld induzierte Wirbelströme verursacht werden. Obwohl die schnellen NMR Impulsfolgen nur während eines Teils jedes Herzzyklus aus­ geführt werden, wurde festgestellt, daß Bildartefakte sich reduzieren lassen durch ein kontinuierliches "Abspielen" der Gradientfeldimpulse über den gesamten Herzzyklus. Da­ durch sind die von diesen Gradientimpulsen in den leitfähi­ gen Strukturen induzierten Wirbelströme relativ konstant und irgendwelche von ihnen in den gewonnenen NMR-Signalen erzeugte Phasenverschiebungen sind ebenfalls relativ kon­ stant von Ansicht zu Ansicht sowie von Herzphasenbild zu Herzphasenbild.

Ein wiederum weiterer Aspekt der Erfindung liegt in der Erhöhung der Zahl von Herzphasenbildern, die in einer schnellen während einer einzigen Atempause abgeschlossenen Bildgebungsfolge gewonnen werden können. Durch Reduzierung der für die Gewinnung eines Datensegments mit Fettgewebeun­ terdrückung erforderlichen Zeit ist ein Teilen der jeweili­ gen Ansicht (view sharing) anwendbar, wie das in der ein­ gangs genannten USA Patentanmeldung Serien Nr. 102 166 be­ schrieben ist.

Zusammengefaßt beinhaltet die vorliegende Erfindung ein Verfahren und eine Einrichtung zur Gewinnung eines Ab­ bildungssatzes von Herzphasen, daß erforderlichenfalls in­ nerhalb einer einzigen Atempause erzielbar ist und bei dem das durch Fettgewebe erzeugte Signal unterdrückt ist. Spe­ zieller enthält die Erfindung folgende Schritte: Erzeugen eines Herzsignals, das den Herzzyklus des Patienten an­ zeigt; gruppenmäßiges Ausführen von schnellen NMR-Impuls­ folgen während jedes Herzzyklus, wobei vor jeder Gruppe von schnellen NMR-Impulsfolgen ein frequenzselektiver HF-Inver­ sionspuls auftritt, der das von dem Fettgewebe während der nachfolgenden Gruppe schneller NMR-Impulsfolgen erzeugte NMR-Signal unterdrückt; und Rekonstruktion eines Herzpha­ senbildes aus den NMR-Daten, die von jeder der Gruppen von schnellen NMR-Impulsfolgen während einer Aufeinanderfolge von Herzzyklen gewonnen werden. Die erforderliche Zeit zur Ausführung der fettunterdrückten Gruppen von schnellen NMR- Impulsfolgen während jedes Herzzyklus wird verringert durch Verändern des Kippwinkels des ersten HF-Inversionsimpulses während jedes Herzzyklus, um die Verzögerungszeit (TI) für den Nulldurchgang der Fettmagnetisierung zu reduzieren, so­ wie durch Variieren des Kippwinkels der HF-Anregungsimpulse in jeder Gruppe von schnellen NMR-Impulsfolgen, zur Vermei­ dung des Bedarfs für zeitaufwendige "Dummy" HF-Anregungs­ folgen, um vor einer jeden Gruppe von schnellen NMR-Impuls­ folgen einen entsprechenden Ruhe- beziehungsweise Ausgangs­ zustand herbeizuführen.

Die Erfindung wird im folgenden anhand eines Aus­ führungsbeispiels unter Zuhilfenahme der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild einer MRI-Einrichtung, die die vorliegende Erfindung verwendet;

Fig. 2 eine Darstellung der Datengewinnungssequenz gemäß der vorliegenden Erfindung; und

Fig. 3 und 4 Modulationsprofile der in der Im­ pulsfolge von Fig. 2 verwendeten Inversionsimpulse.

In Fig. 1 sind die hauptsächlichen Komponenten einer bevorzugten MRI-Einrichtung gezeigt, in der die vorliegende Erfindung verkörpert ist. Der Betrieb der Einrichtung wird von einer Bedienerkonsole 100 gesteuert, die ein Tastatur- und Steuerfeld 102 sowie eine Anzeigeein­ richtung 104 aufweist. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das es dem Bedienungspersonal ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige der Bilder auf dem Schirm 104 zu steuern. Das Com­ putersystem 107 enthält eine Anzahl von Modulen, die unter­ einander über eine Hintergrundebene kommunizieren. Dazu zählen ein Bildprozessor 106, ein CPU-Modul 108 sowie ein Speichermodul 113, das im Stand der Technik als Bildpuffer (frame buffer) zum Speichern der Bilddatenfelder bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 sowie einem Bandlaufwerk 112 zum Speichern der Bildda­ ten und Programme verbunden und kommuniziert über eine se­ rielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separa­ ten Systemsteuerung 122.

Die Systemsteuerung 122 enthält eine Reihe von Mo­ dulen, die über eine Hintergrundebene miteinander verbunden sind. Dazu zählen eine CPU 119 und eine Impulsgenerator 121, der über eine serielle Verbindung 125 an die Bediener­ konsole 100 angeschlossen ist. Über diese Verbindung 125 erhält die Systemsteuerung 122 vom Bedienungspersonal Be­ fehle, die die jeweils durchzuführende Abtastsequenz ange­ ben. Der Impulsgenerator 122 veranlaßt die Systemkomponen­ ten, die jeweils gewünschte Abtastsequenz auszuführen. Er erzeugt Daten, die für die zu erzeugenden HF-Impulse deren Zeitverhalten, Stärke und Form angeben sowie das Zeitver­ halten und die Länge des Datengewinnungsfensters festlegen. Der Impulsgenerator 121 ist mit einem Satz von Gradientver­ stärkern 127 zur Angabe des Zeitverhaltens sowie der Form der während eines Abtastvorgangs zu erzeugenden Gradientim­ pulse verbunden. Der Impulsgenerator 121 empfängt weiterhin Patientendaten von einer Physiologie-Datensteuerung 129, die ihrerseits Signale von einer Zahl verschiedener mit dem Patienten gekoppelter Sensoren empfängt, zum Beispiel ECG- Signale von entsprechenden Elektroden oder Beatmungssignale von einem Blasebalg. Schließlich stellt das Impulsgenera­ tormodul 121 die Verbindung zu einem Interfaceschaltkreis 133 für den Abtastraum zur Verfügung, wobei der Interface­ schaltkreis Signale von verschiedenen Sensoren erhält, die mit dem Zustand des Patienten und dem Magnetsystem in Ver­ bindung stehen. Es ist auch der Interfaceschaltkreis 133 für den Abtastraum, über den ein Patienten-Positionierungs­ system 134 entsprechende Befehle zum Bewegen des Patienten in die für den Abtastvorgang gewünschte Position erhält.

Die von dem Impulsgenerator 121 erzeugten Gradient­ signale werden an ein Gradientverstärkersystem 127 mit den G_x, G_y und G_z Verstärkern angelegt. Jeder Gradientverstär­ ker regt eine entsprechende Gradientspule in einer allge­ mein mit 139 bezeichneten Einrichtung zur Erzeugung der ma­ gnetischen Feldgradienten an, die zur Positionskodierung der gewonnenen Signale verwendet werden. Die Gradientspu­ leneinrichtung 139 bildet einen Teil einer Magneteinrich­ tung 141, die einen Polarisierungsmagneten 140 und eine Ganzkörper-HF-Spule 152 enthält. Ein sog. Transceiver-Modul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die von ei­ nem HF-Verstärker 151 verstärkt und mit der HF-Spule 152 über einen Sender/Empfänger-Schalter 154 gekoppelt werden. Die von den angeregten Kernen im Patienten ausgestrahlten resultierenden Signale können von derselben HF-Spule 152 abgefühlt und über den Sender/Empfänger-Schalter 154 mit einem Vorverstärker 153 gekoppelt werden. Die verstärkten NMR Signale werden im Empfängerbereich des Transceivers 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sender/Empfän­ ger-Schalter 154 wird durch ein Signal vom Impulsgenerator­ modul 121 gesteuert, um während des Sendebetriebs den HF- Verstärker 151 mit der Spule 152 und während des Empfänger­ betriebs dem Vorverstärker 153 zu verbinden. Der Sender/Em­ pfänger-Schalter 154 aktiviert darüber hinaus eine separate HF-Spule (zum Beispiel eine Kopf- oder Oberflächenspule) für den Einsatz entweder im Sende- oder Empfängermodus.

Die von der HF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden vom Transceiver 150 digitalisiert und an ein Spei­ chermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist ein Abtastvorgang abgeschlossen und ein ganzes Datenfeld im Speicher 160 erfaßt, bearbeitet ein Feldprozessor 161 die Daten im Sinne einer Fourier-Transformation in ein Feld von Bilddaten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbin­ dung 115 an das Computersystem 107 weitergeleitet, wo sie im Plattenspeicher 111 abgespeichert werden. Je nach den von der Bedienerkonsole 100 gehaltenen Befehlen können die­ se Bilddaten im Bandlaufwerk 112 archiviert oder von dem Bildprozessor 106 weiterverarbeitet und an die Bedienerkon­ sole 100 weitergeleitet sowie auf dem Display 104 darge­ stellt werden. Für eine detailliertere Beschreibung des Transceivers 150 wird ausdrücklich Bezug genommen auf die US-Patente 4,952,877 und 4,992,736.

Unter Bezugnahme insbesondere auf Fig. 2 verwendet die Gewinnung von Herzdaten gemäß dem bevorzugten Ausfüh­ rungsbeispiel eine Reihe von schnellen Gradient-Echoimpuls­ folgen mit einer Wiederholzeit (TR-repetition time) jeder Gradient-Echoimpulsfolge von zwischen sechs und 15 ms, und zwar in Abhängigkeit der verfügbaren Gradient-Hardware so­ wie der gewählten Abbildungsparameter. Diese Impulsfolgen werden während des Intervalls zwischen den Herz-Triggersi­ gnalen 200, auch als R-R Intervall bezeichnet, ausgeführt. Die Länge des R-R Intervalls ist dabei eine Funktion der Herzschlagrate des Patienten.

Bei einer schnellen Bildgewinnung vom Herzen wird das R-R Intervall in viele kurze Segmente aufgeteilt, wobei jedes Segment eine schnelle Gradientimpulsfolge zur Bildge­ winnung darstellt, die ihrerseits einen HF-Impuls 201 für das Anregungsfeld, Gradientimpulse 202 sowie ein Datenge­ winnungsfenster 203 enthält. Jeder HF-Anregungsimpuls 201 weist einen nominalen Kippwinkel (flip angle) von 20 bis 30 auf, der jedoch in der im folgenden näher beschriebenen Weise genau bestimmt ist. Jedes schnelle Gradient-Echoseg­ ment gewinnt im Fenster 203 ein NMR-Signal, das eine ein­ zelne Linie im k-Raum repräsentiert, was manchmal auch als eine Ansicht (view) bezeichnet wird. Benachbarte schnelle Gradient-Echosegmente werden weiter zu Gruppen von n An­ sichten kombiniert, wobei die Daten jeder Gruppe zur Bil­ derzeugung in verschiedenen zeitlichen Phasen des Herzzy­ klus (R-R Intervall) beitragen. Die zeitliche Lokation die­ ser Phasenbilder hängt dabei ab von der relativen Zeit zwi­ schen dem Herz-Triggerimpuls (R-Signal) 200 und der Mitte jeder Gruppe von schnellen Gradient-Echosegmenten. In Fig. 2 bildet die erste Gruppe von n Ansichtssegmenten die Grup­ pe 210, mit der Ansichten für eine erste Herzphasenabbil­ dung gewonnen werden; die nächste Gruppe von n Ansichtsseg­ menten mit schnellen Gradient-Echoimpulsen bildet die Grup­ pe 212, in der Ansichten einer zweiten Phasenabbildung vom Herzen gewonnen werden.

Die Anzahl von während einer Bildgewinnung darge­ stellten Herzphasen hängt ab von der Anzahl Gruppen von n Ansichtssegmenten, die in das jeweilige R-R Intervall des Patienten hineinpassen. Nominell werden acht (n=8) schnelle Gradient-Echosegmente für eine Gruppe gewählt, da dies ei­ nen Kompromiß darstellt zwischen der bei durchschnittlicher Bewegung geltenden zeitlichen Auflösung jeder Abbildung (definiert als die zur Datengewinnung von einer Gruppe von n Ansichtssegmenten benötigte Zeit) und der insgesamten Bildgewinnungszeit. Da zur Gewinnung einer kompletten Ab­ bildung nominell 128 Ansichten erfordert werden, bedeutet die Wahl von n=8 Segmenten pro Gruppe, daß acht Ansichten im k-Raum für ein Phasenbild pro Herz-Triggerimpuls gewon­ nen werden. Damit werden 16 Herz-Triggerimpulse gebraucht, um die entsprechende Datengewinnung durchzuführen; das ist eine Zeit, über die die meisten Patienten den Atem anhalten können.

Nach 16 Herzschlägen sind alle 128 Ansichten (views) gewonnen und jeder Datensatz im k-Raum wird dann zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet, indem eine zwei­ dimensionale Fourier-Transformation in an sich bekannter Weise durchgeführt wird. Die daraus resultierenden Bilder zeigen das Herz in zwei aufeinanderfolgenden Phasen des Herzzyklus.

Unter weiterer Bezugnahme auf Fig. 2 wird eine ab­ bildungsmäßige Unterdrückung des Einflusses von Fettgewebe erreicht durch Hinzufügen von jeweils einem spektralselek­ tiven HF-Inversionsimpuls 214 bzw. 215 vor jeder Gruppe 210 bzw. 212 mit je n=8 Segmenten. Die in dem bevorzugten Aus­ führungsbeispiel verwendeten HF-Inversions- bzw. Umschal­ timpulse 214 und 215 sind spektral so geformt, daß sie nur die Protonen des Fettgewebes invertieren, während sie die mit anderen Gewebe verbundenen Spins im wesentlichen unbe­ einflußt lassen. Die longitudinale Magnetisierung M_Z von Fettgewebe ist im Kurvenzug 217 angezeigt; es ist ersicht­ lich, daß die Magnetisierung M_Z Nulldurchgänge bei 219 und 220 aufweist, die jeweils in der Mitte der entsprechenden Impulsgruppen 210 und 212 liegen. Im Ergebnis werden die Spins des Fettgewebes während der Bilddatengewinnung somit nur minimale Signale erzeugen. Im Anschluß an die spektral­ selektiven HF-Inversionsimpulse 214 und 215 werden (nicht dargestellte) Streuimpulse (crusher gradients) angelegt, um eine jegliche daraus resultierende verbleibende transversa­ le Magnetisierung zu zerstreuen.

Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wurde gefun­ den, daß der erste HF-Inversionsimpuls 214 einen kleineren Kippwinkel als der anschließende HF-Inversionsimpuls 215 im selben Herzzyklus erzeugen sollte, wenn die Inversionser­ holzeit (TI-inversion recovery time) auf einem Minimum gehalten werden soll. Wie im Kurvenzug 217 gezeigt, liegt der Grund für diesen Unterschied darin, daß die longitudi­ nale Magnetisierung M_Z in dem auf den letzten HF-Impuls des vorhergehenden Herzzyklus folgenden Intervall eine längere Erholzeit aufweist, und daß der Gleichgewichtswert der Ma­ gnetisierung beim Anlegen des ersten HF-Inversionsimpulses 214 viel größer ist als wenn der zweite HF-Inversionsimpuls angelegt wird. Der zur Unterdrückung der Darstellung von Fettgewebe erforderliche Kippwinkel berechnet sich wie folgt:

Dabei bedeutet M₀ den Wert der Gleichgewichtsmagne­ tisierung; T₁ die Relaxationskonstante für Spins des Fett­ gewebes, T_Reff die effektive Erholzeit gemessen von der Spitze des letzten HF-Anregungsimpulses im vorhergehenden Herzzyklus bis zur Spitze des ersten spektralselektiven HF- Inversionsimpulses, TI das Intervall zwischen der Spitze des HF-Inversionsimpulses und dem Nulldurchgang von M_Z, und M_eq die Gleichgewichtsmagnetisierung, nachdem der letzte HF-Inversionsimpuls vom vorhergehenden Herzzyklus angelegt ist. Bei einer Ausführung beträgt die effektive Erholzeit etwa 410 ms für den ersten HF-Inversionsimpuls 214 bei ei­ ner vom Bedienungspersonal gewählten Verzögerung von 250 ms, wenn eine Herzschlagrate von 70 pro Minute angenommen wird. Auf der anderen Seite beträgt TR_eff für den anschlie­ ßenden HF-Inversionsimpuls 215 lediglich 18,7 ms. Um eine gleichförmige Inversionserholzeit von 44 ms aufrechtzuer­ halten, braucht der Kippwinkel α für den ersten HF-Inversi­ onsimpuls 214 nur 120° zu betragen, wogegen der Kippwinkel für jeden nachfolgenden HF-Inversionsimpuls 215 im selben Herzzyklus 180° beträgt.

In den Fig. 3 und 4 sind die spektralselektiven HF-Inversionsimpulse 214 und 215 dargestellt; sie sind ge­ formt bzw. ausgelegt entsprechend dem Verfahren, wie es in dem hier ausdrücklich herangezogenen US-Patent 4,940,940 vom 10. Juli 1990 mit dem Titel "Method Of Radio-Frequency Excitation In An NMR Experiment" beschrieben ist. Sie wei­ sen jeweils eine Dauer von 12 ms und eine Bandbreite von 200 Hz gemittelt um die Resonanz-Frequenz des Fettgewebes auf. Das Profil des vom Transceiver 150 (Fig. 1) ausgege­ benen 120 HF-Inversionsimpulses 214 ist in Fig. 3 ge­ zeigt; das Profil des 180 HF-Inversionsimpulses 215 zeigt Fig. 4. Der Einsatz dieser spektralselektiven HF-Inversi­ onsimpulse 214 und 215 leistet eine besser als 90° betra­ gende Unterdrückung des durch Fettgewebe erzeugten NMR-Si­ gnals.

Wie im US-Patent 4,256,967 vom 26. Oktober 1993 mit dem Titel "Fast NMR Image Acquisition With Spectrally Se­ lective Inversion Pulses" beschrieben ist, ist die longitu­ dinale Magnetisierung beim Einsatz eines selektiven HF-In­ versionsimpulses vor einer Serie von schnellen Gradient- Echoimpulsfolgen nicht stabil und sog. "disdaq" oder Dummy- bzw. Schein-HF-Anregungsimpulsfolgen werden über eine kurze Zeitperiode ausgeführt, um die Stabilität vor einer NMR-Da­ tengewinnung zu verbessern. Eine solche Disdaq-Impulsfolge ist eine schnelle Gradient-Echoimpulsfolge, bei der keine NMR-Daten gewonnen werden; in typischen Fällen werden vier solcher Impulsfolgen durchgeführt. Da jede Gruppe von Im­ pulsfolgen 210 und 212 lediglich acht Impulsfolgen mit Da­ tengewinnung beinhalten, würde der Einsatz von vier solchen Disdaq-Folgen die Anzahl von zeitlichen Herzphasenabbildun­ gen um nahezu 50% vermindern. Das ist jedoch nicht tragbar, wenn mehr als eine Herzphasenabbildung in einer einzigen Atempause gewonnen werden soll.

Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel gemäß der Erfindung ist das Erfordernis von Disdaq-Impulsfolgen be­ seitigt worden, indem man den Kippwinkel der HF-Anregungs­ impulse 201 in jeder Gruppe 210 und 212 im Sinne einer Ver­ besserung der Einflüsse der Magnetisierungsinstabilität verändert. Zusätzlich wird die Reihenfolge der Bildgewin­ nung verändert, um jegliche resultierende Bildfehler (Arte­ fakte) im rekonstruierten Bild zu vermindern. Die erste dieser Maßnahmen setzt die Kenntnis voraus, wie die Magne­ tisierung schwankt, und kompensiert diese Schwankungen durch eine ausgleichende Veränderung hinsichtlich des Kipp­ winkels a des HF-Impulses. Die Kippwinkel (flip angles) der HF-Anregungsimpulse 201 berechnen sich, beginnend mit dem letzten Impuls der Gruppe (n=8) und iterativer Berechnung der Kippwinkel a jedes vorhergehenden HF-Anregungsimpulses, unter Benutzung der folgenden Gleichung zu:

Dabei bedeuten
M_n = M_eq beim Abschluß der Gruppe (0,6 im bevorzugten Ausführungsbeispiel)
M₀ = Gleichgewichtsmagnetisierung (gewöhnlich 1,0)
TR= Wiederholzeit der Folge (gewöhnlich 8-14 ms)
T₁ = Relaxationskonstante (300 000 µs im bevorzugten Ausführungsbeispiel).

Zur verbesserten Stabilisierung der Magnetisierung wird als Zielgröße ein Kippwinkel von 30° dem n+2 HF-Anre­ gungsimpuls zugeordnet, und die Kippwinkel der n+1, n, n-1, . . . 2, und 1 HF-Anregungsimpulse werden dann entsprechend der obigen Gleichung berechnet. Im bevorzugten Ausführungs­ beispiel sind die Kippwinkel für die n=8 HF-Anregungsimpul­ se 201 in jeder Gruppe 210 und 212 mit einem Ziel-Kippwin­ kel von α=30° wie folgt:

Die zweite Maßnahme, um die Auswirkungen der Insta­ bilität der Magnetisierung zu reduzieren, besteht darin, die Reihenfolge bei der Ansichtsgewinnung zu ändern in eine versetzt segmentierte springende Ansichtsreihenfolge. Bei einer konventionellen springenden Reihenfolge der Gewinnung von Ansichten tritt in der Mitte des k-Raums (k_y-0) eine abrupte Diskontinuität auf, wo nämlich der Wert des ange­ legten phasenkodierten Gradientimpulses minimal ist. Wird die Reihenfolge jedoch versetzt, so daß alle zentralen k- Raum-Ansichten zur selben Zeit nach dem HF-Inversionsimpuls gewonnen werden, werden deren Signale ungeachtet der Magne­ tisierungsänderungen gleich "gewichtet". Da die zentralen Ansichten den größten Einfluß auf das rekonstruierte Bild aufweisen, weil sie die geringsten Pegel der phasenkodier­ ten Gradientimpulse verwenden und die höchste Signallei­ stung aufweisen, werden Bildfehler (Artefakte) minimiert. Für eine nicht-versetzte, springende (interleaved) Gewin­ nung von Ansichten, ist die Reihenfolge der Gewinnung der 128 Ansichten mit n=8 Ansichten pro Herzzyklus folgenderma­ ßen:

Impulsfolge

Dort liegt eine Diskontinuität bei (Ansichten 64 und 65) vor, da die Ansichten zur linken und rechten von k_y = 0, bei denen die phasenkodierten Gradientimpulse ihren minimalen Wert aufweisen, zu verschiedenen Verzögerungszei­ ten relativ zum vorausgehenden HF-Inversionsimpuls (214 oder 215) gewonnen werden. Diese Diskontinuität wird elimi­ niert, wenn die Reihenfolge bei der Ansichtsgewinnung wie folgt versetzt wird:

Impulsfolge

Bei dieser versetzten Reihenfolge werden alle zentralen Ansichten (57-72) von der vierten Impulsfolge in jeder Gruppe 210 oder 212 gewonnen. Für jede dieser zentra­ len Ansichten erscheint dabei im wesentlichen dieselbe Ma­ gnetisierung und die gewonnenen Daten werden somit gleich­ gewichtet ungeachtet der Magnetisierungsänderungen, die während anderer "peripherer" Ansichten zu sehen sein kön­ nen. Darüber hinaus erfolgt der Nulldurchgang der longitu­ dinalen Magnetisierung des Fettgewebes in der Nähe der vierten Impulsfolge, so daß die Effekte der Unterdrückung des Einflusses des Fettgewebes im rekonstruierten Bild ma­ ximiert werden.

Entsprechend Fig. 2 folgt auf das Herz-Triggersi­ gnal 200 eine vom Bedienungspersonal wählbare Verzögerung von etwa 250 ms, bevor die mit der ersten Gruppe 210 zusam­ menhängenden HF-Impulse angelegt werden; allerdings kann auch eine minimale Verzögerung von ungefähr 20-30 ms ohne Einbuße an Funktionalität benutzt werden. In gleicher Weise wird, nachdem die HF-Impulse der letzten Gruppe 212 ange­ legt sind, die HF abgeschaltet. Diese Intervalle, in denen keine HF anliegt, ermöglichen eine Erholung der longitudi­ nalen Spinmagnetisierung und erhöhen das insgesamte Si­ gnal/Rausch-Verhältnis für die Gefäßdarstellung. Es ist je­ doch eine Maßnahme der vorliegenden Erfindung, daß während dieser Erholungsperioden der Magnetisierung die Gradienten­ impulse 202 weiterhin anliegen, wie bei 225 gezeigt. Obwohl in Fig. 2 nur für den ausgewählten Zeitausschnitt die Gra­ dientenimpulse dargestellt sind, ist es jedoch klar, daß die Auslese- und kodierten Gradientenimpulse für die An­ sichten (nicht dargestellt) ebenfalls weitergeführt werden sollten. Es wurde festgestellt, daß in den leitfähigen Strukturen induzierte Wirbelströme von den Gradientfeldern Phasenfehler in den gewonnenen NMR-Signalen bewirken. Wenn diese Phasenfehler von Ansicht zu Ansicht wesentlich von­ einander abweichen, werden Bildfehler in dem rekonstruier­ ten Bild erzeugt. Durch Anlegen der Gradientimpulse 225 während der Erholungsperiode der Magnetisierung werden die Wirbelströme in einem Dauerzustand aufrechterhalten und die resultierenden Phasenfehler bleiben relativ konstant wäh­ rend der Gewinnung aller Ansichten. Abbildungsfehler (Arte­ fakte) werden somit reduziert.

Für den Fachmann auf diesem Gebiet ist ersichtlich, daß die verringerte Zeit, die im Rahmen der vorliegenden Erfindung zur Gewinnung eines Datensegments mit Fettgewe­ beunterdrückung gebraucht wird, es erlaubt, eine vergrö­ ßerte Anzahl von Abbildungen zeitlicher Herzphasen während einer einzigen Atempause zu gewinnen. Diese Zahl kann noch weiter erhöht werden durch ein gemeinsames Benutzen der für verschiedene zeitliche Herzphasen gewonnenen Daten, wie in der oben angeführten anhängigen US-Patentanmeldung, Serien Nr. 102,166, beschrieben ist.

Claims (14)

1. Verfahren zur Gewinnung von NMR-(nuclear ma­ gnetic resonance)Daten von einem Patienten während einer Folge von Herzzyklen, aus denen mehrere Herzphasenbilder rekonstruierbar sind, gekennzeichnet durch die folgenden Verfahrensschritte:

• a) Erzeugen eines Herz-(trigger)Signals (200 in Fig. 2), das während jedes Herzzyklus die jeweilige Herz­ phase anzeigt;
• b) Anlegen eines ersten frequenzselektiven, auf Fettgewebe abgestimmten HF-Inversionsimpulses (214) an den Patienten;
• c) Ausführen einer ersten Gruppe von NMR Im­ pulsfolgen (210) zur Gewinnung von NMR-Daten für eine erste Herzphasenabbildung während eines auf den ersten frequenz­ selektiven HF-Inversionsimpuls (214) folgenden Intervalls, in dem die vom Fettgewebe erzeugten NMR-Signale minimal sind;
• d) Anlegen eines zweiten frequenzselektiven auf Fettgewebe abgestimmten HF-Inversionsimpulses (215) an den Patienten;
• e) Ausführen einer zweiten Gruppe von NMR-Im­ pulsfolgen (212) zur Gewinnung von NMR-Daten für eine zweite Herzphasenabbildung während eines auf den zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsimpuls (215) folgenden In­ tervalls, in dem die vom Fettgewebe erzeugten NMR-Signale minimal sind;

wobei der Kippwinkel des ersten frequenzselektiven HF-Inversionsimpulses (214) wesentlich kleiner ist als der Kippwinkel des zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsim­ pulses (215, Fig. 3, 4).

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß der Kippwinkel des zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsimpulses etwa 180° und der Kippwinkel des er­ sten frequenzselektiven HF-Inversionsimpulses etwa 120° be­ trägt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die NMR-Impulsfolgen schnelle Gradient-Echo­ impulsfolgen sind.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß jede Gruppe von NMR-Impulsfolgen (210, 212) acht NMR-Impulsfolgen zur Gewinnung von acht separaten NMR- Signalen (203) aufweist.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß jede NMR-Impulsfolge in jeder der Gruppe von NMR-Impulsfolgen (210, 212) einen an den Patienten angeleg­ ten HF-Anregungsimpuls (201) enthält, und ein separates NMR-Signal (203) als Ergebnis des angelegten HF-Anregungs­ impulses (201) gewonnen wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekenn­ zeichnet, daß der Kippwinkel für jeden HF-Anregungsimpuls (201) so eingestellt wird, daß die gewonnenen NMR-Signale Amplituden aufweisen, die im wesentlichen unabhängig von Schwankungen der longitudinalen Magnetisierung sind.

7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekenn­ zeichnet, daß jede NMR-Impulsfolge in jeder der Gruppen von NMR-Impulsfolgen einen an den Patienten anzulegenden magne­ tischen Feldgradientimpuls (202) einschließt, der eine La­ gekodierung des gewonnenen NMR-Signals beinhaltet, und das magnetische Feld Gradientenimpulse (225) während der Inter­ valle des Herzzyklus an den Patienten angelegt werden, in denen keine NMR-Daten gewonnen werden.

8. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekenn­ zeichnet, daß eine erste Herzphasendarstellung rekonstru­ iert wird unter Verwendung der von der ersten Gruppe (210) von NMR-Impulsfolgen über mehrere aufeinanderfolgende Herz­ zyklen gewonnenen NMR-Daten.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekenn­ zeichnet, daß jede zur Gewinnung von NMR-Daten für jede Herzphasendarstellung benutzte NMR-Impulsfolge eine einma­ lige Ansicht bereitstellt durch Anlegen eines phasenkodier­ ten Gradientimpulses mit einem Wert, der von kleinen Pegeln für zentrale Ansichten bis zu hohen Pegeln für periphere Ansichten reicht.

10. Verfahren nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch eine Reihenfolge der Ansichten derart, daß ein Satz von zentralen Ansichten von derselben NMR-Impulsfolge in jedem der aufeinanderfolgenden Herzzyklen gewonnen wird.

11. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Verfahrensschritte d) und e) so oft wie möglich im Rahmen des betreffenden Herzzyklus wiederholt werden, um NMR-Daten für zusätzliche Herzphasendarstellun­ gen zu gewinnen.

12. Einrichtung zur Gewinnung von NMR-(nuclear magnetic resonance)Daten von einem Patienten während einer Folge von Herzzyklen, aus denen mehrere Herzphasenbilder rekonstruierbar sind, gekennzeichnet durch:

• a) Einrichtung zum Erzeugen eines Herz-(trig­ ger)Signals (200 in Fig. 2), das während jedes Herzzyklus die jeweilige Herzphase anzeigt;
• b) Einrichtung zum Anlegen eines ersten fre­ quenzselektiven, auf Fettgewebe abgestimmten HF-Inver­ sionsimpulses (214) an den Patienten;
• c) Einrichtung zum Ausführen einer ersten Grup­ pe von NMR Impulsfolgen (210) zur Gewinnung von NMR-Daten für eine erste Herzphasenabbildung während eines auf den ersten frequenzselektiven HF-Inversionsimpuls (214) folgen­ den Intervalls, in dem die vom Fettgewebe erzeugten NMR-Si­ gnale minimal sind;
• d) Einrichtung zum Anlegen eines zweiten fre­ quenzselektiven auf Fettgewebe abgestimmten HF-Inversions­ impulses (215) an den Patienten;
• e) Einrichtung zum Ausführen einer zweiten Gruppe von NMR-Impulsfolgen (212) zur Gewinnung von NMR- Daten für eine zweite Herzphasenabbildung während eines auf den zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsimpuls (215) folgenden Intervalls, in dem die vom Fettgewebe erzeugten NMR-Signale minimal sind;

wobei der Kippwinkel des ersten frequenzselektiven HF-Inversionsimpulses (214) wesentlich kleiner ist als der Kippwinkel des zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsim­ pulses (215, Fig. 3, 4).