DE19628951C2

DE19628951C2 - Verfahren der Kernspintomographie zur zeitaufgelösten Darstellung pulsatiler Gefäße (Projektionsangiographie)

Info

Publication number: DE19628951C2
Application number: DE19628951A
Authority: DE
Inventors: Juergen Hennig
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1996-07-18
Filing date: 1996-07-18
Publication date: 2000-08-31
Anticipated expiration: 2016-07-19
Also published as: US5926021A; GB2315554B; DE19628951A1; GB2315554A; GB9714959D0

Abstract

Ein Verfahren der Kernspintomographie, bei welchem die Spins in einem untersuchten Volumen durch einen Hochfrequenzimpuls angeregt und das dadurch erzeugte Signal nach entsprechender Ortskodierung anschließend nach einer kurzen Echozeit te ausgelesen wird, wobei die zur Ortskodierung benötigte Wiederholung der Sequenz im Zeitintervall tr unter entsprechender Variation der Ortskodierungsgradienten stattfindet, ist dadurch gekennzeichnet, daß der zur Anregung verwendete Hochfrequenzimpuls von kurzer zeitlicher Dauer ist und damit eine große Anregungsbandbreite besitzt, so daß bei Anwendung keines oder nur eines schwachen Schichtselektionsgradienten ein Projektionsbild durch eine dicke Projektionsschicht erzeugt wird, daß das Zeitintervall tr soweit minimiert wird, daß die zur Aufnahme eines Bildes erforderliche Bildaufnahmezeit im Bereich oder unter der Zeit eines EKG-Zyklus liegt, daß die Anwendung dieser Aufnahme eines Projektionsbildes in kontinuierlichem zeitlichen Abstand wiederholt wird, wobei während des Ablaufs dieser Zeitserien-Aufnahme ein Kontrastmittelbolus verabreicht wird und die Zahl der Wiederholungen und damit die Länge der Zeitserien-Aufnahme so gewählt wird, daß der Ablauf der zeitlichen Veränderung der Signale aus den Blutgefäßen beobachtet wird, so daß schließlich aus einer Analyse der sequentiell aufgenommenen Daten eine selektive Darstellung der im Untersuchungsvolumen befindlichen und von Kontrastmittel durchströmten Gefäße erfolgt. Damit lassen ...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren der Kernspintomogra phie, bei welchem die Spins in einem untersuchten Volumen durch einen Hochfrequenzimpuls angeregt und das dadurch er zeugte Signal nach entsprechender Ortskodierung anschließend nach einer kurzen Echozeit te ausgelesen wird, wobei die zur Ortskodierung benötigte Wiederholung der Sequenz im Zeitin terval tr unter entsprechender Variation der Ortskodierungs gradienten stattfindet.

Ein solches Verfahren ist bekannt aus A. Haase, Magnetic Resonance in Medicine 13, 77-89 (1990)

Ein Ortskodierungsverfahren im Sinne eines Gradientenecho verfahrens ist aus Frahm et al. aus dem Lehrbuch von Stark und Bradley, "Magnetic Resonance Imaging", Vol. 1, Mosby- Yearbook, Inc., Saint Louis, 1992, Seiten 165 bis 173 bekannt. Das sogenannte "Backprojection"-Verfahren ist im gleichen Lehrbuch auf den Seiten 8 und 9, insbesondere Seite 9, linke Spalte, letzter Absatz beschrieben. Desweite ren ist eine mehrfache Wiederholung sogenannter Dummy-Auf nahmeschritte zur Erzielung eines steady states des beobach teten Signals bei Beginn der eigentlichen Bildaufnahme in dem oben erwähnten Lehrbuch-Beitrag von Frahm et al. auf Seite 172, rechte Spalte, vorletzter Absatz beschrieben.

Mit einem Verfahren der eingangs beschriebenen Art können Methoden zur kernspintomographischen Darstellung von pulsa til bewegten Blutgefäßen wie zum Beispiel die Herzkranzgefä ße (Koronarien) entwickelt werden. Ein Problem bei deren Darstellung ist die Tatsache, daß die für die Beobachtung zulässige Meßzeit sehr kurz ist und hinreichend deutlich unterhalb der Zeit eines EKG-Zyklus sein muß, um Artefakte zum einen durch Änderungen der Signalintensität infolge von pulsatilem Fluß, zum anderen durch pulsatile Bewegung des Gefäßes zu vermeiden. Für die Darstellung räumlich gewunde ner Gefäße wie der Koronarien kommt dabei erschwerend hinzu, daß deren Darstellung mit einem schichtselektiven Verfahren nur schwer gelingt, da das Gefäß sich in nur schwer vorher sehbarer Weise aus der Beobachtungsschicht bewegt.

Auf der Basis bisheriger MR-Angiographiverfahren wurde die Darstellung daher mit Hilfe von Mehrschichtverfahren ver sucht, wobei pro Anregungsschritt in einem EKG-Zyklus mehre re Phasenkodierschritte aufgenommen wurden, so daß die ge samte Aufnahme innerhalb eines Zeitintervals von bis zu 30 s in Atemstillstand durchgeführt werden konnte. Mit Hilfe die ser Technik gelingt es, zumindest die dickeren Abschnitte am Beginn der Koronarien abschnittweise darzustellen, sofern die Orientierung der zu beobachtenden Gefäßabschnitte mit der Schnittführung übereinstimmt. Ein solches Verfahren ist bekannt durch R. R. Edelman et al., Radiology 181: 641-643 (1991).

Eine alternative Maßnahme zur Vermeidung von Artefakten durch Atembewegungen ist die Verwendung sogenannter Naviga tor-Echo-Techniken Y. Wang et al., Magn. Reson. in Medicine 33: 713-719 (1995).

Bei beiden Verfahren läßt sich durch zusätzliche Fett-Unterdrückungsimpulse das Signal der Gefäße gegenüber der Umgebung verbessern. Beide verwenden eine schichtselek tive Datenaufnahme und ermöglichen die Gefäßdarstellung al lenfalls abschnittsweise.

Das Problem der räumlichen Erfassung geometrisch komplexer Gefäße läßt sich im Prinzip mit Hilfe von drei-dimensionalen Datenaufnahmeverfahren mit nachfolgender Rekonstruktion nach dem Maximum-Intensity-Algorithmus lösen. Insbesondere in Verbindung mit Bolus-Injektionen von Kontrastmittel, welche bei Anwendung sehr schneller Gradientenechoverfahren eine sehr hohe Signalintensität für Blut in Gefäßen liefert, las sen sich auf diese Weise auch komplexe Gefäßverläufe gut darstellen. Ein solches Verfahren ist bekannt durch Debatin et al., Proc. 4^th Meeting ISMRM, 1996, p. 161. Allerdings erfordert die Aufnahme eine Zeit, welche lang ist im Vergleich zu ei nem Herzzyklus. Das bewegte Herz und damit auch die Koronar gefäße werden mit solchen Verfahren daher nur sehr unscharf oder gar nicht dargestellt.

Eine weitere Möglichkeit zur Darstellung räumlich komplexer Gefäße ist durch Projektionsverfahren gegeben. Solche Ver fahren wurden früher für die MR-Angiographie vorgeschlagen und sind z. B. bekannt aus G. A. Wright et al. (Magnetic Resonance in Medicine 1991 Jan; 17(1): 126-140). Allerdings führen Pro jektionstechniken gegenüber schichtselektiven Verfahren oder drei-dimensionalen Techniken auf Grund der effektiven großen Dicke der beobachteten Schicht zu einem sehr hohen störenden Signal durch nicht vollständig unterdrücktes Signal von sta tionärem Gewebe. Auf Grund dieser Tatsache werden solche Techniken heutzutage in der MR-Angiographie nicht mehr ange wendet. Die durchaus erwünschte Sicht auf eine zweidimensio nale Projektion durch eine dicke drei-dimensionale Schicht wird vielmehr durch Nachbearbeitung dreidimensionaler Auf nahmen mit Hilfe des sogenannten Maximum-Intensity-Projec tion (MIP)-Algorithmus erzeugt.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es demgegenüber, ein Verfahren zur zeitaufgelösten MR-Angiographie vorzustellen, welches in der Lage ist, Projektions-Angiogramme mit einer Meßzeit von weniger als 1 s aufzunehmen.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß der zur Anregung verwendete Hochfrequenzimpuls von kurzer zeit licher Dauer ist und damit eine große Anregungsbandbreite besitzt, so daß bei Anwendung keines oder nur eines schwa chen Schichtselektionsgradienten ein Projektionsbild durch eine dicke Projektionsschicht erzeugt wird,

- daß das Zeitin terval tr soweit minimiert wird, daß die zur Aufnahme eines Bildes erforderliche Bildaufnahmezeit im Bereich oder unter der Zeit eines EKG-Zyklus liegt,
- daß die Aufnahme der zur Rekonstruktion eines Projektionsbildes erforderlichen Daten in kontinuierlichem zeitlichen Abstand wiederholt wird, wo bei während des Ablaufs dieser Zeitserien-Aufnahme ein Kon trastmittelbolus verabreicht wird und die Zahl der Wiederho lungen und damit die Länge der Zeitserien-Aufnahme so ge wählt wird, daß der Ablauf der zeitlichen Veränderung der Signale aus den Blutgefäßen beobachtet wird,
- so daß schließ lich aus einer Analyse der sequentiell aufgenommenen Daten eine selektive Darstellung der im Untersuchungsvolumen be findlichen und von Kontrastmittel durchströmten Gefäße er folgt.

Das erfindungsgemäße Verfahren verbindet dabei in Kombinati on Teilmerkmale, die an sich in anderem Zusammenhang teil weise schon aus dem Stand der Technik bekannt sind:

1. Verwendung einer sehr schnellen T₁-gewichteten Aufnahme technik wie einer Gradientenechosequenz (Snapshot-FLASH) zur Bildaufnahme eines 256 × 256 Bildes in weniger als 1 Sekunde. Durchführung der Aufnahme mit großem Flipwinkel zur Maximierung des T₁-Kontrastes.
2. Durchführung der Aufnahme als Projektionsverfahren entwe der ganz ohne Schichtselektion oder durch Selektion einer das gesamte Zielvolumen erfassenden dicken Schicht.
3. Durchführung der Aufnahme mit EKG-Triggerung, so daß pro EKG-Trigger ein Bild erzeugt wird. Der Ablauf der Aufnahme wird dabei so ausgeführt, daß - bei sehr schneller Aufnahme sequenz - die gesamte Bildaufnahme in der diastolischen Pha se des Herzzyklus und damit in relativer Ruhe erfolgt oder - bei mäßig schneller Aufnahmesequenz im Subsekundenbereich - zumindest die für die Bildrekonstruktion nach dem Verfahren der zwei-dimensionalen Fouriertransformation besonders wich tigen Projektionen niedriger Phasenkodierung in diese Ruhe phase fallen.
4. Durchführung der Aufnahme nach Applikation eines Bolus eines Kontrastmittels, welches eine Verkürzung der longitu dinalen Relaxtionszeit T₁ bewirkt, so daß während des Durch gangs des Kontrastmittels durch die Gefäße diese im Ver gleich zu vorher in ihrer Signalintensität deutlich angeho ben erscheinen.

Bei der Beobachtung von Gefäßen im durch Atmung bewegten Körperbereich wird die Aufnahme so durchgeführt, daß während der relevanten Zeit des Durchflusses des Kontrastmittelbolus Atemstillstand herrscht.

Durch die Merkmale der Unteransprüche läßt sich das erfin dungsgemäße Verfahren in vorteilhafter Weise weiterbilden.

Weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der Be schreibung und der Zeichnung. Ebenso können die vorstehend genannten und die noch weiter aufgeführten Merkmale erfin dungsgemäß jeweils einzeln für sich oder zu mehreren in be liebigen Kombinationen Verwendung finden. Die gezeigten und beschriebenen Ausführungsformen sind nicht als abschließende Aufzählung zu verstehen, sondern haben vielmehr beispielhaf ten Charakter für die Schilderung der Erfindung. Die Erfin dung ist in der Zeichnung dargestellt und wird anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 einen schematischen Zeitablauf einer erfindungsgemä ßen Meßsequenz mit Hochfrequenzanregung (Rf), Schaltung von Auslesegradienten (G_R), Phasenkodier gradienten (G_p) und Projektionsgradienten (G_Proj);

Fig. 2 eine Sequenz wie in Fig. 1, jedoch mit kleinem schichtselektiven Gradienten in Projektionsrichtung;

Fig. 3 eine erfindungsgemäße Meßsequenz mit EKG-Trigger Im puls;

Fig. 4 ein Zeitschema einer erfindungsgemäßen Sequenz mit Ortskodierung nach dem Projektions-Rekonstruktions verfahren;

Fig. 5 ein Zeitschema einer erfindungsgemäßen Sequenz mit Spin-Echo anstelle einer Gradienten-Echo-Auslesung;

Fig. 6 ein zeitliches Schema einer erfindungsgemäßen Se quenz mit Anwendung eines Defokussierungsimpulses zur Erzeugung eines Gradientenechos während der An wendung des Anregungsimpulses; und

Fig. 7 ein Zeitschema einer erfindungsgemäßen Sequenz mit FID-Signal unmittelbar nach dem Ende des Hochfre quenzimpulses.

Das erfindungsgemäße Verfahren zeichnet sich durch eine sehr hohe zeitliche Auflösung von unter 1 Sekunde für die Aufnah me eines MR-Angiogramms aus, wobei die Aufnahme ohne Schichtselektion durchgeführt wird, um auch geometrisch kom plexe Gefäße gut zu erfassen. Als kontrastgebender Parameter zur Darstellung der Gefäße wird die Aufnahme mit einer stark T₁-gewichteten Meßsequenz durchgeführt und die zeitliche Veränderung des Gefäßsignals nach Applikation eines Kon trastmittelbolus durchgeführt. Die Aufnahme wird über die relevante Zeit des Durchgangs des Kontrastmittelbolus durch das interessierende Gefäßsystem wiederholt. Das Gefäßsignal läßt sich dann auf Grund der zeitlichen Veränderung der be obachteten Signalintensitäten vom Hintergrundsignal statio nären Gewebes trennen. Zur Vermeidung von Atmungsartefakten wird die Aufnahme in Atemstillstand durchgeführt.

Als Meßsequenz dient eine schnelle Gradientenechosequenz mit möglichst minimaler Echozeit zur Vermeidung sogenannter Sus zeptibilitäts- sowie Flußartefakte sowie mit hohem Flipwin kel des Anregungsimpulses zur Erreichung eines möglichst gu ten T₁-Kontrastes sowie einer guten Unterdrückung des Si gnals aus stationärem Gewebe. Das Schema einer solchen Se quenz ist in Fig. 1 gezeigt. Hierbei kennzeichnen Rf den Hochfrequenzanregungsimpuls 1 sowie das dadurch erzeugte Si gnal 2, G_R den Lesegradienten 3, welcher eine Signalausle sung nach einer Echozeit te bewirkt, G_p den Phasenkodie rungsgradienten 4 und G_proj den Gradienten 6 in Projektions richtung senkrecht zu G_R und G_p "tr" ist die Wiederholzeit zur Aufnahme eines Phasenkodierschrittes.

Der zusätzliche Gradient 5 ist optional. Er dient zur Ver meidung von Artefakten bei Refokussierung der transversalen Magnetisierung über mehrere Wiederholungsintervalle. Bei Weglassen des Gadienten 5 zur Erlangung einer kürzeren Wie derholzeit tr werden die Hochfrequenzimpulse vorzugsweise mit alternierender Phase ausgeführt, wodurch die dann auf tretenden Bildartefakte um eine halbe Bildbreite in Phasen kodierrichtung verschoben werden.

Der (kleine) Gradient 6 in Projektionsrichtung ist eben falls optional. Er dient der zusätzlichen Unterdrückung des Signals aus räumlich ausgedehnten Strukturen in Projektions richtung gegenüber dem Signal aus dünnen Gefäßen.

Fig. 2 zeigt die Sequenz unter Hinzufügen eines (kleinen) schichtselektiven Gradienten 6' in Projektionsrichtung zur Einschränkung des Projektionsvolumens. Zur Bildaufnahme wird die Sequenz innerhalb des Wiederholungsintervals tr unter Variation des Phasenkodiergradienten 4 (und entsprechend 5) n-mal wiederholt, bis alle zur Bildrekonstruktion benötigten Daten aufgenommen wurden.

Zum bevorzugten Anwendungszweck der Beobachtung von pulsati lem Fluß wird in Fig. 3 die gesamte Bildaufnahme durch einen aus dem EKG-Signal abgeleiteten Triggerimpuls 7 gestartet. Vor der eigentlichen Bildaufnahme werden dabei nd sogenannte Dummy-Projektionen eingefügt, welche dazu dienen, das Signal in einen steady state Zustand zu bringen. Während dieser nd dummy-Projektionen wird kein Signal akquiriert. Zusätzlich wird eine Zeit td zwischen dem Trigger-Impuls und dem Beginn der Sequenz eingefügt. Die Verzögerungszeit td + nd × tr wird durch entsprechende Wahl von td und nd so eingestellt, daß die eigentliche Bildaufnahme in der erwünschten Beobach tungsphase (vorzugsweise in Diastole, also in relativer Ru he) innerhalb des EKG-Zyklus stattfindet.

Zur weiteren Unterdrückung des Signales stationären Gewebes läßt sich die Sequenz durch sogenannte Fettunterdrückungsim pulse erweitern, da das Signal von Fett durch seine kurze Relaxationszeit T₁ den größten Teil des Hintergrundsignals ausmacht. Zusätzlich oder alternativ lassen sich auch soge nannte Magnetization-Transfer Impulse zur weiteren Unter drückung von stationären Signalen einfügen. Die Ausbildung unerwünschter steady state-Signale läßt sich durch sogenann tes Gradientenspoiling und/oder Rf-spoiling erreichen. Alle diese Maßnahmen sind in der Literatur bekannt und können vom Fachmann in die Sequenz integriert werden.

Das so charakterisierte Verfahren hat einen sehr geringen Nativkontrast für Blut. Die Signale aus Gefäßen werden viel mehr erst dadurch sichtbar gemacht, daß ihre Relaxationszeit T₁ durch entsprechende Kontrastmittel stark verkürzt wird.

Die gesamte Bildaufnahme wird daher unter oder nach Applika tion eines Kontrastmittelbolus m-fach kontinuierlich wieder holt, so daß die zeitliche Veränderung der Signale vor, wäh rend und nach dem Durchgang des Kontrastmittelbolus beobach tet wird. Der Signalverlauf in den Gefäßen ist dann qualita tiv gekennzeichnet durch wenig Signal bis zum Anfluten des Bolus, ein Anstieg der Signalintensität auf den Maximalwert innerhalb weniger Sekunden, abhängig vom Zielvolumen, und ein anschließender Signalabfall bis nahezu zum Ausgangswert nach gleichmäßiger Verteilung des Kontrastmittels im Blut strom sowie im Kontrastmittel aufnehmenden Gewebe. Typische Zeiten für die Kontrastmittelpassage sind 5-20 s. Für die Beobachtung von Gefäßen in durch Atmung bewegten Organen wird die Aufnahme während der wesentlichen Zeit des Bolus durchgangs in Atemstillstand durchgeführt.

Die Durchführung der Meßsequenz erfolgt bezüglich der Wahl der Aufnahmeparameter (möglichst kurzes tr und te, großer Flipwinkel (90°) des Anregungsimpulses, gegebenenfalls wei tere oben beschriebene Maßnahmen zur Unterdrückung stationä ren Gewebesignals) sowie der Applikation des für die Signal gebung wesentlichen Kontrastmittels (Bolusinjektion in mög lichst kurzer und wohldefinierter Injektionszeit, vorzugs weise mechanisch durch eine Injektionspumpe, gegebenenfalls Erhöhung der Kontrastmitteldosis und/oder der Kontrastmit telkonzentration) so, daß das Signal von Blut in den Gefäßen zum Zeitpunkt des Bolusdurchgangs gegenüber dem Signal sta tionären Gewebes möglichst optimiert wird.

Die erreichbaren Zeiten tr und te sind dabei von der Lei stungsfähigkeit des verwendeten Gradientensystems abhängig. Für Systeme mit 25 mT/m Gradientenamplitude und Schaltzeiten von 0,3 ms lassen sich Werte von te = 1,5-2 ms und tr = 3-5 ms ohne weiteres realisieren. Eine Verkürzung von te gegen über konventionellen Aufnahmetechniken, bei welchen das Zeitfenster der Datenakquisition so gewählt wird, daß das beobachtete Echo in dessen Mitte erscheint, läßt sich durch Verschiebung des Echos in die erste Hälfte des Akquisitions fensters erreichen (sogenanntes partial echo-Verfahren).

Die Wahl des Flipwinkels hängt dabei zum einen von der Lei stungsfähigkeit des Hochfrequenzsenders sowie der Belastbar keit der verwendeten Sendespule ab. Die für das Projektions verfahren zur Reduktion von te verwendeten Hochfrequenzim pulse werden bevorzugterweise als kurze (0,1-0,5 ms) Impulse ausgeführt, welche zur Erlangung eines 90°-Grad Impulses ei ne hohe Senderleistung verlangen. Dies kann dazu führen, daß der für das Signalverhalten wünschenswerte Flipwinkel von 90° (oder sogar höher) aus Gründen des Patientenschutzes nicht erreicht werden kann.

Der Anteil des zu erfassenden Blutes ist sehr klein gegen über dem Anteil von stationärem Gewebe entlang der Projekti onsrichtung. Daher wird üblicherweise auch bei optimaler Wahl der Aufnahmebedingungen das Signal stationären Gewebes als eventuell störendes Hintergrundsignal auf den Projekti onsbildern zu beobachten sein. Eine Verbesserung des Bild kontrastes unter weiterer Reduktion der Hintergrundsignale läßt sich unter Ausnutzung der Tatsache erreichen, daß das Signal aus Gefäßen einen typischen, durch den Bolusdurchgang charakterisierten Verlauf aufweist, während das Signal aus stationärem Gewebe konstant bleibt oder einen durch physio logische Vorgänge (Peristaltik, unwillkürliche Bewegungen etc.) bedingten Verlauf aufweist.

Aus der Analyse der m sequentiell aufgenommenen Projektions bilder lassen sich so durch geeignete Nachverarbeitung die Gefäßsignale vom Hintergrund unterscheiden. Ein einfacher und bevorzugter Algorithmus hierfür ist die Korrelationsana lyse. Hierzu werden die m beobachteten Signale in jedem Pi xel mit einem Referenzsignal verglichen, welches den Verlauf der Intensität während des Bolus beschreibt. Das Referenzsi gnal läßt sich bei bekanntem Bolusverlauf als externes Si gnal definieren oder auch aus den Meßdaten durch den Signal verlauf in einem Pixel (oder einer region-of-interest) aus einem als Gefäß erkannten Bildbereich gewinnen.

Das mathematische Prozedere der Korrelationsanalyse ist aus der Literatur bekannt und braucht hier nicht weiter ausge führt werden.

Eine pixelweise Darstellung der so gewonnenen Korrelations koeffizienten ergibt dann ein verbessertes Angiogramm. Durch Variation des Referenzsignals läßt sich so nicht nur Signal aus Gefäßen von Signal aus stationärem Gewebe trennen, son dern auch Signale von Gefäßen mit anflutendem Bolus von sol chen, welche erste später von Kontrastmittel durchflutet werden. Auf diese Weise läßt sich neben der anatomischen Ge fäßdarstellung auch eine für die Diagnostik u. U. wichtige funktionelle Information aus den Daten ableiten. Selbst dif fuse Signalveränderungen infolge des Durchgangs des Kon trastmittels durch das Kapillarbett der Organe lassen sich so erfassen und auf diese Weise neben der MR-Angiographie auch Messungen zur Organperfusion durchführen.

Eine Modifikation der Aufnahmetechnik ist durch Änderung des Ablaufs der Zeitserienaufnahme dergestalt gegeben, daß die Aufnahme mehrerer Projektionsbilder unter verschiedenen Pro jektionsrichtungen erfolgt. Dies kann im einfachsten und be vorzugten Fall als bi-planare Aufnahme erfolgen, bei welcher Projektionsbilder unter zwei unterschiedlichen Winkeln auf genommen werden. Durch Zusammenschau zweier solcher Aufnah men (gegebenenfalls sogar als pseudo-dreidimensionale Dar stellung mittels entsprechender stereoskopischer Darstel lungsverfahren) gewinnt so der Betrachter Information über die Lage der Gefäße in Projektionsrichtung.

Die Akquisition der Daten für die unterschiedlichen Projek tionsrichtungen kann dabei enweder durch sequentielle Auf nahme jeweils eines gesamten Projektionsbildes geschehen oder in der bei kernspintomographischen Mehrschichtverfahren ansonsten üblichen verschachtelten Art der Aufnahme, bei welcher zunächst jeder einzelne Phasenkodierschritt in allen Projektionsrichtungen aufgenommen wird.

Die bisher beschriebene Meßsequenz stellt eine unter den technischen Rahmenbedingungen heutiger Kernspintomographen bevorzugte Implementierung dar, welche für die hauptsächlich angestrebten Anwendungsgebiete (Darstellung von pulsatilen Gefäßen, insbesonders der Herzkranzgefäße) sehr gute Ergeb nisse liefert. Neben der beschriebenen Durchführung der Se quenz als Gradientenechosequenz mit Ortskodierung durch Pha sengradienten für eine Bildrekonstruktion nach dem Verfahren der zwei-dimensionalen Fouriertransformation läßt sich die Sequenz auch nach dem Verfahren der Ortskodierung nach dem Projektions-Rekonstruktionsverfahren durchführen.

Die entsprechend modifizierte Grundsequenz ist in Fig. 4 ge zeigt. Die Amplitude der beiden mit den Bezugsziffern 8 bzw. 9 bezeichneten Gradienten G_R1 und G_R2 wird dabei von Aufnah meschritt zu Aufnahmeschritt so variiert, daß eine Signal auslesung unter verschiedenen Winkeln und mit konstantem Winkelinkrement innerhalb der durch die Richtung der ortho gonalen Gradienten G_R1 und G_R2 definierten Ebene erfolgt und sich aus diesem Datensatz ein Bild nach dem Projektions-Re konstruktionsverfahren berechnen läßt.

Für speziellere Anwendungen können weitere Modifikationen der Meßsequenz zum Einsatz gelangen. Eine solche Anwendung ist dann gegeben, wenn der Gefäßverlauf in solchen Gefäßab schnitten beobachtet werden soll, welche nahe an der Stelle der Bolusinjektion liegen.

Dies betrifft bei Injektion des Kontrastmittels in der übli chen Weise in die Armvene vor allem Untersuchungen der zu führenden Herzvene, daneben jedoch alle die Anwendungen, bei welchen die Injektion durch einen Katheter geschieht, wel cher in die Nähe des zu untersuchenden Gefäßes gebracht wird. Hierbei ergibt sich in der Nähe der Injektionsstelle eine sehr hohe Konzentration des Kontrastmittels, welches dann im weiteren Verlauf schnell verdünnt wird. Die hohe lo kale Kontrastmittelkonzentration führt dann auf Grund der bei bisherigen Kontrastmitteln unvermeidlichen, vom Kon trastmittel verursachten Suszeptibilitätseffekte zu einer Signalminderung. Selbst bei einer normalen Kontrastmitteldo sis von 0,1 mmol/kg Körpergewicht kann dies zu einem Signal zerfall mit einer Zerfallskonstante T₂* im Bereich von oder unter 1 ms führen. Das Signal verschwindet dann in einem Gradientenechoverfahren selbst bei Verwendung einer mini mierten Echozeit von te im Bereich von 1,5-2 ms. Diese Si gnalauslöschung läßt sich zwar durch entsprechend niedrigere Dosierung des Kontrastmittels vermeiden, was jedoch dazu führt, daß entferntere Gefäßabschnitte, in welchen bereits eine Verdünnung des Kontrastmittels durch Vermischung mit Blut stattgefunden hat, nicht oder nur schlecht dargestellt werden.

Eine Möglichkeit der Vermeidung dieses Signalverlustes ist durch Verwendung einer Spin-echo Sequenz anstelle der Gradi entenechosequenz gegeben. Die Grundsequenz hierzu ist in Fig. 5 gezeigt. An die Stelle des Anregungsimpulses 1 tritt hierbei eine Folge von zwei Pulsen bestehend aus einem Anre gungsimpuls 10 und einem Refokussierungsimpuls 11. Bei glei cher Gradientenleistung und ansonsten gleichem Vorgehen ist die minimale Signalauslesezeit te (und damit auch die Wie derholzeit tr) hierbei gegenüber dem in Fig. 1 gezeigten Gradientenechoverfahren zumindest um die Dauer des zusätzli chen Refokussierungsimpulses 11 verlängert.

Zudem hat diese Modifikation den Nachteil, daß zur Errei chung einer optimalen Signalintensität der Refokussierungs impuls 11 einen Flipwinkel von 180° aufweisen sollte, was aus technischen Gründen und unter Gesichtspunkten des Pati entenschutzes nicht immer möglich ist, so daß bei Verwendung kleinerer Flipwinkel ein Signalverlust hingenommen werden muß.

Ein weiterer Nachteil der so ausgeführten Sequenz ist die Tatsache, daß auf Grund des unterschiedlichen Sättigungsver haltens von Spin-echo Sequenzen gegenüber Gradientenecho-Se quenzen das Signal-zu-Rausch Verhältnis gegenüber der bevor zugten Ausführungsvariante deutlich (ca. 2-fach) reduziert ist.

Diese Nachteile können jedoch unter den oben ausgeführten Bedingungen eines starken Konzentrationsgradienten des Kon trastmittels im interessierenden Bereich dadurch ausgegli chen werden, daß der suszeptibilitätsbedingte Signalverlust mit Hilfe der Spin-echo Bildung vermieden wird und lediglich ein geringer Signalzerfall durch die vergleichsweise geringe Reduktion der Relaxationskonstanten T₂ auftritt.

Eine andere Modifikation, welche eine Reduktion der Echozeit te sowie der Wiederholzeit tr gegenüber dem in Fig. 1 ge zeigten Verfahren ermöglicht, ist in Fig. 6 gezeit. Hierbei erfolgt der für die Gradientenechoerzeugung erforderlich De fokussierungsimpuls bereits während der Anwendung des Anre gungsimpulses. Neben einer Reduktion von te und tr wird durch diese Maßnahme eine Einschränkung des Beobachtungsvo lumens innerhalb des Bildfensters bewirkt, wenn die Band breite des Anregungsimpulses kleiner ist als die für die Da tenakquisition verwendete Aufnahmebandbreite.

Dies kann zur Vermeidung von Bildartefakten ein durchaus er wüschter Effekt sein. Bevorzugt ist diese Anwendung - wie in Fig. 6 gezeigt - in Verbindung mit einem Projektions-Rekon struktionsverfahren. Sie läßt sich jedoch auch in Verbindung mit einer Bildrekonstruktion nach dem Fouriertransformati onsverfahren realisieren, wobei der dann benötigte Phasen gradient entweder ebenfalls während des Hochfrequenzimpulses geschaltet wird oder unmittelbar danach. Auch hierbei wird eine Einschränkung des Beobachtungsfensters innerhalb der Bildebene bewirkt, wenn die Pulsbandbreite kleiner ist als die Aufnahmebandbreite. Zusätzlich wird durch die durch den Phasengradienten bewirkte Änderung des Anregungsprofils von einem Aufnahmeschritt zum nächsten eine sukzessive Abbil dungsunschärfe zum Rand des innerhalb der Bildebene selek tierten Volumens erzeugt.

Schließlich läßt sich als radikalster Schritt zur Reduzie rung von tr und te die Aufnahme unter Gradienten durchfüh ren, welche innerhalb eines Wiederholintervals tr nicht mehr variiert werden, sondern lediglich von einem Aufnahmeschritt zum nächsten im Sinne einer Ortskodierung. Die Grundsequenz hierzu ist in Fig. 7 gezeigt. Das Signal entsteht hier als sogenannter freier Induktionszerfall (FID) unmittelbar nach Ende des Hochfrequenzimpulses. Auch hier ist die Ortskodie rung als Projektions-Rekonstruktionsvefahren bevorzugt.

Auf Grund der Transformationseigenschaften eines FID gegen über einem Echo müssen hierbei allerdings zusätzliche Maß nahmen ergriffen werden, um die Ausbildung von Bildartefak ten in Form von Signalverschmierungen zu vermeiden. Dies kann entweder durch Ergänzung des FID zu einem Echo unter Ausnutzung der Symmetrieeigenschaften analog zum sogenannten Half-Fourier Verfahren geschehen. Alternativ hierzu kann auch eine phasenempfindliche Rekonstruktion mit entspre chender Phasenkorrektur durchgeführt werden, so daß der dar gestellte Realteil des komplexen Bildes scharf erscheint und die die Unschärfe verursachenden Dispersionsanteile des komplexen transformierten Signals im Imaginärteil verblei ben.

Weitere Modifikationen wie die Durchführung des Versuchsab laufs unter gegebenenfalls mehrfacher Wiederholung der Ap plikation des Kontrastmittelbolus und der sich daraus erge benden weitergehenden Möglichkeiten der Signalanalyse sind dem Fachmann nach der obigen Beschreibung der Erfindung un mittelbar einsichtig und bedürfen keiner weiteren Erläute rung. Auch die eingangs erwähnten Maßnahmen zur zusätzlichen Unterdrückung des Signals stationären Gewebes (Fettunter drückung, Magnetization Transfer, RF- und Gradientenspoi ling) können vom Fachmann in die oben beschriebenen Sequen zen integriert werden.

Claims

1. Verfahren der Kernspintomographie, bei welchem die Spins in einem untersuchten Volumen durch einen Hoch frequenzimpuls angeregt und das dadurch erzeugte Signal nach entsprechender Ortskodierung anschließend nach ei ner kurzen Echozeit te ausgelesen wird, wobei die zur Ortskodierung benötigte Wiederholung der Sequenz im Zeitinterval tr unter entsprechender Variation der Ortskodierungsgradienten stattfindet, dadurch gekennzeichnet,

- daß der zur Anregung verwendete Hochfrequenzimpuls von kurzer zeitlicher Dauer ist und damit eine große Anregungsbandbreite besitzt, so daß bei Anwendung kei nes oder nur eines schwachen Schichtselektionsgradien ten ein Projektionsbild durch eine dicke Projektions schicht erzeugt wird,
- daß das Zeitinterval tr soweit minimiert wird, daß die zur Aufnahme eines Bildes erforderliche Bildaufnah mezeit im Bereich oder unter der Zeit eines EKG-Zyklus liegt,
- daß die Aufnahme der zur Rekonstruk tion eines Projektionsbildes erforderlichen Daten in kontinuierlichem zeitlichen Abstand wiederholt wird, wobei während des Ablaufs dieser Zeitserien-Aufnahme ein Kontrastmittelbolus verabreicht wird und die Zahl der Wiederholungen und damit die Länge der Zeitserien- Aufnahme so gewählt wird, daß der Ablauf der zeitlichen Veränderung der Signale aus den Blutgefäßen beobachtet wird,
- so daß schließlich aus einer Analyse der sequentiell aufgenommenen Daten eine selektive Darstellung der im Untersuchungsvolumen befindlichen und von Kontrastmit tel durchströmten Gefäße erfolgt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Zeitserienaufnahme durch Wiederholung einer se quentiellen Aufnahme von Bildern unter verschiedenen Projektionsrichtungen erfolgt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Zeitserienaufnahme von unter verschiedenen Projek tionsrichtungen aufgenommenen Bildern durch verschachtelte Aufgabe der Phasenkodierschritte entsprechend einer konventionellen kernspintomographischen Mehrschichtauf nahme erfolgt.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß die Anregungssequenz in Form einer Gradientenechosequenz ausgeführt wird.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß durch zusätzliche Gradienten schritte nach der Anwendung eines Ortskodierungs schrittes und vor dem nächsten Anregungs impuls die durch die Wirkung der, für die Ortskodie rung in der Bildebene verantwortlichen Gradienten be dingte Dephasierung bezüglich aller Gradienten vor je dem folgenden Anregungsimpuls konstant ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch ge kennzeichnet, daß zusätzlich durch Anwendung von Gradi entenimpulsen nach der Datenaufnahme und vor dem näch sten Anregungsimpuls vorzugsweise in Projektionsrich tung das steady state-Signal vorher angeregter trans versaler Magnetisierung dephasiert wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch ge kennzeichnet, daß eine Zerstörung von steady state Si gnalen durch Inkrementierung der Referenzphase der Hochfrequenzimpulse sowie des Signalempfängers entspre chend dem Verfahren des 'RF-spoiling' erfolgt.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch ge kennzeichnet, daß die Phase der Anregungsimpulse zwi schen zwei Phasenkodierschritten alterniert wird, und so eine Verschiebung von Bildartefakten aus Signalen von transversaler Magnetisierung aus vorherigen Projek tionsschritten um eine halbe Bildbreite in Phasenko dierrichtung erfolgt.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch ge kennzeichnet, daß die Ortskodierung entsprechend einem Projektions-Rekonstruktionsverfahren erfolgt.

10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß eine weitere Reduktion der Echoauslesezeit dadurch bewirkt wird, daß bei Anwendung des Anregungsimpulses zumindest der zeitkritischere der für die Ortskodierung verwendeten Gradienten bereits eingeschaltet ist, so daß sich in Abhängigkeit von dem Verhältnis der Anregungsbandbreite des Hochfrequenzim pulses zur Aufnahmebandbreite gegebenenfalls eine Ein schränkung des Beobachtungsbereichs im Bildfenster er gibt.

11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß die für die Ortskodierung verwendeten Gradienten zwischen dem Anregungsimpuls und der Datenaufnahme nicht verändert werden, so daß die Signalerzeugung unmittelbar nach dem Anregungsimpuls in Form eines freien Induktionszerfalls erfolgt.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3 oder 5 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalerzeugung in Form einer Spin-Echo Sequenz durch Aufeinanderfolge ei nes Anregungsimpulses und eines Refokussierungsimpulses erfolgt.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß der Beginn der Aufnahme jedes Einzelbildes oder jeder Kombination von in unterschied lichen Projektionsrichtungen aufgenommenen Einzelbil dern durch ein aus dem EKG abgeleitetes Triggersignal bewirkt wird.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem Triggersignal und der eigentlichen Daten aufnahme eine mehrfache Wiederholung sogenannter Dummy- Aufnahmeschritte zur Erzielung eines steady states des beobachteten Signals bei Beginn der eigentlichen Bild aufnahme erfolgt.