DE19813733A1

DE19813733A1 - Verfahren zur Extraktion von Deformationen aus geschwindigkeitskodierten Magnetresonanzbildern des Herzens

Info

Publication number: DE19813733A1
Application number: DE19813733A
Authority: DE
Inventors: Frederick Howard Epstein; Andrew Ernest Arai; Iii Carl Clifford Gaither; Steven Dana Wolff
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-04-11
Filing date: 1998-03-27
Publication date: 1998-10-15
Also published as: US6031374A; IL123784A0; JPH11321A; IL123784A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanzabbil dungsverfahren und -systeme.

Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßi gen magnetischen Feld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt, ver suchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präze dieren jedoch darum in zufälliger Anordnung an ihrer charak teristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewe be einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das in der x-y-Ebene liegt und sich nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das netto-ausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene ge dreht oder gekippt werden, um ein netto-transversales magne tisches Moment M_t zu erzeugen. Durch die angeregten Spins wird nach dem Beenden des Signals B₁ ein Signal emittiert, und dieses Signal kann zur Ausbildung eines Bildes empfangen und verarbeitet werden.

Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi scherweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten gemäß dem bestimmten verwendeten Lokalisierungsverfahren ändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanz signale (NMR-Signale) wird zur Rekonstruktion des Bildes un ter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfah ren digitalisiert und verarbeitet.

Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder verwendeten NMR-Abtastungen benötigen viele Minuten zur Er fassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Ab tastzeit ist ein wichtiger Punkt, da eine verringerte Ab tastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Patientenkomfort verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewe gungsartefakten verbessert. Es gibt eine Klasse von Impuls folgen, die eine sehr kurze Wiederholungszeit (TR) haben und vollständige Abtastungen ergeben, die in Sekunden anstatt Mi nuten ausgeführt werden können. Bei der Anwendung bei der Herzabbildung kann beispielsweise eine vollständige Abtastung während eines einzigen Luftanhaltens erhalten werden, aus der eine Folge von das Herz bei unterschiedlichen Phasen seines Zyklus darstellende Bilder erfaßt werden kann.

Die Prognose bei Patienten bei einer großen Vielfalt von Herzerkrankungen (einschließlich koronarer Arterienerkran kung, Herzklappenerkrankung, kongestivem Herzfehler und Herzrhythmusstörungen) war eng mit dem Grad des Ausstoßbruch teils der linken Herzkammer verbunden, einem quantitativen Maß der globalen Herzkammerfunktion. Quantitative Messungen einer regionalen kontraktilen Funktion könnten erhebliche prognostische und therapeutische Bedeutung haben. Beispiels weise können viele Patienten mit schwerer koronarer Arterie nerkrankung eine normale regionale und globale linke Herzkam merfunktion in Ruhe, jedoch durch Streß verursachte Anomalien haben. In der klinischen Praxis können Patienten mit korona rer Arterienerkrankung durch eine Streß-Echo-Kardiographie beruhend auf neuen funktionalen Defiziten während des Streß erfaßt werden. Jedoch stellt die Variabilität zwischen Beob achtern bei diesem qualitativen Meßtyp eine Einschränkung dar, die mit quantitativen Messungen verbessert werden könn te. Somit besteht das Bedürfnis nach quantitativen Messungen regionaler Herzfunktionen mit hoher Qualität.

Invasive Messungen einer regionalen kontraktilen Funktion be ruhend auf einer Ventrikulographie sind durch Herzrhythmusstörungen, die durch die Injektion hervorgerufen werden, den Fehler bei der direkten Visualisierung des Herzmuskels und der folgenden begrenzten Möglichkeit der Differenzierung ei ner endokardialen Bewegung aufgrund der Bereichskontraktion bzw. regionalen Kontraktion von einer endokardialen Bewegung einzig aufgrund der Gebundenheit begrenzt. Die letzteren Ar gumente treffen auch bei nicht-invasiven Ventrikulographie messungen der kontraktilen Funktion zu, wie bei einer radio nukliden Ventrikulographie und echokardiographischen Analyse der endokardialen Bewegung. Regionale Wandverdickungen durch Echokardiographie, Computer-Tomographie (CT) oder Magnetreso nanzabbildung (MRI) ist ein besseres Maß der regionalen Funk tion, jedoch begrenzen die Bildauflösung und irreguläre myo kardiale Konturen die Quantitätsbestimmung. Diese Verfahren sind auch bezüglich einer Bewegung durch die Ebene empfind lich, und bilden somit nicht den gleichen Herzmuskel über den Herzzyklus ab. Echokardiographiefenster und eine schlechte endokardiale Definition, insbesondere nach einer Operation, verursachen weitere Kompromisse. Eine regionale Wandverdic kung unter Verwendung einer gesteuerten bzw. bewerteten SPECT-Tc-Sestamibi weist den Versuch sowohl einer Perfusion als auch einer Kontraktion in der gleichen Untersuchung auf. Es muß aber noch untersucht werden, ob die relativ geringe Bildauflösung und weitere Verschlechterung aufgrund einer At mungsbewegung bei diesem herkömmlichen Verfahren bewältigt werden können, um quantitativ bestimmbare Messungen einer re gionalen kontraktilen Funktion mit klinischer Verwendung zu erzeugen.

Eine Magnetresonanzabbildung (MRI) wurde zum quantitativen Bestimmen einer regionalen myokardialen Funktion unter Ver wendung zweier unterschiedlicher Methoden verwendet: Markie rung ("tagging") und Geschwindigkeits-kodierter Phasenkon trast. Beide Verfahren können bestimmte Teile des Herzmuskels nicht-invasiv bewerten und sind von Natur aus quantitativ be stimmbar. Während myokardiale Markierungsverfahren, wie sie von Axel L. Dougherty L: "MR Imaging Of Motion With Spatial Modulation Of Magnetization", Radiology 1989, 171 : 841-845; und Zerhouni EA, Parish DM, Rogers WJ, Yang A, Shapiro EP: Human Heart: "Tagging With MR Imaging - A Method for Noninva sive Assessment of Myocardial Motion", Radiology 1988; 169; 59-63, vorgeschlagen wurden, in den vergangenen Jahren eine beachtliche Aufmerksamkeit erlangt haben, muß die Markie rungsbeabstandung mehrere Male größer als die Bildauflösung zur Ermöglichung einer genauen Lokalisierung sein. Innerhalb der durch die Markierungsbeabstandung gesetzten Grenzen kön nen die Deformationen der Markierungen ("tags") theoretisch mit einer Ortsgenauigkeit quantitativ bestimmt werden, die merklich besser als die Bildauflösung ist. Eine finite Ele mentanalyse myokardialer Markierungen wurde zur quantitativen Bestimmung regionaler myokardialer Mechanismen bei einer Vielzahl von Herzkrankheiten verwendet.

Eine Geschwindigkeits-kodierte Phasenkontrast-Magnetresonanzabbildung kann, wie von Pelc NJ, Drangova M, Pelc LR, Zhu Y, Noll DC, Bowman BS, Herfkens RJ: "Tracking Of Cyclic Motion With Phase-Contrast Cine MR Velocity Data", J. Magn Reson Imaging 1995, 5 : 339-345; Pelc LR, Sayre J, Yun K, Castro LJ, Herfkens RJ, Miller DC, Pelc NJ: "Evaluation of Myocardial Motion Tracking With Cine-Phase Contrast Magnetic Resonance Imaging", Invest Radiol 1994; 29 : 1038-1042; und We deen VJ: "Magnetic Resonance Imaging of Myocardial Kinema tics, Technique to Detect, Localize, and Quantify The Strain Rates Of The Active Human Myocardium", Magn Reson Med 1992, 27 : 52-67 beschrieben, zur Verfolgung der Position eines Volu menelements des Herzmuskels über den Herzzyklus beruhend auf seiner Geschwindigkeit und Beschleunigung als Funktion der Zeit verwendet werden. Bis heute sind jedoch die Bewegungs verfolgungsverfahren empfindlich bezüglich akkumulierter Feh ler, woraus sich Positionsfehler von ein bis zwei Bildelemen ten ergeben können. Alternativ dazu können Phasenkontrast- Geschwindigkeitsdaten streng mechanisch als Verformungsrate analysiert werden. Bei der Verformungsratenanalyse werden drei oder vier nächste Nachbarn-Geschwindigkeitsbestimmungen zur Korrektur einer örtlichen Translation und Rotation bild elementweise mit einer End-Schätzung der Hauptachse und der untergeordneten Achse der regionalen Deformation verwendet. Da eine normale myokardiale Deformation primär radial orien tiert ist, ist die Hauptachse der Verformungsrate der zeitli chen Ableitung der Wandverdickung/-verdünnung grob äquiva lent. Eine soweit implementierte Verformungsratenanalyse er fordert vielfache differentielle Berechnungen und ist somit gegenüber Rauschen empfindlich. Außerdem ist sie gegenüber Teilvolumenproblemen empfindlich, da sie Informationen von umgebenden Bildelementen benötigt.

Die Grundvoraussetzung all dieser MRI-Verfahren war, daß die Gesamtbewegung des Herzens durch die Brust zum Offenlegen der mit der Herzkontraktionsfunktion verbundenen Deformation be seitigt werden soll. Jedoch mißt das MRI-System die Spinbewe gungen relativ zur stationären Referenz des MRI-Systems. In folgedessen sind von dem Herzmuskel erfaßte Geschwindigkeiten eine Kombination einer dreidimensionalen Rotation, Translati on und Deformation des Herzens, koordiniert mit dem Herzzy klus. Eine Atmungsbewegung trägt zusätzlich zu Rotationen und Translationen durch die Brust bei. Anomale kontraktile Mu ster, wie eine Bündelverzweigungsblockierung, komplizieren die Interpretation von myokardialen Geschwindigkeiten von dem externen stationären Bezugsrahmen noch mehr. Somit modifi ziert eine Anzahl von Parametern die Geschwindigkeit eines Bereichs des Herzens relativ zu einem externen Bezugspunkt in dem MRI-System.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Bild aus zubilden, das die kontraktile Bewegung des Herzens quantita tiv darstellt.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erfassung von Geschwindigkeitsbildern eines sich bewegenden Organs, wie dem Herzen, und zur Extraktion der kontraktilen Bewegung aus den Geschwindigkeitsdaten gelöst. Das heißt, ein MRI-Phasendifferenzbild wird unter Verwendung einer Impuls folge erfaßt, die einen Geschwindigkeitskodierungsgradienten enthält, eine stabile Körperbewegung eines ausgewählten in Frage kommenden Gebietes bzw. Bereichs in dem Bild wird be rechnet, und die stabile Körperbewegung wird von dem Bild zum Erhalten eines Bildes subtrahiert, das primär Deformationsge schwindigkeiten des Organs enthält.

Alle Geschwindigkeitsinformationen in den Bildelementen wer den zur Berechnung des Umfangs bzw. der Masse, der Net totranslation und Rotation des Herzens relativ zu dem MRI- Systembezug verwendet. Durch Subtraktion dieser Bewegungen wird eine Umwandlung von dem festen Bezugsrahmen der MRI- Abtasteinrichtung in einen Bewegungsbezugsrahmen erreicht, der sich im Mittelpunkt des Herzens befindet. Restliche Ge schwindigkeitsinformationen legen die gewünschten Deformatio nen des Herzens offen.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausführungsbei spiels unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems, bei dem die Er findung verwendet wird,

Fig. 2 eine graphische Darstellung einer bevorzugten Impuls folge, die zur Ausübung der Erfindung verwendet wird,

Fig. 3 eine graphische Darstellung von Flußkodierungsgradien ten, die zu der in Fig. 2 gezeigten Impulsfolge zur Ausbil dung des bevorzugten Ausführungsbeispiels hinzugefügt werden,

Fig. 4 ein Ablaufdiagramm der durch das MRI-System in Fig. 1 zur Ausführung des bevorzugten Ausführungsbeispiels durchge führten Schritte,

Fig. 5 bis 8 graphische Darstellungen eines simulierten Herzens, das zusätzlich zu einer Deformation einer Massebewe gung unterzogen wird, und

Fig. 9 und 10 graphische Darstellungen der Geschwindigkei ten in einem Schnitt durch das simulierte Herz.

Allgemeine Beschreibung der Erfindung

Zwei Sätze von Geschwindigkeits-kodierten Bildern werden mit tels der Geschwindigkeitskodierung, die in zwei orthogonalen Richtungen in einer Ebene angewendet wird, als Funktion des Herzzyklus erfaßt.

Außerdem werden Größenordnungsbilder erfaßt, die den Ge schwindigkeits-kodierten Bildern zeitlich entsprechen. Die Größenordnungsbilder werden zur Erzeugung von Masken der lin ken Herzkammer (LV) verwendet. Der Mittelpunkt jedes Schnitts wird durch Berechnung des Schwerpunkts der LV-Masken be stimmt.

Hier sind m_ij die Ortsmoment der LV-Maske und sind definiert durch

wobei i+j die Ordnung des Moments, x und y die Bildelementko ordinaten bezüglich eines willkürlichen Ursprungs und a_xy der Wert der Maske am Punkt x, y sind (1, wenn der Punkt sich in der Maske befindet, und 0 im anderen Fall).

Jede stabile Körperbewegung des Herzens kann in eine Rotation (in drei Dimensionen) um den Schwerpunkt des Schnitts und ei ne Translation des Schwerpunkt transformiert werden. Die Ge schwindigkeiten aufgrund einer Rotation des Herzens zu einem Zeitpunkt t um den Schwerpunkt mit einer Winkelgeschwindig keit ω = ω_x + ω_y + ω_z ist durch ν = ω_i × r gegeben, wobei ω_i die konstante Winkelgeschwindigkeit um die i-Achse zum Zeitpunkt t ist. Die Winkelgeschwindigkeit ist eine Funktion der Zeit in dem Herzen, jedoch kann während des kurzen Intervalls, während dem die Geschwindigkeitskodierung stattfindet, ω_i als konstant betrachtet werden. Die resultierenden kartesischen Geschwindigkeiten in der Ebene des Schnitts sind somit gege ben durch

v_x = zω_y - yω_z
v_y = xω_z - zω_x (3)

x, y und z werden relativ zu dem Schwerpunkt der LV-Maske ge messen. Geschwindigkeiten (v_z) durch die Ebene werden hier nicht berücksichtigt. Jedoch könnten sie berücksichtigt wer den, wenn ein dreidimensionaler Datensatz erfaßt und eine Lang-Achsen-Analyse durchgeführt wird. Translationsgeschwin digkeiten des Herzens tragen einfach zu v_x und v_y bei. Ein Teil dieser translatorischen Geschwindigkeiten ist offen sichtlichen Translationen des Schwerpunkts des Schnitts auf grund Rotationen außerhalb des Mittelpunkts zuzuschreiben.

Die Geschwindigkeits-kodierten Messungen enthalten die Gesam teffekte der stabilen Körpertranslationen, Rotationen und De formationen in der Abbildungsebene aufgrund der Kontraktion und Relaxation der linken Herzkammer. Somit sind die gemesse nen x- und y-Geschwindigkeiten folgendermaßen gegeben

ν_x = zω_y - yω_z + ν_{x Translation} + ν_{x Deformation}(x, y)
ν_y = xω_z - zω_x + ν_{y Translation} + ν_{y Deformation}(x, y) (4)

Zur Bewertung der Herzfunktion ist ν_Deformation = ν_{z Deformation} (x, y) + ν_{y Deformation}(x, y) erforderlich.

Für Messungen in einem gegebenen Schnitt ist z konstant. Da ω und die Translationsgeschwindigkeiten während des Ge schwindigkeitskodierungsintervalls als konstant angenommen werden, verringert sich der Ausdruck für v_x und v_y folgender maßen

ν_x = A₁ - yω_z + ν_{x Deformation}(x, y)
ν_y = A₂ + xω_z + ν_{y Deformation}(x, y) (5)

wobei A₁ und A₂ Konstanten sind.

Die Auswirkungen aufgrund der Translation und Rotation können durch Durchführung linearer Anpassungen bezüglich v_x als Funktion von y und v_y als Funktion von x bestimmt werden. Es sein angemerkt, daß, wenn ν_Deformation ≠ 0, v_x(y) und v_y(x) nicht unbedingt eindeutige Funktionen sind. Die Fig. 5 bis 8 zeigen v_x gegenüber y und v_y gegenüber x für einen simulier ten Kurz-Achsen-Schnitt des Herzens, das stabilen Rotations- und Translations-Körperbewegungen zusätzlich zu einer radia len Deformation ausgesetzt ist. Diese Deformation ist durch einen Ortsgeschwindigkeitsgradienten der radial gerichteten Geschwindigkeiten charakterisiert. Bei dieser Simulation ist v_{x Translation} = 1 cm/s, v_{y Translation} = 0,25 cm/s, ω_x = 0,1 radi an/s, ω_y = 0,3 radian/s und ω_x = 0,5 radian/s. Diese Werte sind nicht zur Anzeige tatsächlicher Geschwindigkeiten in dem Herzen gedacht, sondern dienen lediglich der Veranschauli chung des Massenbewegungs-Korrekturvorgangs. Die Fig. 5 und 6 sind keine eindeutigen Funktionen. Die Punkte stellen die simulierten Geschwindigkeitswerte dar, während die Linie bzw. Gerade die beste lineare Anpassung an die Daten ist. Der Vorzeichenunterschied zwischen den Neigungen bzw. Steigungen in den Fig. 5 und 6 wird durch Gleichung 5 vorausgesagt. Diese Gerade ist den stabilen Körperbewegungen des Kurz- Achsen-Schnitts zuzuschreiben, und kann jetzt von den rohen Geschwindigkeitsdaten subtrahiert werden. Die Fig. 7 und 8 zeigen die Ergebnisse dieser Subtraktion, die Restdeformatio nen des Schnitts offenlegen. Die Fig. 9 und 10 zeigen die Geschwindigkeiten in dem Geschwindigkeitsschnitt als Vekto ren, die in die Geschwindigkeitsrichtung zeigen, mit durch die Länge der Vektoren dargestellten Größen: in Fig. 9 vor der Korrektur der Massenbewegung und in Fig. 10 nach der Kor rektur der Massenbewegung.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne tresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steue rung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersy stem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinan der über eine Rückwandplatine kommunizieren. In diesen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentraleinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddaten arrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speiche rung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.

Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. In diesen sind eine Zentraleinheit (CPU) 119 und eine Impulser zeugungseinrichtung 121 enthalten, die über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt auch die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Ab tastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 be treibt die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der Hochfrequenzimpulse (RF-Impulse), die zu er zeugen sind, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfas sungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzei ge des Zeitpunkts und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeu gungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Vielzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie EKG-Signale von Elek troden oder Atmungssignale von einer Lunge. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraum schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von ver schiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsy stems verbundenen Sensoren empfängt. Über die Abtastraum schnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein Patientenposi tionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position für die Abtastung.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy stem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern angelegt. Jeder Gra dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu gung der zur Positionskodierung erfaßter Signale verwendeten Magnetfeldgradienten. Die Gradientenspulenanordnung 139 bil det einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisa tionsmagneten 140 und eine Ganzkörperhochfrequenzspule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF- Verstärker) 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter (T-R-Schalter) 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten resultierenden Signale werden durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorver stärker 153 zugeführt. Die verstärkten kernmagnetischen Reso nanzsignale (NMR-Signale) werden in dem Empfangsabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und di gitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zum elektri schen Verbinden des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 wäh rend des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Ober flächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein ge samtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, arbeitet eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 zur Fourier transformation der Daten in ein Array von Bilddaten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 dem Compu tersystem 107 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Band laufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverarbeitungsein richtung 106 weiterverarbeitet und zu der Bedienerkonsole 100 geführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt wer den.

Eine ausführlichere Beschreibung der Sende-/Empfangseinrichtung 150 ist in der US-A-4 952 877 und der US-A-4 922 736 gegeben, die hierin als Referenz angeführt sind.

Das NMR-System in Fig. 1 führt eine Folge von Impulsfolgen zur Erfassung ausreichender NMR-Daten zur Rekonstruktion des gewünschten Geschwindigkeitsbildes durch. Gemäß Fig. 2 wird in der ersten Impuls folge ein selektiver RF-Anregungsimpuls 300 verwendet, der an den Gegenstand während des Vorhanden seins eines G_z-Schnittauswahlgradientenimpulses 301 angelegt wird. Der Anregungsimpuls 300 weist einen Kippwinkel von α auf, der einen bevorzugten Wert von 15° hat. Zur Kompensation des NMR-Signals 303, das zu einem Zeitpunkt TE nach dem Anre gungsimpuls 300 erzeugt wird, bezüglich der durch den Schnit tauswahlgradientenimpuls 301 verursachten Phasenverschiebun gen und zur Desensibilisierung des NMR-Signals 303 bezüglich einer Geschwindigkeit entlang der z-Achse, werden ein negati ver G_z-Gradientenimpuls 304 gefolgt von einem positiven G_z- Gradientenimpuls 305 durch die G_z-Gradientenspulen erzeugt, wie es in der US-A-4 731 583 beschrieben ist. Beispielsweise besteht eine Lösung in der Verwendung eines Impulses 304 der gleichen Breite jedoch mit entgegengesetztem Vorzeichen ge genüber dem Impuls 301, wobei der Impuls 305 die halbe Breite und die gleiche Höhe wie der Impuls 301 hat. Während die Im pulse 304 und 305 die Geschwindigkeit entlang der z-Achse kompensieren, sind dem Fachmann auch komplexere Gradientensi gnalverläufe zur Kompensation von Beschleunigung von Bewegun gen höherer Ordnung bekannt.

Zur Positionskodierung des NMR-Signals 303 wird ein Phasenko dierungs-G_y-Gradientenimpuls 306 an den Gegenstand kurz nach dem Anlegen des RF-Anregungsimpulses 300 angelegt. Wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, umfaßt eine vollständige Abtastung eine Folge dieser Impuls folgen, bei denen der Wert des G_y-Phasenkodierungsimpulses über eine Folge von bei spielsweise 256 diskreten Phasenkodierungswerten zur Lokali sierung der Position der das NMR-Signal erzeugenden Spins entlang der y-Achse gestuft wird. Die Position entlang der x- Achse wird durch einen G_x-Gradientenimpuls 307 lokalisiert, der erzeugt wird, wenn das NMR-Gradientenechosignal 303 er faßt wird, und der das NMR-Signal 303 Frequenz-kodiert. An ders als der G_y-Phasenkodierungsgradientenimpuls 306 bleibt der G_x-Auslesegradientenimpuls 307 während der gesamten Abta stung auf einem konstanten Wert. Zur Erzeugung des Gradiente nechos 303 und zu dessen Desensibilisierung bezüglich einer Geschwindigkeit entlang der x-Richtung gehen dem Gradienten impuls 307 Gradientenimpulse 308 und 309 voraus, wie es in der US-A-4 731 583 offenbart ist.

Das NMR-Signal 303 wird durch die System-Sende-/Empfangseinrichtung 122 erfaßt und in eine Reihe aus 256 komplexen Zahlen digitalisiert, die in dem Speicher des Hauptcomputers 101 gespeichert werden. Für jeden Wert des G_y- Phasenkodierungsgradienten wird ein NMR-Signal 303 erzeugt, erfaßt, digitalisiert und in einer separaten Reihe von 256 komplexen Zahlen gespeichert. Mit der Beendigung der Abta stung wird daher eine zweidimensionale (256 × 256) Matrix komplexer Zahlen in dem Computer 101 gespeichert. Diese NMR- Signale, die erzeugt werden, wenn keine flußempfindlichen Gradienten angelegt werden, können in ein herkömmliches NMR- Bild Fourier-transformiert werden. Die aus diesen flußkompen sierten Signalen erzeugten Bilddaten werden als Bezugsbildda ten bezeichnet.

Zwei zusätzliche Meßzyklen werden zur Erfassung der Daten ausgeführt, die zur Ausübung der Erfindung erforderlich sind. Bei diesen Meßzyklen wird die in Fig. 2 gezeigte Impulsfolge mit einem wichtigen Unterschied angewendet: sie enthalten Be wegungskodierungs-Magnetfeldgradienten, die das NMR-Signal 303 bezüglich der Geschwindigkeit entlang zweier aufeinander senkrecht stehender Achsen in einer Ebene sensibilisieren. Diese Bewegungskodierungs-Feldgradienten werden durch die gleichen Spulen erzeugt, die die Positionskodierungsgradien ten G_x, G_y und G_z in der Impulsfolge in Fig. 2 erzeugen. Für den einfachen Fall von axialen Abtastungen, in denen die Bil debene auf der z-Achse senkrecht steht, wird eine Messung mit einer Bewegungskodierung entlang der x-Achse und die zweite Messung mit einer Bewegungskodierung entlang der y-Achse aus geführt. In dem-allgemeineren Fall, in dem das Bild in einer schrägen Ebene orientiert ist, werden die zwei Bewegungsko dierungsmessungen durch Anlegen einer Kombination von Gra dienten durchgeführt, wie es nachstehend unter Bezugnahme auf Fig. 3 beschrieben wird.

Nach der Durchführung der Bezugsmessung unter Verwendung der Impulsfolge in Fig. 2 kann eine Bewegungskodierungsmessung mit den in Fig. 3 gezeigten zusätzlichen Gradientenimpulsen 310 bis 315 durchgeführt werden. Diese zusätzlichen Gradien tenimpulse 310 bis 315 werden zu den bewegungskompensierten Gradientenimpulsen in Fig. 2 hinzugefügt, und sie erzeugen Gradienten entlang der jeweiligen x-, y- und z-Achse, die bi polar sind. Diese bipolaren Gradientenimpulse 310/311, 312/313 und 314/315 sensibilisieren das nachfolgende NMR- Signal 303 bezüglich einer Geschwindigkeit von Spins, die sich entlang der x-, y- und z-Achse bewegen. Die Fläche A_x jedes Impulses 310 und 311 ist gleich, und sie sind um eine Zeit t_x voneinander entfernt. Die Änderung in dem ersten Mo ment ist daher ΔMx₁ = A_xt_x. Gleichermaßen haben die Impulse 312 und 313 jeweils eine Fläche A_y und sind um die Zeit t_y von einander entfernt und erzeugen eine erste Momentänderung ΔMx₁ = A_yt_y. Die Impulse 314 und 315 haben gleiche Flächen A_z und sind voneinander um eine Zeit t_z entfernt. Sie erzeugen eine Änderung in dem ersten Moment ΔMz₁ = A_zt_z. Wie es vorste hend beschrieben ist, bestimmen diese ersten Momentänderungen ΔMx₁, ΔMy₁ und ΔMz₁ die Geschwindigkeitsempfindlichkeit, die typischerweise jeweils durch Einstellen der Flächen A_x, A_y und A_z gesteuert wird.

Für den Fachmann ist ersichtlich, daß auch viele andere Im pulsfolgen zur Erfassung der erforderlichen Daten verwendet werden können. Es gibt auch viele verschiedene Arten zur Er zeugung der Bewegungskodierungsgradienten für jede Messung. Beispielsweise können die Gradientenimpulse eine von denen in Fig. 3 verschiedene Form haben, oder sie können zur Erhöhung des ersten Moments zeitlich mehr beabstandet sein, oder sie können in ihrer zeitlichen Dauer kompakter sein. Es können auch einen 180°-RF-Impuls verwendende Spinechofolgen verwen det werden, und anstelle der Verwendung der bipolaren Gra dientenimpulse können beide Geschwindigkeits-kodierten Impul se die gleiche Polarität haben, wenn sie auf entgegengesetz ten Seiten des 180°-RF-Impulses erzeugt werden.

Die flußkodierte Impuls folge wird bei einer vorausschauend herzgesteuerten segmentierten Abtastung eines Schnitts durch das Herz verwendet. Eine Ansicht wird pro Segment mit einer Bezugserfassung und einer orthogonalen flußkodierten Erfas sung in der gleichen Ebene in jedem Segment erhalten. Das Segment wird bezüglich des EKG-Auswertungssignals erfaßt, um das Herz bei vielen Herzphasen über den Herzzyklus zu gewin nen. Ein Kippwinkel von 15°, eine Zeit TR von 21 ms, eine Zeit TE von 6,7 ms und ein Ansichtfeld von 33 cm wird bevor zugt. Das erste Geschwindigkeitskodierungsmoment reicht von 10 bis 15 cm/s. Ein Hadamard-RF-Impuls wird zur Sättigung der Spinmagnetisierung auf beiden Seiten der Bildebene verwendet, und diese Sättigungsbänder befinden sich 12 mm von der Bild ebene und weisen eine Breite von 40 mm auf.

Die während den Abtastungen erfaßten flußkodierten Daten und die Bezugsdaten werden zur Erzeugung zweier Geschwindigkeits bilder und eines Größenordnungsbildes verwendet. Die Ge schwindigkeitsbilder werden auf bekannte Art und Weise durch Berechnung der Phase an jedem Bildelement der zwei Flußkodie rungsbilder und dann durch Subtraktion der Phase bei jedem entsprechenden Bildelement erzeugt. Das Größenordnungsbild wird aus dem Bezugsbild auf herkömmliche Art und Weise durch Berechnung der Quadratwurzel der Summe der Quadrate der kom plexen Werte bei jedem Bildelement erzeugt.

Gemäß Fig. 4 beginnt das bevorzugte Verfahren zur Ausübung der Erfindung mit der Erfassung und Rekonstruktion der vor stehend beschriebenen Geschwindigkeitsbilder und des Größen ordnungsbildes, wie es im Verarbeitungsblock 200 angezeigt ist. In dem Ausführungsbeispiel werden Kurz-Achsen-Bilder des Herzens erzeugt, und es wird eine Geschwindigkeitskodierung entlang der x- und y-Achse durchgeführt. Unter Verwendung des Größenordnungsbildes dient der im Verarbeitungsblock 202 an gezeigte nächste Schritt der Erzeugung einer Maske der linken Herzkammer. Dies wird durch Anwenden eines Schwellenwerttests bei jedem Bildelement des Größenordnungsbildes bewerkstel ligt. Ist die Größenordnung größer als der Schwellenwert, wird das entsprechende Bildelement in der Maske auf 1 ge setzt, und wenn nicht, wird das Bildelement auf 0 gesetzt. Eine manuelle Bearbeitung der resultierenden Maske kann zur Verbesserung ihrer Qualität ausgeführt werden.

Der im Verarbeitungsblock 204 angezeigte nächste Schritt dient zum Anwenden der Maske bei den zwei Geschwindigkeits bildern. Jene Bildelemente in den Geschwindigkeitsbildern, die auf 0 gesetzten Maskenbildelementen entsprechen, werden ebenfalls auf 0 gesetzt. Die resultierenden maskierten Ge schwindigkeitsbilder zeigen die Geschwindigkeiten v_x und v_y an Bildelementorten in der linken Kammer des Herzmuskels an. Werden diese Bilder in einem einzelnen Bild zusammengefaßt wobei die Geschwindigkeit jedes Bildelements durch einen Vek tor angezeigt ist, erscheint das Bild wie in Fig. 9 gezeigt. Dieses Bild beinhaltet Geschwindigkeitskomponenten infolge einer Translationsbewegung des Herzens, Rotation des Herzens und kontraktilen Bewegung des Herzens.

Wie es durch die Verarbeitungsblöcke 206 und 207 gezeigt ist, dient der nächste Schritt der Berechnung der stabilen Körper bewegungskomponenten in den maskierten Geschwindigkeitsbil dern und der Subtraktion dieser Komponenten. Unter Verwendung des Maskenbildes wird der Mittelpunkt der Masse der abgebil deten linken Herzkammer berechnet, wie es durch die vorste hend angeführten Gleichungen 1 und 2 dargestellt ist.

Der nächste Schritt dient der Kompensation der stabilen Kör perbewegung. Werden die Geschwindigkeitswerte in dem v_x-Bild als Funktion ihrer y-Koordinate aufgetragen, wie sie von dem Mittelpunkt der Masse gemessen werden, wird eine in Fig. 5 dargestellte Verteilung der Werte erhalten. Paßt eine Gerade 208 am besten zu diesen Werten, zeigt die Neigung der Geraden 208 die Winkeldrehung ω_z um die z-Achse an, und der Achsenab schnitt dieser Geraden zeigt die stabile Körpertranslation und Drehung durch die Ebene A₁ an, wie es in den Gleichungen 4 und 5 definiert ist. Die gleiche graphische Darstellung der v_y-Geschwindigkeitswerte als Funktion ihres Orts entlang der x-Achse, gemessen von dem Mittelpunkt der Masse, liefert die gleichen Informationen. Wie es in Fig. 6 gezeigt ist, ist ei ne Gerade 210 in diese Werte eingepaßt, und ihre Neigung ist -ω_z und ihr Achsenabschnitt A₂ in den Gleichungen 4 und 5. Unter Verwendung des Durchschnitts der zwei berechneten Win kelgeschwindigkeiten ω_z und der A₁- und A₂-Werte werden die - v_{x Deformation} und -v_{y Deformation}-Bilder mittels Gleichung 5 berech net. Graphische Darstellungen dieser zwei Deformationsge schwindigkeitsbilder sind in den Fig. 7 und 8 gezeigt.

Der letzte Schritt dient der Kombination der zwei Deformati onsgeschwindigkeitsbilder v_{x Deformation} und v_{y Deformation}. Dies ist eine Vektoraddition der zwei Bilder, die die Größenordnung und Richtung der resultierenden Deformationsgeschwindigkeit v_Deformation an jedem Bildelement bewahrt. Eine beispielhafte Darstellung des Deformationsgeschwindigkeitsbildes ist in Fig. 10 gezeigt, wo es mit dem Gesamtgeschwindigkeitsbild in Fig. 9 verglichen werden kann.

Die Verarbeitung myokardialer MR-Geschwindigkeitsdaten gemäß der Erfindung transformiert grundlegend die Geschwindig keitsinformationen von dem Magnetbezugsrahmen in den Herzbe zugsrahmen. Viele zu der Gesamtbewegung des Herzens beitra gende externe Faktoren werden beseitigt, wodurch die direkte Beurteilung der regionalen myokardialen Funktion ermöglicht wird. Diese Art einer quantitativen regionalen Funktion kann in einem weiten Bereich klinischer Probleme einschließlich der folgenden angewendet werden:

1) Beurteilung einer systolischen regionalen Funktion bei Pa tienten mit koronarer Arterienerkrankung (CAD).
2) Erfassung einer CAD während eines Streßtests.
3) Beurteilung einer regionalen diastolischen Funktion bei Patienten mit CAD.
4) Beurteilen des Ansprechens auf die Therapie, wie Angiopla stie, koronarer Arterien-Bypass-Operation, thrombolytischer Therapie oder anderen medizinischen Therapien.
5) Erfassen anormaler Muster elektrischer Aktivierung ein schließlich dem Wolff-Parkinson-White-Syndrom, anderer For men einer Blockierung und anderer anormaler Aktivierungsmu ster.
6) Beurteilen und Optimieren mechanischer Aktivierungsmuster, die mit einer Schrittmachertherapie verbunden sind.
7) Beurteilen einer regionalen myokardialen Funktion bei Pa tienten mit Kardiomyopathien, einschließlich der hypertro phischen Kardiomyopathie, hypertrophischen obstruktiven Kardiomyopathie, restriktiven Kardiomyopathie, konstrikti ven Kardiomyopathie, erweiterten Kardiomyopathie und Trypanosomiasis.
8) Prädiktion einer Umgestaltung der linken Herzkammer nach einem myokardialen Infarkt.
9) Unterscheiden eines Infarkts von einem Hibernations- oder betäubten Herzmuskel.
10) Nachsorge von Patienten nach einer Herztransplantation zur möglichen Erfassung eines Gewebeabstoßes.
11) Optimierung der Therapie für kongestive Herzfehler.

Erfindungsgemäß wird eine MRI-Abtastung ausgeführt, bei der Geschwindigkeits-kodierte NMR-Daten für einen Schnitt durch das Herz erfaßt werden. Es werden Geschwindigkeitsbilder und Größenordnungsbilder bei vielen Herzphasen rekonstruiert und Masken werden unter Verwendung der Größenordnungsbilder aus gebildet. Die Masken werden bei den Geschwindigkeitsbildern zur Isolierung der linken Herzkammer angewendet, und eine stabile Körperbewegung wird berechnet und von den maskieren Geschwindigkeitsbildern zur Anzeige einer Deformation der linken Herzkammer subtrahiert.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung eines Bildes mittels eines MRI-Systems, das die Deformation eines sich bewegenden Organs anzeigt, mit den Schritten

a) Erfassen von Geschwindigkeitsbilddaten des Organs mittels des MRI-Systems unter Verwendung einer Impuls folge, die einen Geschwindigkeitskodierungsgradienten verwendet,
b) Rekonstruieren (200) eines Geschwindigkeitsbildes aus den erfaßten Geschwindigkeitsbilddaten,
c) Berechnen (206) der stabilen Körperbewegung des Or gans unter Verwendung von mittels des MRI-Systems erfaßten Daten, und
d) Erzeugen (207) des eine Organdeformation anzeigenden Bildes durch Subtraktion der stabilen Körperbewegung von dem Geschwindigkeitsbild.

2. Verfahren nach Anspruch 1, mit den weiteren Schritten Erfassen (200) von NMR-Bilddaten des Organs, aus denen ein Größenordnungsbild rekonstruiert wird,
Erzeugen (202) einer Maske aus dem Größenordnungsbild, die das Ortsausmaß anzeigt, und
Kombinieren der Maske mit dem Geschwindigkeitsbild zur Entfernung von Strukturen aus dem Geschwindigkeitsbild, die nicht das Organ darstellen.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Geschwindig keitsbild eine Bewegung in einer Bildebene durch das Organ darstellt, und der Geschwindigkeitskodierungsgradient in der Impulsfolge entlang zweier orthogonaler Achsen in dieser Ebe ne gerichtet ist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Geschwindig keitsbild zwei Komponenten enthält, die eine Geschwindigkeit entlang der jeweiligen zwei Achsen darstellen, und wobei die stabile Körperbewegung aus den zwei Geschwindigkeitskomponen ten berechnet wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die stabile Körper bewegung eine berechnete Translationsbewegungskomponente, die die Massentranslationsbewegung des Organs darstellt, und eine berechnete Rotationsbewegungskomponente umfaßt, die die Mas senrotationsbewegung des Organs um eine Achse darstellt.

6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Organ ein menschliches Herz ist, und das Geschwindigkeitsbild die Ge schwindigkeit in einer Ebene durch eine linke Kammer des Her zens darstellt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Impulsfolge wäh rend einer Folge von Herzzyklen und bei einer ausgewählten Herzphase während jedes Herzzyklus durchgeführt wird.