DE3485934T2

DE3485934T2 - Verfahren zum sichtbarmachen eines ebenen fluessigkeitsstroms durch nmr-abbildung.

Info

Publication number: DE3485934T2
Application number: DE8484113404T
Authority: DE
Inventors: James Russell Macfall; Felix Werner Wehrli
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1983-11-15
Filing date: 1984-11-07
Publication date: 1993-04-22
Anticipated expiration: 2004-11-08
Also published as: EP0145932A2; EP0145932A3; FI843381A; IL72894A0; US4570119A; IL72894A; JPS60138446A; FI843381A0; JPH0350546B2; EP0145932B1; DE3485934D1

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren und Einrichtungen, die Magnetresonanz(MR)-Techniken zur Bildgebung einer Fluidströmung verwenden. Die Erfindung hat insbesondere Anwendbarkeit, ist aber nicht beschränkt, auf die Messung von Blutströmung in medizinischen diagnostischen Untersuchungen.
Es ist bekannt, daß das Magnetresonanz-Phänomen in Atomkernen auftritt, die ungerade Zahlen von Protonen und/oder Neutronen aufweisen. Aufgrund des Spins der Protonen und Neutronen weist jeder derartige Kern ein Magnetmoment auf, so daß, wenn eine aus derartigen Kernen aufgebaute Probe in einem statischen, homogenen Magnetfeld B&sub0; angeordnet wird, eine größere Zahl der magnetischen Momente sich mit dem Feld ausrichtet, um eine makroskopische Nettomagnetisierung M in Richtung des Feldes zu erzeugen. Unter dem Einfluß des Magnetfeldes B&sub0; präzessieren die magnetischen Momente um die Achse des Feldes mit einer Frequenz, die von der Stärke des angelegten Magnetfeldes und von den Charakteristiken der Kerne abhängt. Die Präzessions-Winkelfrequenz ω, die auch als die Larmor-Frequenz bezeichnet wird, ist gegeben durch die Gleichung ω = γB, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist, das für jedes MR Isotop konstant ist und wobei B das Magnetfeld ist, das auf die Kernspins einwirkt. Somit wird deutlich, daß die Resonanzfrequenz von der Stärke des Magnetfeldes abhängt, in dem die Probe angeordnet ist.
Die Orientierung der Magnetisierung M, die normalerweise entlang dem Magnetfeld B&sub0; gerichtet ist, kann durch das Anlegen von Magnetfeldern gestört werden, die bei der Larmor-Frequenz oszillieren. Typischerweise werden derartige Magnetfelder, die mit B&sub1; bezeichnet werden, senkrecht zur Richtung des statischen Magnetfeldes durch einen Hochfrequenz(HF bzw. RF)-Puls mittels Spulen angelegt, die mit einer Hochfrequenz-Sendeeinrichtung verbunden sind. Der Effekt des Feldes B&sub1; besteht darin, die Magnetisierung M um die Richtung des B&sub1; Feldes zu drehen. Dies kann am besten verdeutlicht werden, wenn die Bewegung der Magnetisierung M aufgrund des Anlegens von HF Pulsen in einem karthesischen Koordinatensystem betrachtet wird, das bei einer Frequenz im wesentlichen gleich der Resonanzfrequenz um das Hauptmagnetfeld B&sub0; in der gleichen Richtung rotiert, in der die Magnetisierung M präzessiert. In diesem Fall wird das B&sub0; Feld so gewählt, daß es in der positiven Richtung der Z Achse gerichtet ist, die in dem umlaufenden karthesischem System mit Z' bezeichnet wird, um sie von dem feststehenden Koordinatensystem zu unterscheiden. In ähnlicher Weise werden die X und Y Achsen mit X' und Y' bezeichnet. Wenn man dies berücksichtigt, besteht der Effekt eines HF Pulses darin, die Magnetisierung M beispielsweise von ihrer Richtung entlang der positiven Z' Achse in Richtung auf die Querebene zu drehen, die durch die X' und Y' Achsen definiert ist. Ein HF Puls mit entweder ausreichender Größe oder Dauer, um die Magnetisierung M in die Querebene (d. h. 90º von der Richtung des B&sub0;-Feldes) zu drehen, wird üblicherweise als ein 90º HF Puls bezeichnet. Ähnliches gilt, wenn entweder die Größe oder die Dauer eines HF Pulses als das Doppelte von einem 90º Puls gewählt wird, ändert die Magnetisierung M die Richtung von der positiven Z' Achse zur negativen Z' Achse. Diese Art eines HF Pulses wird als ein 180º HF Puls oder, aus naheliegenden Gründen, als ein invertierender Puls bezeichnet. Es sei daraufhingewiesen, daß ein 90º oder ein 180º HF Puls die Magnetisierung M von irgendeiner Anfangsrichtung der Magnetisierung M um die entsprechende Gradzahl dreht. Es sei ferner daraufhingewiesen, daß ein MR Signal nur beobachtet wird, wenn die Magnetisierung M eine Nettoquerkomponente (senkrecht zu B&sub0;) in der Querebene hat. Ein 90º HF Puls erzeugt eine maximale Nettoquermagnetisierung in der Querebene, weil die gesamte Magnetisierung M in dieser Ebene ist, während ein 180º HF Puls keine Quermagnetisierung erzeugt.
HF Pulse können selektiv oder nicht-selektiv sein. Selektive Pulse werden typischerweise moduliert, um einen vorbestimmten Frequenzgehalt zu haben, um Kernspins, die in vorgewählten Bereichen der Probe angeordnet sind, mit Präzessionsfrequenzen anzuregen, wie sie durch die Larmor- Gleichung vorgegeben sind. Die selektiven Pulse werden in Gegenwart von lokalisierenden Magnetfeldgradienten angelegt. Nicht-selektive Pulse beeinflussen im allgemeinen alle Kernspins, die in dem Feld der HF Pulssendespule angeordnet sind, und werden typischerweise in Abwesenheit von lokalisierenden Magnetfeldgradienten angelegt.
Es gibt zwei exponentiale Zeitkonstanten, die Längs- und Quermagnetisierungen zugeordnet sind. Die Zeitkonstanten charakterisieren die Geschwindigkeit der Rückkehr dieser Magnetisierungskomponenten nach dem Anlegen von störenden HF Pulsen zum Gleichgewicht. Die erste Zeitkonstante wird als die Spin-Gitter-Relaxationszeit (T&sub1;) bezeichnet und ist die Konstante für die Längsmagnetisierung, um zu ihrem Gleichgewichtswert zurückkehren. Die Spin-Spin-Relaxationszeit (T&sub2;) ist die Konstante für die Quermagnetisierung, um in einem perfekt homogenen Magnetfeld B&sub0; zu ihrem Gleichgewichtswert zurückzukehren. In Feldern mit Inhomogenitäten wird die Zeitkonstante für die Quermagnetisierung durch eine mit T&sub2;* bezeichnete Konstante gesteuert, wobei T&sub2;* kleiner als T&sub2; ist. In einigen Fällen ist es wünschenswert, eine Quermagnetisierungskomponente schnell verschwinden zu lassen durch Anlegen eines Magnetfeldgradienten, wie es nachfolgend näher erläutert wird.
Es bleibt noch die Verwendung von Magnetfeldgradienten zu betrachten, um räumliche Information (die beispielsweise zum Rekonstruieren von Bildern verwendet wird) in MR Signale zu kodieren. Typischerweise sind drei derartige Gradienten erforderlich:
Gx(t) = θB&sub0;/θx,
Gy(t) = θB&sub0;/θy, und
Gz(t) = θB&sub0;/θz.
Die Gx, Gy und Gz Gradienten sind über der bildgebenden Scheibe konstant, aber ihre Größen (Amplituden) sind typischerweise zeitabhängig. Die den Gradienten zugeordneten Magnetfelder werden auf entsprechende Weise mit bx, by und bz bezeichnet, wobei
bx = Gx(t)x,
by = Gy(t)y, und
bz = Gz(t)z
innerhalb des Volumens sind.
Das MR Phänomen ist von Strukturchemikern verwendet worden, um in vitro die Molekularstruktur von organischen Molekülen zu untersuchen. Danach ist die Magnetresonanz zu einer bildgebenden Modalität entwickelt worden, die dazu verwendet wird, transaxiale Bilder von anatomischen Merkmalen von beispielsweise lebenden menschlichen Gegenständen zu erhalten. Derartige Bilder, die Kern-Spin- Verteilungen (typischerweise Protonen, die Wasser im Gewebe zugeordnet sind) Spin-Gitter (T&sub1;)-und/oder Spin-Spin(T&sub2;)- Relaxationskonstanten zeigen, sind von medizinischem diagnostischem Wert beim Bestimmen des Gesundheitszustandes von Gewebe in dem untersuchten Bereich. MR Techniken sind auch in die in-vivo Spektroskopie von solchen Elementen, wie beispielsweise Phosphor und Kohlenstoff, erweitert worden, um Forschern das erste Mal die Werkzeuge in die Hand zu geben, um chemische Prozesse in einem lebenden Organismus zu untersuchen. In gleicher Weise wichtig ist die Verwendung von Magnetresonanz als eine nicht-invasive Modalität zum Untersuchen der Richtung und Geschwindigkeit von Blutströmungen. Blutströmungsuntersuchungen basieren typischerweise auf MR Signalen, die durch Protonen erzeugt werden, die Wassermolekülen zugeordnet sind, die in einer Blutströmung enthalten sind. Es ist die Anwendung von Magnetresonanz auf die Strömungsmessung, womit sich die vorliegende Erfindung befaßt.
Das Dokument Journal of Physics E, Band 11, Nr. 4, April 1978, J.R. Singer: "NMR diffusion and flow measurements and an introduction to spin phase graphing", Seiten 281-291, beschreibt ein Verfahren unter Verwendung einer Carr- Purcell Spin-Echotechnik, um eine Strömung in einer Ebene (in-plane) graphisch zu identifizieren.
Die meisten konventionellen Strömungsabbildungstechniken basieren entweder auf Laufzeitprinzipien, Phasenkodierung oder Modulation der freien Präzessionsfrequenz aufgrund von Strömung entlang einem Gradienten während des Intervalls freier Präzession. Diese Techniken sind auf entsprechende Weise von I.R. Young et al, Am. J. Roentgenol, Band 137, Seite 895 (1981); P.R. Moran, Mag. Res. Img., Band 1, Seiten 197-203 (1982); und H.A. Lent et al, Second Annual Meeting of The Society of Magnetic Resonance in Medicine, San Francisco, August 16-19, 1983, Abstract Seite 211 in Book of Abstracts beschrieben. Es sind auch semiquantitative Strömungsuntersuchungen durchgeführt worden, indem die übliche Spin-Echo-Sequenz verwendet wurde, wobei die Signalintensität in Gegenwart von Fluidströmung verkleinert wird aufgrund einer Kombination von Dephasierungseffekten, die während des Interpuls-Intervalls (d. h. die Zeit zwischen den 90º Anregungs- und den 180º Invertierungspulsen) auftreten. Die semi-quantitativen Techniken haben sich auch den Vorteil der Dephasierungseffekte zu Nutzen gemacht, die während der Zeit zwischen aufeinander folgenden Wiederholungen der Pulssequenz auftreten. Ein anderer Effekt, der bei semi-quantitativen Strömungsuntersuchungen ausgenutzt wird, hat seinen Ursprung in einer Verkleinerung der Spin-Echo- Signalamplitude aufgrund der Bewegung von Kernspins in der Gegenwart eines Magnetfeldgradienten, wie es zuerst von Carr und Purcell, Physics Rev., Band 94, Seite 630 (1954) beschrieben wurde. Das Verfahren zur Sichtbarmachung von Strömung in einer Ebene (in-plane) gemäß der Erfindung zieht in einer einzigartigen und nicht naheliegenden Weise Nutzen aus dem letztgenannten Phänomen.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zum Rekonstruieren von reinen Strömungsbildern zu schaffen, in denen Beiträge von stationären Kernspins durch Ausschaltung beseitigt sind.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zum Rekonstruieren von Strömungsbildern zu schaffen, die mit konventionellen Vielfachechoprotonabbildungs-Rekonstruktionstechniken kompatibel sind.

Zusammenfassung der Erfindung

Gemäß der Erfindung werden ein Verfahren und eine Einrichtung, wie beansprucht, geschaffen zur Bildgebung von Kernspinströmung in einem vorbestimmten Objektbereich. Der Bereich ist in einem homogenen Magnetfeld positioniert und relativ zu einem Auslese-Magnetfeldgradienten so orientiert, daß die Strömung eine Geschwindigkeitskomponente in dessen Richtung hat. Die Kernspins in dem vorbestimmten Bereich werden für eine Resonanz angeregt und dann einem Phasenkodierungsgradienten ausgesetzt, der mehrere programmierbare Amplituden-Dauer-Produkte hat. Es wird eine Anzahl von jeweils ungradzahligen und gradzahligen Spin-Echo-Signalen erzeugt (in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel) durch Bestrahlen des Objektbereiches mit einer gleichen Anzahl von invertierenden RF Pulsen. Die ungradzahligen Spin-Echo-Signale haben verkleinerte Amplituden relativ zu den gradzahligen Spin-Echo-Signalen aufgrund der Dephasierungseffekte, die durch Strömung in der Gegenwart des Auslesegradienten induziert werden. Die ungradzahligen und gradzahligen Echosignale werden abgetastet und einer Fourier-Analyse unterzogen, um auf entsprechende Weise ungradzahlige und gradzahlige Bildpixeldatenarrays zu erhalten. Die entsprechenden Bildpixelwerte in jeder der Arrays werden dann kombiniert, um Bildbeiträge aufgrund von stationären Kernspins zu eliminieren, wobei im wesentlichen nur Differenzsignalbeiträge aufgrund von strömenden Kernspins in dem vorbestimmten Bereich verbleiben. Die erhaltenen Differenzsignale können angezeigt werden, um ein Bild zu erhalten, das strömende Kernspins hervorhebt.

Kurzbeschreibung der Zeichnung

Die Merkmale der Erfindung, die als neuartig betrachtet werden, sind insbesondere in den Patentansprüchen behandelt. Die Erfindung selbst jedoch, sowohl was ihre Organisation als auch das Arbeitsverfahren betrifft, werden in Verbindung mit weiteren Aufgaben und Vorteilen am besten verständlich anhand der folgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen, in denen:
Fig. 1a eine MR Probe darstellt, die in einem statischen Magnetfeld angeordnet ist und ein planares Volumen aufweist, das darin durch selektive Anregung definiert ist;
Fig. 1b eine Ansicht von oben auf das gemäß Fig. 1a selektierte planare Volumen ist und ein Gefäß für eine Fluidströmung enthält;
Fig. 2 ein Ausführungsbeispiel für eine vier Spin- Echos aufweisende MR Pulssequenz zeigt, die bei dem erfindungsgemäßen Verfahren verwendbar ist;
Fig. 3 eine Kette von MR Spin-Echo-Signalen zeigt, die durch stationäre Kernspins erzeugt sind;
Fig. 4 ähnlich Fig. 3 ist und eine Kette von MR Spin-Echo-Signalen zeigt, die variable Amplituden aufgrund einer Strömung von Kernspins aufweisen;
Fig. 5 die Dephasierung von Kernspins in dem planaren Volumen unter dem Einfluß eines Magnetfeldgradienten zeigt;
Fig. 6 graphisch die unterschiedlichen Phasen zwischen ungradzahligen und gradzahligen Spin-Echo-Signalen zeigt.
Fig. 1a zeigt eine MR Probe 100, die in einem statischen homogenen Magnetfeld B&sub0; angeordnet ist, das in der positiven Z-Achsenrichtung des karthesischen Koordinatensystems gerichtet ist. Die Z-Achse ist so gewählt, daß sie mit der Längsachse 106 der Probe 100 zusammenfällt. Der Ursprung des Koordinatensystems ist in die Mitte der Probe gelegt, was auch die Mitte einer planaren Scheibe 105 ist, die durch das Prinzip der selektiven Anregung in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten selektiert bzw. gewählt ist, wie es nachfolgend in Verbindung mit Fig. 2 beschrieben wird. Ferner ist in Fig. 1a ein Gefäß 108 gezeigt, das als Beispiel so dargestellt ist, daß es im wesentlichen parallel zur X-Achse verläuft. Das Gefäß 108 arbeitet als eine Leitung für eine Fluidströmung und kann bei medizinischen diagnostischen Anwendungen tatsächlich ein Blutgefäß sein. Das B&sub0; Feld ist während MR Untersuchungen kontinuierlich angelegt und ist deshalb in den Pulssequenzen zeigenden Figuren nicht dargestellt.
Fig. 2 zeigt eine zweidimensionale Spin-Warp-Bildgebungssequenz, die ein spezieller Fall des MR Bildgebungsverfahrens ist, das als Fourier-Transformations- Magnetresonanz bekannt ist. Aus Fig. 2 wird deutlich, daß im Intervall 1, das entlang der horizontalen Achse dargestellt ist, ein positiver Gz Gradientenpuls angelegt wird. Die Richtung des Gz Gradienten ist willkürlich in der positiven Z-Achsenrichtung des karthesischen Koordinatensystems gewählt und fällt mit der Richtung des B&sub0; Magnetfeldes zusammen. Ferner wird in dem Intervall 1 ein selektiver 90º HF Puls in Gegenwart des Gz Gradientenpulses angelegt, um so Kernspins in dem in Fig. 1a gezeigten planaren Volumen 105 anzuregen. Die Dicke ΔZ der Scheibe 105 und ihre Position entlang der Achse 106 der Probe 100 werden durch die Amplitude des Gz Gradienten und den Frequenzgehalt des selektiven 90º HF Pulses bestimmt. Zum Ausführen des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Position der Scheibe 105 so gewählt, daß sie darin das Gefäß 108 enthält, das die zu untersuchende Fluidströmung enthält. Die Orientierung des Gefäßes 108 sollte im allgemeinen so sein, daß sie eine Geschwindigkeitskomponente in der Richtung eines Auslesegradienten enthält, der nachfolgend beschrieben wird. In der in Fig. 1a gezeigten Konfiguration ist das Gefäß 108 im wesentlichen parallel zur X-Achse gezeigt. In diesem Fall würde der Auslese-Gradient ebenfalls in der X-Achsenrichtung angelegt werden. In der Praxis muß die Richtung des Auslese- Gradienten nicht auf die X-Achse beschränkt sein. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird der HF Puls durch eine sinc Funktion (sin x/x) moduliert, um so vorzugsweise Kernspins in einer bildgebenden Scheibe anzuregen, die ein im wesentlichen rechteckiges Profil hat. Der 90º HF Puls kann auch durch andere Funktionen moduliert werden, wie beispielsweise eine Gauss'sche Funktion, und in diesem Fall hat auch das Profil der Scheibe 105 eine Gauss'sche Form.
Am Ende des Intervalls 1 präzessieren die angeregten Kernspins mit der gleichen Frequenz, aber sie sind nicht gleichphasig aufgrund des dephasierenden Effekts des Gz Gradienten. Eine Phasen-Übereinstimmung in den angeregten Kernspins wird wiederhergestellt durch das Anlegen eines negativen Gz Gradientenpulses im Intervall 2. Typisch wird das Zeitintervall der Kurve des Gz Gradienten über dem Intervall 2, das erforderlich ist, um die Kernspins zu rephasieren, so gewählt, daß es etwa gleich der negativen Hälfte des Zeitintegrals der Gz Gradientenkurve im Intervall 1 ist. Ferner wird während des Intervalls 2 ein phasenkodierender Gy Gradient gleichzeitig mit dem Anlegen eines positiven Gx Gradientenpulses angelegt. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel hat der Gy Gradient eine einzige Spitzenamplitude während der n-ten Wiederholung der Sequenz, die die in Fig. 2 gezeigten Intervalle 1 bis 10 aufweist. In jeder suksessiven Applikation, wie beispielsweise der (n+1)-ten Wiederholung der Sequenz, wird eine unterschiedlich Amplitude des Gy Gradienten gewählt. Der Gy Gradient kodiert räumliche Information in der Y- Achsenrichtung, indem eine Verdrehung in der Orientierung der Quermagnetisierung durch ein Vielfaches von 2π eingeführt wird. Nach dem Anlegen eines ersten phasenkodierenden Gradienten wird die Quermagnetisierung in eine eine Windung aufweisende Helix verdreht. Jede unterschiedliche Amplitude des Gy Gradienten führt einen unterschiedlichen Verdrehungsgrad (Phasenkodierung) ein. Die Zahl n programmierbarer Gy Gradientenamplituden wird so gewählt, daß sie gleich der Zahl der Auflösungselemente (typisch 128 oder 256) ist, die das rekonstruierte Bild in der y-Achsenrichtung haben wird. Es wird deutlich, daß, obwohl das bevorzugte Ausführungsbeispiel der Pulssequenz in bezug auf programmierbare Gy Gradientenamplituden beschrieben ist, eine Phasenkodierung auch erreicht werden kann, indem Phasenkodierungsgradienten mit programmierbaren AmplitudenDauer-Produkte verwendet werden.
Der Effekt des Gx Gradienten im Intervall 2 besteht darin, die Kernspins um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren, so daß, wenn ein 180º HF Puls im Intervall 3 zu einer Zeit τ nach der mittleren Applikation des 90º HF Pulses angelegt wird, ein Spin-Echo-Signal im Intervall 4 beobachtet wird. Die Zeit des Auftretens des Spin-Echo-Signals TE wird bestimmt durch die Intensität des im Intervall 2 angelegten Gx Gradienten, die Zeit, zu der der 180º Puls angelegt wird, und auch die Amplitude des Gx Gradienten im Intervall 4. Damit beispielsweise ein Spin-Echo bei TE = 2τ nach der mittleren Applikation des 90º HF Pulses im Intervall 1 auftritt, müssen die Amplituden des Gx Gradienten in den Intervallen 2 und 4 so gewählt werden, daß das Integral der Gx Gradientenkurve über einem Zeitintervall q&sub1; gleich dem Zeitintegral der Gx Gradientenkurve über einem Zeitintervall q&sub2; ist. In der in Fig. 2 gezeigten Pulssequenz werden zusätzliche 180º HF Pulse in den Intervallen 5, 7 und 9 angelegt, um so MR Spin-Echo-Signale in Intervallen 6, 8 bzw. 10 zu erzeugen. Die Amplituden aufeinanderfolgender Spin-Echo-Signale sind in der Weise gezeigt, daß sie exponential (wie es durch die Linie 109 in Fig. 2 angedeutet ist) mit einer Geschwindigkeit abnehmen, die proportional zu der Querrelaxationszeit T&sub2; ist. Es sei bemerkt, daß Gradienten-Umkehrtechniken ebenfalls vorteilhafterweise mit dem erfindungsgemäßen Verfahren angewendet werden können, um die Spin-Echo-Signale zu erzeugen.
Räumliche Information in der Richtung der X-Achse wird durch das Anlegen von Auslese-Magnetfeldgradienten-Gx- Pulsen während des Auftretens der Spin-Echo-Signale in den Intervallen 4, 6, 8 und 10 kodiert. Die Wirkung dieser Gradientenpulse besteht darin, daß die Kernspins bei Frequenzen in Resonanz schwingen sollen, die für ihre Lagen in bezug auf die X-Achse charakteristisch sind. Jedes Spin- Echo-Signal wird mit einer Häufigkeit abgetastet, deren Zahl typisch gleich der Zahl von Auflösungselementen (128 oder 256) ist, die das rekonstruierte Bild in der X- Achsenrichtung haben soll. Im Verlaufe einer vollständigen Abtastung der Scheibe 105 durchläuft der Gy Gradient eine Sequenz von beispielsweise 128 programmierbaren Amplituden, so daß 128 unterschiedliche Spin-Echo-Signale in jedem der Intervalle 4, 6, 8 und 10 beobachtet werden. Die Daten, die jedem Satz von Spin-Echo-Signalen in jedem Intervall zugeordnet sind, können zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden. Die Bildpixelwerte werden von den abgetasteten Signalen in einer bekannten Weise unter Verwendung einer zweidimensionalen Fourier-Transformation erhalten (in dem Fall eines zweidimensionalen Fourier- Transformationsschemas).
Fig. 3 zeigt eine Kette von vier Spin-Echo-Signalen, die im wesentlichen identisch mit denjenigen sind, die in Verbindung mit Fig. 3 beschrieben wurden. Die Spin-Echos sind so gezeigt, daß sie exponentiell abfallende Amplituden haben, die entlang einer Linie liegen, die durch IO e-TE/T&sub2; definiert ist. Eine derartige Kette von Spin-Echo-Signalen wird typischerweise für eine Scheibe 105 erhalten, die im wesentlichen stationäre Kernspins hat. Wenn keine Strömung vorhanden ist, gibt es eine vollständige Refokussierung der Kernspins, so daß der Phasenwinkel Φ relativ zur Anfangsphase des Signals null ist. Der Hauptfaktor, der zur Reduzierung der Spin-Echo-Signalamplitude führt, ist der Abfall in der Amplitude der Quermagnetisierung aufgrund von Quer(T&sub2;)relaxation. In der vorliegenden Beschreibung werden die Spin-Echos, die zu Zeiten 2τ, 6τ, 10τ, usw. auftreten, als ungradzahlige Spin-Echos bezeichnet, während Spin-Echo- Signale, die zu Zeiten 4τ, 8τ, 12τ etc. auftreten, als die gradzahligen Spin-Echo-Signale bezeichnet werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Scheibe 105 sorgfältig so gewählt, daß sie in ihrer Ebene denjenigen Abschnitt des Gefäßes 108 enthält, in dem Strömung untersucht werden soll. Wie bereits angegeben wurde, wird die Richtung des Gefäßes so gewählt, daß sie im wesentlichen mit der Richtung des Auslesegradienten zusammenfällt. Die X-Achse wurde beispielsweise als die Richtung gewählt, in der der Gx Auslesegradient angelegt wird, wie es vorstehend in Verbindung mit Fig. 2 beschrieben wurde. Es sei darauf hingewiesen, daß der Auslesegradient auch in einer anderen Richtung angelegt werden könnte, und in dem Fall würde der programmierbare Phasenamplitudengradient (Gy) in einer Richtung orthogonal zum Auslesegradient angelegt. In der Praxis braucht das Gefäß 108 nicht parallel zur Richtung des Auslesegradienten orientiert zu sein. Alles was notwendig ist, ist, daß eine endliche Strömungsgeschwindigkeitskomponente in der Richtung des Auslesegradienten vorhanden ist.
Es wird nun das Verfahren gemäß der Erfindung beschrieben, wobei zunächst auf Fig. 1b Bezug genommen wird, die eine Anordnung von Kernspins 110 zeigt, die mit einer Geschwindigkeit v(x) in der X-Achsenrichtung im Gefäß 108 strömt. Die Scheibe 105 wird der MR Pulssequenz ausgesetzt, die in Fig. 2 gezeigt ist, in der die Richtung des Gx Auslesegradienten mit einer Geschwindigkeitskomponente der vorhandenen Strömung in dem Gefäß zusammenfällt. Wie zuvor werden 180º HF Pulse in der Richtung der Y-Achse orthogonal zur Richtung des B&sub0; Feldes angelegt, um so Spin-Echo- Signale zu Zeiten 2τ, 4τ, 6τ und 8τ zu erzeugen. Die resultierende Spin-Echo-Kette ist in Fig. 4 dargestellt, aus der zu entnehmen ist, daß die ungradzahligen Spin-Echo- Signale, die zu Zeiten 2τ und 6τ auftreten, eine verkleinerte Amplitude relativ zu den gleichen Spin-Echos in Fig. 3 haben. Die ungradzahligen Spin-Echo-Signale, die in Fig. 4 gezeigt sind, fallen entlang einer Exponentialkurve 116 ab, die durch IO' e-TE/T&sub2; definiert ist. Jedoch sind ihre Amplituden stark verkleinert aufgrund der Fluidströmung in Gegenwart des Gx Gradienten. Da die Strömung in dem Gefäß 108 sich durch eine Geschwindigkeitsverteilung auszeichnet, die durch die Natur der Strömung gegeben ist, tritt eine Dephasierung der Kernspins zu einer Zeit auf, wo die ungradzahligen Spin-Echos erwartet werden. Die Dephasierung der Kernspins führt zu einer Verkleinerung in der Spin-Echo-Signalamplitude. Der dephasierende Effekt ist graphisch in Fig. 5 dargestellt, in der Kern-Spin- Isochromate, die schematisch durch Pfeile 112 bezeichnet sind, akkumulierter unterschiedlicher Phasenwinkel Φ&sub1;, Φ&sub2;, Φ&sub3; und Φ&sub4; aufweisen, die durch die unterschiedlichen Strömungsgeschwindigkeiten in Gegenwart des Gx Gradienten verursacht werden.
Die Phasenakkumulation für die ungradzahligen Spin-Echo- Signale wird nun in Verbindung mit Fig. 6 beschrieben, die die 90º und 180º HF Pulse und den Auslese-Gx-Gradienten zeigen, der zwischen HF Pulsen in einer Weise aktiv ist, die ähnlich derjenigen ist, die bereits in Verbindung mit Fig. 2 beschrieben wurde. Die inkrementale Frequenz der Spins, nachdem sie eine Strecke Gx im Gefäß 108 in der Richtung des Gradienten Gx durchlaufen haben, ist d ω. Wenn eine stetige Strömung in dem Gefäß 108 mit einer Geschwindigkeit v angenommen wird, dann kann d ω geschrieben werden
Der akkumulierte Phasenwinkel Φ zu einer Zeit t = τ, in der der erste 180º HF Puls angelegt wird, kann ausgedrückt werden als
Der zur Zeit τ angelegte 180º Puls invertiert das Vorzeichen des Phasenwinkels, so daß die akkumulierten Phasenwinkel während der Periode t = 2τ ausgedrückt werden kann als
In ähnlicher Weise kann der akkumulierte Phasenwinkel während der Intervalle t = 3τ und t = 4τ ausgedrückt werden als
Aus Gleichung (5) und Fig. 6 wird deutlich, daß bei t = 4τ, d. h. der Zeit des Auftretens des ersten gradzahligen Spin-Echo-Signals, der akkumulierte Phasenwinkel gleich null ist. Dies ist in Übereinstimmung mit den beobachteten Spin-Echo-Signalen und in Verbindung mit Fig. 3 und 4 beschrieben, in denen die gradzahligen Spin-Echos nur durch den T&sub2; Abfall gedämpft worden sind, unbeeinflußt durch die Fluidströmung. Die Zunahme in der akkumulierten Phase in Gegenwart des Gx Gradienten mit zunehmender Zeit wird aus Fig. 6 deutlich, aus der hervorgeht, daß die Amplitude des Winkels Φ ansteigt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein reines Strömungsbild generiert durch Addition und Subtraktion von in geeigneter Weise Intensitäts-gewichteter Bilder, die aus ungradzahligen und gradzahligen Spin-Echo-Signalen rekonstruiert sind. Ein bezüglich der Strömung verbessertes Bild könnte erhalten werden, indem Bildpixeldaten, die von gradzahligen Spin-Echo-Signalen abgeleitet sind, summiert werden und Bildpixeldaten, die von ungradzahligen Spin- Echos erhalten werden, subtrahiert werden. Jedoch kann eine exakte Aufhebung der stationären Protonsignale in dieser Weise nicht erhalten werden, weil nachfolgende ungradzahlige und gradzahlige Spin-Echo-Signale nicht gleiche Amplituden haben, wie es aus Fig. 4 hervorgeht.
Es ist zunächst vorteilhaft, Intensitäts-gewichtete Bilder zu betrachten, die unter Verwendung von Spin-Echo- Signaldaten von stationären Protonen erhalten werden. Für die stationären Protonen werden Bildpixelwerte, die von den vier aufeinander folgenden Spin-Echo-Signalen (sowohl ungradzahlig als auch gradzahlig) erhalten werden, durch eine abfallende Exponentialkurve (Fig. 3) bestimmt. In diesem Falle bezeichnen die Spin-Echo-Signale die T&sub2; Abfallkurve:
wobei TE die Echoverzögerungszeit darstellt, d. h. die Zeit zwischen dem ersten 90º Puls und dem Auftreten des Echos, und wobei IO die Spin-Echo-Amplitude zur Verzögerungszeit null (d. h. TE = 0) bezeichnet. Aus den gradzahligen Spin- Echo-Signalen (TE = 4τ, 8τ, usw.) ist es möglich, unter Verwendung bekannter Kurven-anpassender Techniken einen fiktiven Bildpixelwert zu berechnen, der beispielsweise bei TE = 0 beobachtet werden würde. In gleicher Weise wird die gleiche fiktive Echoamplitude aus den ungradzahligen Echos bei TE = 2τ, 6τ, usw. erhalten, da deren Amplituden auf der gleichen Abfallkurve liegen, die in Fig. 3 mit 120 bezeichnet ist. Durch Subtrahieren des Pixelwertes der ungradzahligen Echos von denjenigen der gradzahligen Echos tritt somit eine exakte Signalaufhebung auf. In dem hier beschriebenen Beispiel würden die fiktiven Pixelwerte für TE = 0 berechnet. Jedoch könnten fiktive Pixelwerte auch für Echoverzögerungszeiten TE 0 berechnet werden, solange die von gradzahligen und ungradzahligen Echos abgeleiteten Werte für den gleichen Wert von TE berechnet sind.
Wenn im Gegensatz dazu Strömung vorhanden ist, tritt eine vollständige Refokussierung nur für die gradzahligen Echos auf, die bei TE = 4τ und 8τ erscheinen, wie es in Fig. 4 gezeigt ist. Deshalb sind die berechneten (fiktiven) Spin- Echo-Amplituden zur Zeit TE = 0 unterschiedlich für die gradzahligen und ungradzahligen Spin-Echos. In der Tat gibt es nur eine teilweise Refokussierung des MR Signals bei TE = 2τ, 6τ, usw. Wenn deshalb die fiktive Echoamplitude, die bei TE = 0 beobachtet würde, aus den ungradzahligen Echos berechnet ist, wird ein viel kleinerer Wert IO', der unter Verwendung der mit der Bezugszahl 116 versehenen Abfallkurve berechnet ist, erhalten als der Wert IO, der unter Verwendung der gradzahligen Spin-Echo-Amplituden berechnet ist, die entlang einer mit 118 bezeichneten Kurve abfallen. Im Gegensatz zum Verhalten für die stationären Protonen ist die Differenz zwischen den Werten IO' und IO der extrapolierten T&sub2; Abfallkurve für ungradzahlige und gradzahlige Spin-Echos im Falle strömender Protonen unterschiedlich. Demzufolge bezeichnet das resultierende Differenzbild, das in der vorstehend beschriebenen Weise abgeleitet worden ist, nur die strömenden Kernspins, wogegen diejenigen aufgrund von stationären Kernspins, d. h. sich nicht bewegenden Spins, eine exakte Aufhebung erfahren. Gemäß der Erfindung sind Bilder erhalten worden, unter Verwendung einer Spin-Echo-Kette, in der Echos zu Zeiten TE = 25, 50, 75 und 100 Millisekunden auftraten. Obwohl die Erfindung anhand einer Spin-Echo-Kette beschrieben wurde, die vier Signale aufweist, kann die Erfindung auch mit einer größeren Anzahl von Spin-Echo- Signalen ausgeführt werden.
Aus der vorstehenden Beschreibung wird deutlich, daß gemäß der Erfindung ein Verfahren geschaffen wurde zum Rekonstruieren reiner Strömungsbilder, in denen Beiträge von stationären Kernspins durch Aufhebung beseitigt sind. Das Verfahren zum Rekonstruieren der Strömungsbilder ist kompatibel mit konventionellen Vielfachecho-Protonenbild Rekonstruktionstechniken.
Die Erfindung wurde zwar anhand bestimmter Ausführungsbeispiele beschrieben, dem Fachmann stehen aber noch weitere Modifikationen und Variationen im Rahmen der gegebenen Lehren zur Verfügung. Demzufolge sollte klar geworden sein, daß im Rahmen der Ansprüche die Erfindung auch auf andere Weise als in der speziell beschriebenen ausgeführt werden kann.

Claims

1. Verfahren zum Abbilden einer Kernspinströmung in einem vorbestimmten Objektbereich, der in einem homogenen Magnetfeld angeordnet ist, wobei die Strömung in dem Bereich eine Geschwindigkeitskomponente in der Richtung eines Auslese-Magnetfeldgradienten hat, enthaltend:

(a) Anregen für eine Resonanz von mehreren Kernspins in dem vorbestimmten Bereich des Objektes,

(b) Aussetzen der angeregten Kernspins gegenüber einem phasenkodierenden Magnetfeldgradienten, der mehrere programmierbare Amplitudendauer-Produkte aufweist,

(c) Bewirken, daß die angeregten Kernspins mehrere Spin- Echo-Signale erzeugen, wobei die ungradzahligen Spin-Echo- Signale verkleinerte Amplituden relativ zu den gradzahligen Spin-Echo-Signale haben aufgrund von Strömung in der Gegenwart des Auslese-Magnetfeldgradienten,

(d) Abtasten (Sampeln) der Spin-Echo-Signale in Gegenwart des Auslesegradienten,

(e) Wiederholen im Zuge einer vollständigen Abtastung des vorbestimmten Bereiches der Schritte (a)-(d) für eine Anzahl von Malen, die gleich der Anzahl der programmierbaren Amplitudendauer-Produkte des Phasenkodierungsgradienten ist,

(f) Fourier-Analysierung der graden und ungraden Echosignale, um entsprechende grade und ungrade Bildpixel- Datenarrays zu generieren,

(g) Kombinieren von entsprechenden Intensitäts-gewichteten Bildpixeldaten in den graden und ungraden Pixelarrays, um Bildbeiträge aufgrund von stationären Kernspins zu eliminieren, wobei im wesentlichen nur Signalbeiträge aufgrund von strömenden Spins in dem vorbestimmten Bereich übrigbleiben, und

(h) Anzeigen von Pixeldaten entsprechend strömenden Kernspins.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei beim Kombinieren die tatsächlichen Pixeldaten, die von den ungradzahligen Spin- Echo-Signalen abgeleitet sind, extrapoliert werden und die tatsächlichen Pixeldaten, die von den gradzahligen Spin- Echo-Signalen abgeleitet sind, extrapoliert werden auf eine vorbestimmte Spin-Echo-Zeit TE, so daß die Kombination der extrapolierten Pixelwerte Differenzpixelwerte zur Folge hat, die strömende Kernspins betonen, während stationäre Kernspin-Pixeldaten im wesentlichen aufgehoben werden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei beim Kombinieren die extrapolierten Pixeldaten subtrahiert werden.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei die vorbestimmte Spin-Echo-Zeit so gewählt wird, daß TE = 0.

5. Verfahren nach Anspruch 3, wobei die vorbestimmte Spin-Echo-Zeit so gewählt wird, daß TE 0.

6. Verfahren nach Anspruch 3, wobei beim Anregen der Gegenstand mit einem selektiven HF bzw. RF Puls in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten bestrahlt wird, so daß Kernspins im wesentlichen in dem vorbestimmten Bereich einschließlich aller darin strömenden Kernspins angeregt werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der RE Puls einen selektiven 90º RF Puls aufweist.

8. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Phasenkodierungsgradient in einer Richtung orthogonal zur Richtung des Auslösegradienten angelegt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei der Schritt (c) zum Erzeugen mehrerer Spin-Echo-Signale das Bestrahlen dieses Bereiches mit mehreren 180º RF Pulsen aufweist, die in der Richtung des Phasenkodierungsgradienten angelegt werden.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei in dem Kombinierungsschritt Kurven-anpassende Techniken auf die Spin-Echo-Signale angewendet werden, um die Bildpixeldaten zu berechnen.

11. Einrichtung, wenn geeignet programmiert, zum Ausführen des Verfahrens nach Anspruch 1 zum Abbilden einer Kernspinströmung in einem vorbestimmten Objektbereich, der in einem homogenen Magnetfeld angeordnet ist, wobei die Strömung in dem Bereich eine Geschwindigkeitskomponente in der Richtung eines Auslese-Magnetfeldgradienten hat, enthaltend:

(a) Mittel zum Anregen für eine Resonanz von mehreren Kernspins in dem vorbestimmten Bereich des Objektes,

(b) Mittel zum Aussetzen der angeregten Kernspins gegenüber einem phasenkodierenden Magnetfeldgradienten, der mehrere programmierbare Amplitudendauer-Produkte aufweist,

(c) Mittel zum Bewirken, daß die angeregten Kernspins mehrere Spin-Echo-Signale erzeugen, wobei die ungradzahligen Spin-Echo-Signale verkleinerte Amplituden relativ zu den gradzahligen Spin-Echo-Signale haben aufgrund von Strömung in der Gegenwart des Auslese- Magnetfeldgradienten,

(d) Mittel zum Abtasten (Sampeln) der Spin-Echo-Signale in Gegenwart des Auslesegradienten,

(e) Mittel zum Wiederholen im Zuge einer vollständigen Abtastung des vorbestimmten Bereiches der Schritte (a)-(d) für eine Anzahl von Malen, die gleich der Anzahl der programmierbaren Amplitudendauer-Produkte des Phasenkodierungsgradienten ist,

(f) Mittel zur Fourier-Analysierung der graden und ungraden Echosignale, um entsprechende grade und ungrade Bildpixel- Datenarrays zu generieren,

(g) Mittel zum Kombinieren von entsprechenden Intensitätsgewichteten Bildpixeldaten in den graden und ungraden Pixelarrays, um Bildbeiträge aufgrund von stationären Kernspins zu eliminieren, wobei im wesentlichen nur Signalbeiträge aufgrund von strömenden Spins in dem vorbestimmten Bereich übrigbleiben, und

(h) Mittel zum Anzeigen von Pixeldaten entsprechend strömenden Kernspins.

12. Einrichtung nach Anspruch 11, wobei die Mittel zum Kombinieren Mittel zum Extrapolieren der tatsächlichen Pixeldaten, die von den ungradzahligen Spin-Echo-Signalen abgeleitet sind, und Mittel enthalten zum Extrapolieren der tatsächlichen Pixeldaten, die von den gradzahligen Spin- Echo-Signalen abgeleitet sind, auf eine vorbestimmte Spin- Echo-Zeit TE, so daß die Kombination der extrapolierten Pixelwerte Differenzpixelwerte zur Folge hat, die strömende Kernspins betonen, während stationäre Kernspin-Pixeldaten im wesentlichen aufgehoben werden.

13. Einrichtung nach Anspruch 12, wobei die Mittel zum Kombinieren Mittel enthalten zum Subtrahieren der extrapolierten Pixeldaten.

14. Einrichtung nach Anspruch 13, wobei die vorbestimmte Spin-Echo-Zeit so gewählt ist, daß TE = 0.

15. Einrichtung nach Anspruch 13, wobei die vorbestimmte Spin-Echo-Zeit so gewählt ist, daß TE 0.

16. Einrichtung nach Anspruch 13, wobei die Mittel zum Anregen Mittel enthalten zum Bestrahlen des Gegenstandes mit einem selektiven HF bzw. RF Puls in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten, so daß Kernspins im wesentlichen in dem vorbestimmten Bereich einschließlich aller darin strömenden Kernspins angeregt werden.

17. Einrichtung nach Anspruch 16, wobei der RF Puls einen selektiven 90º RF Puls aufweist.

18. Einrichtung nach Anspruch 16, wobei der Phasenkodierungsgradient in einer Richtung orthogonal zur Richtung des Auslösegradienten angelegt ist.

19. Einrichtung nach Anspruch 18, wobei die Mittel (c) zum Erzeugen mehrerer Spin-Echo-Signale Mittel enthalten zum Bestrahlen dieses Bereiches mit mehreren 180º RF Pulsen, die in der Richtung des Phasenkodierungsgradienten angelegt sind.

20. Einrichtung nach Anspruch 11, wobei die Mittel zum Kombinieren Mittel enthalten zum Anwenden Kurvenanpassender Techniken auf die Spin-Echo-Signale, um die Bildpixeldaten zu berechnen.