DE3908303C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Abbildung von Herzkranzarterien gemäß den Oberbegriffen der Patentansprüche 1 bzw. 4, insbesondere zur nichtinvasiven Abbildung von Herzkranzarterien un­ ter Ausnutzung der kernmagnetischen Resonanz.

Üblicherweise werden Herzkranzarterien mittels der Röntgen­ strahlen-Angiographie abgebildet. Zu diesem Zweck wird mit Hilfe eines Katheters ein Iodkontrastmittel injiziert, wo­ bei der Katheter in eine Fußarterie eingesetzt wird. Die Injektion des Iodkontrastmittels erfolgt für eine kur­ ze Zeit, wobei auf Grund seines Absorptions­ wertes für Röntgenstrahlen eine Abbildung der Herzkranzarte­ rien erhalten wird.

Das obige Verfahren zur Abbildung von Herzkranzarterien wurde in letzter Zeit immer häufiger zur Früherkennung von Herzkrankheiten, z. B. von Herzanfällen und Herzinfarkten, eingesetzt, die in starkem Maße zugenommen haben.

Beim genannten Verfahren ist jedoch eine Operation erfor­ derlich, um den Katheter in die Fußarterie einzusetzen. Der Katheter muß dabei sehr vorsichtig in die Arterie einge­ führt werden, um diese nicht zu verletzen. Eine große Menge ionisierten Kontrastmittels muß darüber hinaus in einer kurzen Zeit verabreicht werden, so daß es zu Fehlbildern kommen kann, wenn Injektion und Aufnahme nicht zeitlich aufeinander abgestimmt sind.

Ohne ein solches Kontrastmittel kommt die Kernspin-Tomogra­ phie aus (siehe beispielsweise DE 35 14 530 A1). Aufnahmen am Herzen werden meist während bestimmter Phasen des Herzzyklus EKG-getriggert durchgeführt, wie in Lackner et al: "Kardio- MRT" in Fortschr. Röntgenstr. 146,3 (1987), S. 249 bis 255 beschrieben.

Bei der konventionellen magnetischen Kernspinresonanz-Tomo­ graphie ist jedoch die Auflösung der vergleichsweise kleinen Herzkranzgefäße meist nicht ausreichend, um Krankheiten diagnostizieren zu können.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Abbildung von Herzkranzarterien zu ermöglichen, ohne daß ein Eingriff in den Körper des Patienten notwendig ist. Dabei soll die Bildqualität ausreichend sein, um eine Diagnose von Herz­ krankheiten zu ermöglichen.

Diese Aufgabe wird von der in den Ansprüchen 1 und 4 gekenn­ zeichneten Erfindung gelöst.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den jeweils nachgeordneten Unteransprüchen gekennzeich­ net.

Nach der Erfindung wird der lebende Körper bzw. Patient zunächst in statischen Magnetfeldern positioniert. Sodann wird der Herzzyklus des Körpers detektiert. Der Herzzyklus wird zur Bestimmung der Herzerweite­ rungsperiode herangezogen bzw. zur Bestimmung eines Zeit­ punkts, zu dem die Differenz bestimmter Para­ meter des Blutes in der Herzkranzarterie und außerhalb der Herzkranzarterie einen Maximalwert er­ reicht. Die Herzkranzarterienabbildung erfolgt dann mittels eines im Körper erzeugten kernmagnetischen Resonanzsignals unter Einstrahlung einer Hochfrequenzenergie in den Körper während der Herzerweiterungsperiode bzw. zu dem genannten Zeitpunkt.

Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen

Fig. 1(A) und 1(B) Querschnitte durch ein Herz eines Pa­ tienten,

Fig. 2 eine Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach der Erfindung,

Fig. 3 ein Flußdiagramm zur Erläuterung des Verfahrens nach der Erfindung,

Fig. 4 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Blutgeschwindigkeit in Abhängigkeit der Zeit,

Fig. 5 Pulsfolgen bei der Abbildung der Herzkranzarte­ rien mittels des kernmagnetischen Resonanzsi­ gnals, und

Fig. 6(A) und 6(B) weitere Pulsfolgen bei dem Verfahren der genannten Art.

Im folgenden wird zunächst der Gedanke näher erläutert, der zur Erfindung geführt hat.

Anatomische Merkmale des Blutflusses durch eine Herzkranz­ arterie werden nachfolgend unter Bezugnahme auf die Fig. 1 näher beschrieben. Die Fig. 1(A) zeigt den Zustand während einer Herzkontraktionsperiode, während die Fig. 1(B) den Zustand während einer Herzerweiterungsperiode zeigt. Zieht sich entsprechend Fig. 1(A) die linke Herzkammer 53 zusam­ men, so ist die Hauptarterienklappe 59 geöffnet. Das Blut fließt also in Richtung des Pfeils 56 in Fig. 1(A), wenn die linke Herzkammer 53 zusammengezogen und die Hauptarte­ rienklappe 59 geöffnet ist. Entsprechend der Fig. 1(B) fließt das Blut in Gegenrichtung 57 innerhalb der Hauptar­ terie 52 und aus der Hauptarterienkammer 58 heraus. Zu die­ ser Zeit ist der Einlaß der Herzkranzarterie 51 erweitert, so daß Blut in die Herzkranzarterie 51 fließen kann. Bei dem in Fig. 1(A) gezeigten Zustand kann nicht so viel Blut in die Herzkranzarterie 51 hineinfließen, die im wesentli­ chen senkrecht zur Hauptarterie 52 verläuft. Das bedeutet, daß sich die Herzpulsphase beim Blutfluß in die gewöhnliche Arterie hinein von derjenigen Herzpulsphase unterscheidet, in der das Blut in die Herzkranzarterie hineinfließt. Die Richtung des Blutflusses in die Herzkranzarterie 51 ist in Fig. 1(B) mit dem Pfeil 55 angegeben. Das Herz ist in Fig. 1 mit dem Bezugszeichen 54 versehen.

Entsprechend der obigen Verhältnisse existieren somit phy­ sikalische Parameter, beispielsweise Geschwindigkeit, Rich­ tung oder Beschleunigung des Blutflusses, die sich stark voneinander unterscheiden, wenn der Blutfluß einmal in Richtung der normalen Arterie (Pfeil 56) und einmal in Richtung der Herzkranzarterie 51 bzw. durch diese hindurch (Pfeil 55) erfolgt. Die Erfindung hat diese Erkenntnis zur Grundlage.

Im folgenden wird eine Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach der Erfindung unter Bezugnahme auf die Fig. 2 im einzelnen beschrieben.

Die Einrichtung nach Fig. 2 enthält eine Gerätegrundeinheit 1 mit einem Elektromagneten 2 aus vier Einzelelektromagne­ ten zur Erzeugung statischer Magnetfelder, einer Gradien­ tenmagnetfeldspule 3 zur Bildung eines magnetischen Feld­ gradienten, einer Bestrahlungsspule 4 zum Abstrahlen von 90°- oder 180°-Hochfrequenzenergiepulsen und eine Empfangs­ spule 5 zum Empfang eines kernmagnetischen Resonanzsignals. In Fig. 2 ist mit dem Pfeil 30 die Richtung einer Z-Achse eines rechtwinkligen Koordinatensystems X, Y, Z bezeichnet. Die Gradientenmagnetfelder werden durch drei X-, Y- und Z- Spulen erzeugt, so daß voneinander unabhängige Magnetfeld­ gradienten in den Richtungen X, Y oder Z vorhanden sind.

Innerhalb dieser Spulen liegt ein zu untersuchenden Körper 7 bzw. Patient, dessen Herzkranzarterien abgebildet werden sollen. Ein Elektrokardiograph 6 ist mit dem zu untersu­ chenden Körper 7 verbunden.

Die Empfangsspule 5 ist mit einem Empfänger 8 verbunden, während die Bestrahlungsspule 4 bzw. Sendespule mit einem Sender 9 verbunden ist. Eine erste Steuereinheit 11 enthält eine Datenerfassungseinrichtung 12, eine Radiofrequenz- Steuereinrichtung 13, eine Bestrahlungsauswahleinrichtung 14 und eine Zeitablaufsteuerung 15. Die Datenerfassungsein­ richtung 12 ist mit dem Empfänger 8 verbunden, während die Bestrahlungsauswahleinrichtung 14 mit dem Sender 9 verbun­ den ist. Die Zeitablaufsteuerung 15 ist jeweils mit der Da­ tenerfassungseinrichtung 12, der Radiofrequenz-Steuerein­ richtung 13 und der Bestrahlungsauswahleinrichtung 14 ver­ bunden. Ferner ist der Elektrokardiograph 6 mit der Zeitab­ laufsteuerung 15 verbunden. Darüber hinaus ist der Ausgang der Radiofrequenz-Steuereinrichtung 13 mit dem Eingang des Senders 9 und mit einem Steuereingang des Empfängers 8 ver­ bunden.

Eine zweite Steuereinheit 16 enthält eine Gradientenmagnet­ feld-Steuereinrichtung 17, die mit der Zeitablaufsteuerung 15 und einer Gradientenmagnetfeld-Versorgungsquelle 10 ver­ bunden ist. Die Gradientenmagnetfeld-Versorgungsquelle 10 versorgt die Magnetfeld-Gradientenspulen mit elektrischer Energie.

Eine dritte Steuereinheit 18 enthält eine Graphik-CRT- Steuerung 19 und eine Tastenfeld-Steuerung 20, die jeweils mit einer Konsole 23 verbunden sind.

Die erste Steuereinheit 11, die zweite Steuereinheit 16 und die dritte Steuereinheit 18 sind über einen gemeinsamen Leitungsbus 21 mit einem Computer 22 verbunden.

Der Elektromagnet 2 kann entweder ein supraleitender Ma­ gnet, ein Magnet mit normaler Leitfähigkeit oder ein Perma­ nentmagnet sein. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ein Elektromagnet mit normaler Leitfähigkeit verwendet. Dieser Elektromagnet ist üblicherweise ein Hohlraum-Elek­ tromagnet zur Erzeugung eines hochgleichförmigen Magnet­ felds. Die magnetische Flußdichte beträgt beim genannten Ausführungsbeispiel 0,15 T (Tesla), während die Magnetfeld­ gleichförmigkeit bei etwa 50 ppm/30 cm dsv (sphärisch) liegt.

Im folgenden wird der Betrieb des in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiels näher beschrieben.

Der Elektromagnet 2 innerhalb der Gerätegrundeinheit 1 er­ zeugt ein statisches Magnetfeld. Der Strom wird von einer entsprechenden Versorgungsquelle geliefert. Der zu untersu­ chende Körper 7 bzw. Patient liegt auf einem nicht darge­ stellten Tisch und wird mit Hilfe der Bestrahlungsspule 4 bestrahlt, die vom Sender 9 mit Energie versorgt wird. Die Frequenz eines Pulssignals wird mittels der Bestrahlungs­ auswahleinrichtung 14 ausgewählt, und zwar unter Kontrolle der Zeitablaufsteuerung 15. Die Gradientenmagnetfeld-Ver­ sorgungsquelle 10 enthält eine Konstantstromquelle mit drei Kanälen zur unabhängigen Erzeugung von drei magnetischen Gradientenfeldern in X-Richtung, Y-Richtung und Z-Richtung. Die magnetischen Gradientenfelder werden an den zu untersu­ chenden Körper 7 pulsartig angelegt, so daß die Einrichtung ein hohes Ansprechvermögen aufweisen muß. Der Magnetfeldgradient wird dem sta­ tischen Magnetfeld überlagert, um eine bestimmte Positions­ information zu erzielen.

Sobald der zu untersuchende Körper 7 mit Hochfrequenzener­ gie bestrahlt wird, wird in ihm ein kernmagnetisches Reso­ nanzsignal (NMR-Signal) erzeugt. Dieses NMR-Signal gelangt über die Empfängerspule 5 zum Empfänger 8 und wird dort de­ tektiert. Beim Auftritt des NMR-Phänomens sind die Phasen­ positionen von Empfänger 8 und Sender 9 präzise zueinander synchronisiert, und zwar durch ein Empfänger-Gatesignal, da die Phaseninformation des NMR-Signals wichtig ist.

Aus den eingangs genannten physikalischen Parametern wird die Blutgeschwindigkeit ausgewählt, um unter Zuhilfenahme dieser Geschwindigkeit eine Herzkranzarterie abbilden zu können. Die Steuereinheiten 11 und 16 führen die laufende Steuerung bei der Abbildung der Herzkranzarterie durch, und zwar unter Berücksichtigung der ebenfalls bereits erwähnten Differenz, die für den ausgewählten physikalischen Parame­ ter erhalten wird.

Die Konsole 23 dient zur Steuerung der gesamten in Fig. 2 gezeigten Einrichtung. Diese Konsole 23 enthält verschiede­ ne Tasten und zwei Kathodenstrahlröhren (CRT′s). Eine CRT wird zur Einstellung der verschiedenen physikalischen Para­ meter verwendet, während die andere CRT zur Darstellung des Bildes benutzt wird.

Der Computer 22 dient zur Hochgeschwindigkeitssteuerung der gesamten Einrichtung sowie zur Erstellung eines Bildes. Er ist mit jeder Steuereinheit über den Leitungsbus 21 verbun­ den. Die Zeitablaufsteuerung 15 ist verantwortlich für die Steuerung der verschiedenen Pulssequenzen, wobei die Haupt­ pulssequenz im Hinblick auf die Kombination eines Hochfre­ quenzpulses und eines Gradienten-Magnetfeldpulses relevant ist.

Nachfolgend wird die Zeitablaufsteuerung im einzelnen er­ läutert. Die Fig. 3 zeigt ein Meßverfahren, das bei der Ab­ bildung der beanspruchten Herzkranzarterie ausgeführt wird, wobei die Differenz der Flußgeschwindigkeit des Bluts er­ mittelt wird, welches durch die Herzkranzarterie und das Herz fließt. Die Fig. 4 zeigt die so ermittelte Differenz hinsichtlich der Blutgeschwindigkeit zwischen dem Blut in der Herzkranzarterie (A) und dem Blut in der linken Herz­ kammer des Herzens (B).

Entsprechend der Fig. 3 wird in einem ersten Schritt S 1 mit Hilfe des Elektrokardiographen 6 die R-Welle im Elektrokar­ diogramm detektiert, wobei das Ergebnis zur ersten Steuer­ einheit 11 übertragen wird. Der Zeitpunkt entspricht dem Zeitpunkt (a) in Fig. 4.

Im Schritt S 2 wird derjenige Zeitpunkt ermittelt, zu dem die linke Herzkammer des Herzens entleert ist. Diese Be­ stimmung erfolgt auf der Grundlage der R-Welle. Der genann­ te Zeitpunkt entspricht dem Punkt (b) in Fig. 4.

Sodann wird in einem nachfolgenden Schritt S 3 die Herz­ kranzarterie abgebildet. Dieser Zeitpunkt entspricht dem Punkt (c) in Fig. 4. Die geeignete Abbildungszeit ist also diejenige Zeit der Herzpulsphase, zu der die Geschwindig­ keitsdifferenz zwischen dem Blut in der Herzkranzarterie und dem in der linken Herzkammer des Herzens den Maximal­ wert erreicht.

Beim vorhandenen Ausführungsbeispiel werden zwei Sequenzen gebildet, wobei die eine Sequenz empfindlich für die Blut­ flußgeschwindigkeit ist und die andere nicht. Schritt S 4 in Fig. 3 zeigt die Herzkranzarterie unter Verwendung der flußunempfindlichen Sequenz und der flußempfindlichen Se­ quenz.

Im nachfolgenden Schritt S 5 wird das von der flußunempfind­ lichen Sequenz erhaltene NMR-Signal von demjenigen der flußempfindlichen Sequenz subtrahiert. Die resultierende Differenz führt zu einer Unterdrückung des NMR-Signals des Herzkörpers und zur Hervorhebung des NMR-Signals der Herz­ kranzarterie, so daß sich eine bessere Abbildung der Herz­ kranzarterie ergibt.

Im Schritt S 6 wird die Herzkranzarterie (coronary artery) auf dem Graphik-CRT der Konsole 23 in Fig. 2 dargestellt.

Die Zeit, zu der das Blut in der linken Herzkammer des Her­ zens ausgegeben worden ist, wird mit Hilfe des Elektrokar­ diogramms und des Computers 22 bestimmt, wobei dem Computer 22 die Daten des Elektrokardiogramms über die Zeitablauf­ steuerung 15 und den Leitungsbus 21 zugeführt werden. In ähnlicher Weise wird auf der Grundlage des Elektrokardio­ gramms auch derjenige Zeitpunkt bestimmt, zu dem die Herz­ kranzarterie abgebildet wird.

Im folgenden werden Details des Verfahrensablaufs zur Ab­ bildung der Herzkranzarterie im einzelnen beschrieben. Da­ bei wird zunächst auf das Abbildungsverfahren unter Anwen­ dung der Kernspinresonanz eingegangen.

Die Fig. 5 zeigt ein Beispiel einer Pulssequenz für die Ab­ bildung. Die oberste Wellenform in Fig. 5 kennzeichnet eine Hochfrequenzwelle 500, also eine Pulswellenform mit Hochfrequenz- Leistung, wobei die Hochfrequenzwelle 500 mittels der Bestrahlungsspule 4 zum Patienten 7 abgestrahlt wird. Ein Signal 510 unterhalb der Welle 500 stellt die verstärk­ te elektromotorische Kraft dar, die in der Empfangsspule 5 erzeugt worden ist. Ein Gradientenmagnetfeld 520 kennzeich­ net einen magnetischen Feldgradienten, der in Richtung des statischen Magnetfelds angelegt wird. Ein Gradientenmagnet­ feld 530 codiert die Phase in Richtung der Y-Achse. Ferner legt ein Gradientenmagnetfeld 540 über die Frequenz die Ko­ ordinate in Richtung der X-Achse fest. Es wird, allgemein gesagt, zur Erzeugung eines Spinechos verwendet und kann daher als Lese-Magnetfeldgradient bezeichnet werden. Eine Zeitachse 550 stellt die Beziehung zwischen der Zeit und den genannten Pulssequenzen in Fig. 5 dar.

Im folgenden wird die Rolle jedes einzelnen Pulses näher beschrieben und das Prinzip der zweidimensionalen Fourier- Transformation-Bildphasenerneuerung.

In Fig. 5 wird eine Sinusfunktion zur Darstellung der Wel­ lenform eines Hochfrequenzpulses verwendet. Die Sinusfunk­ tion kann Fourier-transformiert Rechteck-förmig sein, d. h. sie enthält eine Frequenz in einem begrenzten Bereich. Entsprechend Fig. 5 wird ein Magnetfeldgradientenpuls 560 angelegt, wenn ein 90°-Puls angelegt wird (der 90°-Puls bewirkt, daß der Kernspin um 90° gekippt wird). Da die Re­ sonanzbedingungen für die Kernspinresonanz durch die nach­ folgende Gleichung ausgedrückt werden, wird eine bestimmte Scheibe in Richtung der Z-Achse selektiv angeregt.

Ω₀ = g [H₀+H_G(Z)] (1)

Hierin sind Ω₀ die Winkelgeschwindigkeit am Resonanzpunkt, g ein gyromagnetisches Verhältnis, H₀ die Magnetflußdichte eines statischen Magnetfelds und H_G(Z) die Magnetflußdichte eines Gradientenmagnetfelds in der Position Z.

Bei der normalen NMR-Abbildung wird davon ausgegangen, daß die Scheibe 1 bis 20 mm dick ist, wenn eine selektive Be­ strahlungsfrequenz eingestellt wird. Im vorliegenden Aus­ führungsbeispiel wird ein Spinechosignal 590 durch Anlegen eines 90°-Pulses 570 und durch darauffolgendes Anlegen ei­ nes 180°-Pulses 580 erhalten.

Eine Spinechotechnik wird zur Neueinstellung einer Phase verwendet, welche durch ein inhomogenes Magnetfeld mit ei­ ner scheinbaren transversalen Relaxationszeit T₂ schnell dispergiert. Um ein Signal mit neugeordneter Phase zu er­ halten, ist es erforderlich, den Magnetfeldgradienten umzu­ kehren oder den 180°-Puls 580 zusammen mit dem Magnetfeld­ gradienten anzulegen. Der spätere Halbteil des Magnetfeld­ gradienten 500 führt dazu, daß der Spin außer Phase gerät. Um dieses Außerphasegeraten zu kompensieren, wird ein Gra­ dientenmagnetfeldpuls 560 angelegt, dem ein Kompensations­ puls 600 folgt.

Nachfolgend wird auf die Phasencodierung näher eingegangen. Das Kernspinverhalten beim NMR-Phänomen läßt sich dabei durch die folgenden Elemente beschreiben: (1) Richtung ei­ nes magnetischen Moments, (2) Größe eines magnetischen Mo­ ments, (3) die Anzahl magnetischer Momente, (4) Frequenz eines magnetischen Moments und (5) Phase eines magnetischen Moments. Als statistisches Ergebnis individueller Parameter läßt sich der makrokopische Effekt der Magnetisierung beschreiben. Insbesondere durch Codierung der unabhängigen Phase ist es möglich, Frequenz- und Phasenparameter in Übereinstimmung mit einer Raumkoordinate zu bringen. Der Magnetfeldgradient 530 in Fig. 5 codiert die Phase. Da die Quantität der co­ dierten Phase durch einen integralen Wert eines codierenden Magnetfeldgradientenpulses bestimmt wird, ist es zur Codie­ rung der Phase erforderlich, die Amplitude oder die Breite eines Pulses zu ändern. Die Amplitudenänderung ist in Fig. 5 dargestellt.

Da der Magnetfeldgradient 540 unmittelbar nach Anlegen des 90°-Pulses 570 angelegt wird, konmen die Spins außer Phase. Es muß jedoch berücksichtigt werden, daß der Magnetfeldgra­ dient 540 auch angelegt wird, wenn ein Echosignal gelesen wird, was zu einer Neuordnung der Spinphasen führt, so daß ein starkes Spinechosignal 590 erzeugt wird. Die X-Koordi­ nate steht in linearer Beziehung zur Resonanzfrequenz. Um eine Relation zwischen der Signalintensität und der X-Koor­ dinate zu erhalten, muß daher das Spinechosignal 590 in Richtung der Zeit Fourier-transformiert werden. Das Ergeb­ nis sollte weiter Fourier-transformiert werden, um eine Re­ lation zwischen der Signalintensität und der Y-Koordinate zu erhalten. Im Ergebnis wird ein Signal in der X-Y-Ebene erzeugt. Durch Abbilden der Signalintensität auf der CRT kann daher ein Bild der Scheibe dargestellt werden.

Im folgenden werden unter Bezugnahme auf Fig. 6 weitere Pulssequenzen erläutert.

Die Fig. 6(A) zeigt eine Sequenz, die auf die Blutflußge­ schwindigkeit anspricht, während die Fig. 6(B) eine Sequenz zeigt, die nicht auf die Blutflußgeschwindigkeit anspricht.

Die R-Welle im Elektrokardiogramm ist mit 700 bezeichnet. Sie wird vom Elektrokardiographen 6 erfaßt und zur Zeitab­ laufsteuerung 15 geliefert. Diese R-Welle dient zur Bestim­ mung der Steuerzeit eines Pulssignals für die Herzkranzar­ terienabbildung.

Beim vorliegenden Ausführungsbeispiel wird die Steuerzeit für ein Pulssignal zur Anfertigung eines Herzkranzarterien­ bilds bestimmt. Während der Herzerweiterungsperiode er­ reicht der Blutfluß durch die Herzkranzarterie seinen Maxi­ malwert, während der Blutfluß im Herzen seinen Minimalwert erreicht. In diesem Zustand sendet der in Fig. 2 gezeigte Sender 9 einen 90°-Puls und einen 180°-Puls zur Bestrah­ lungsspule 4 aus, wenn die Radiofrequenz-Steuereinrichtung 13 gesteuert von der Zeitablaufsteuerung 15 ein Steuersi­ gnal zum Sender 9 liefert.

In Fig. 6 ist mit dem Bezugszeichen 570 ein 90°-Puls be­ zeichnet, während ein 180°-Puls das Bezugszeichen 580 trägt. Diese 90°- und 180°-Pulssignale erzeugen das NMR-Si­ gnal 590. Dieses NMR-Signal 590 bzw. Spinechosignal ent­ steht dann, wenn die Kernspins in ihren Ausgangszustand zu­ rückkehren.

Ein Magnetfeldgradientenpuls zur Scheibenselektion trägt das Bezugszeichen 710. Dieser Puls wird in Richtung der Z- Achse angelegt, also in Längsrichtung des Patienten.

Die Gradientenmagnetfeld-Versorgungsquelle 10 in Fig. 2 er­ zeugt den Magnetfeldgradientenpuls für die Scheibenselek­ tion unter Steuerung der Gradientenmagnetfeld-Steuerein­ richtung 17. Die Zeitablaufsteuerung 15 bestimmt, wann der Magnetfeldgradientenpuls zur Scheibenselektion erzeugt wird, und zwar auf der Grundlage der Wellenform des Elek­ trokardiogramms.

Entsprechend der Fig. 6 ist ein Phasencodierpuls mit dem Bezugszeichen 720 versehen, wobei dieser Phasencodierpuls ein Magnetfeldgradientenpuls zur Codierung einer Phase ist. Zur zweidimensionalen Bilddarstellung wird durch Änderung der Amplitude des Phasencodierpulses das NMR-Signal erzeugt und anschließend einer Fourier-Transformation bezüglich der Zeit und der Größe Gx unterzogen. Im Ergebnis wird eine zweidimensionale Information erhalten und somit ein zweidi­ mensionales Bild der Scheibe. Durch Steuerung der Gradien­ tenmagnetfeld-Steuereinrichtung 17 läßt sich somit die Gra­ dientenmagnetfeldspule 3 ansteuern, wenn sie ein Signal von der Gradientenmagnetfeld-Versorgungsquelle 10 empfängt.

Ein Puls 730 wird angelegt, um die infolge der ersten Hälfte des Magnetfeldgradientenpulses 740, der zum Lesen verwendet wird, außer Phase liegenden Spins zu kom­ pensieren. Die Summe der Einflüsse sowohl des Pulses 730 als auch der ersten Hälfte des Pulses 740 auf die Spinphase reduziert sich auf Null für einen stationären Spin, stellt jedoch im Hinblick auf die Geschwindigkeit des Spins eine lineare Funktion dar. Die Sequenz in Fig. 6(A) spricht auf die Spinflußgeschwindigkeit an, ist also empfindlich auf die Flußgeschwindigkeit des Bluts. Der Puls 730 wird daher auch als Flußcodierpuls bezeichnet.

Andererseits werden die Magnetfeldgradientenpulse 750a und 750b als Flußauslöschpulse bezeichnet. Sie dienen der Reduzierung der Summe der Einflüsse auf die Phase der sich bewegenden Spins auf Null durch den Puls 730 und die erste Hälfte des Pulses 740.

Die in Fig. 6(B) gezeigte Sequenz ist unempfindlich auf die Flußgeschwindigkeit des Spins, also auf die Flußgeschwin­ digkeit des Bluts.

Wie bereits erwähnt, verschiebt der Puls 730 in Fig. 6(A) die Phase der sich bewegenden Spins. Die Phase des stationären Spins wird nicht verschoben. Infolge der Auslöschpulse 750a und 750b wird die in Fig. 6(B) gezeigte Sequenz nicht so stark durch den Fluß beeinflußt.

Der in Fig. 2 gezeigte Computer 22 subtrahiert ein durch die Sequenz in Fig. 6(A) erhaltenes NMR-Signal von einem NMR-Signal, das durch die Sequenz nach Fig. 6(B) erhalten worden ist. Das Ergebnis wird über den Leitungsbus 21 zur Graphik-CRT-Steuerung 19 übertragen und dort zur Bilddar­ stellung verwendet. Es wird also das Signal, das durch ei­ nen Spin bei stillstehendem Blut erhalten wird, ausge­ löscht, so daß nur das Signal dargestellt wird, das bei ei­ nem Spin bei strömendem Blut durch die Herzkranzarterie (coronary artery) hindurch erhalten wird. Die Herzkranzar­ terie wird also unter Verwendung sowohl der Sequenz, die auf die Blutflußgeschwindigkeit empfindlich ist, als auch unter Verwendung derjenigen Sequenz, die nicht auf die Blutflußgeschwindigkeit empfindlich ist, abgebildet. Es ist ebenfalls möglich, die Herzkranzarterie auch unter Verwen­ dung anderer physikalischer Parameter abzubilden, z. B. un­ ter Verwendung einer Blutflußphase (Zeitphase), der Blut­ flußrichtung, der Blutflußbeschleunigung, unter Verwendung eines Wirbelflusses oder eines laminaren Flusses oder unter Verwendung einer Blutflußmenge. Die auf die Blutflußbe­ schleunigung empfindliche Sequenz kann einen Sekundärfluß- Codierpuls anstelle des Primärfluß-Codierpulses 730 gemäß dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel verwenden.

Die auf die Blutflußphase empfindliche Sequenz läßt sich wie folgt bilden. Steigt der Blutfluß an, so ändert sich die Phase in starkem Umfang, da die Sequenz die exzessive Änderung eines Gradientenmagnetfelds sensiert. Durch Analy­ sieren der Phase ist es daher möglich, die Richtung des Blutflusses anhand der Phase des Gradientenmagnetfelds zu bestimmen, also anhand der Phase des Empfängers 8. Somit kann das NMR-Signal, das vom Herzen stammt, auf der Grund­ lage der Phaseninformation unterdrückt werden, während sich andererseits das NMR-Signal, das von der Herzkranzarterie stammt, hervorheben läßt, so daß letztlich nur die Herz­ kranzarterie abgebildet wird.

Die auf den Wirbelfluß oder den Laminarfluß ansprechende Sequenz läßt sich wie folgt bilden. Eine phasenzerstreuung erfolgt beim Wirbelfluß. Dagegen erfolgt keine Phasenzer­ streuung, wenn sich die Phase regulär ändert. Phasenzer­ streuung oder keine Phasenzerstreuung stellen somit den Schlüssel zur Unterscheidung des Wirbelflusses (eddy flow) vom Laminarfluß (laminar flow) des Bluts dar. Die Phasen­ zerstreuung läßt sich auch als "Dephasing" bezeichnen.

Claims (5)

1. Verfahren zur Abbildung von Herzkranzarterien eines Patienten mittels kernmagnetischer Resonanz, mit folgenden Schritten:
Positionieren des Patienten in einem statischen Magnet­ feld,
Detektieren des Herzzyklus,
Bestimmen der Herzerweiterungsperiode auf der Grundlage des detektierten Herzzyklus,
Erzeugen zweier kernmagnetischer Resonanzsignale, von denen eines, auf Grund der zur Anregung gewählten Pulssequenz eine vom Blutfluß abhängige Komponente aufweist, die in dem anderen Resonanzsignal im wesentlichen fehlt, und
Subtrahieren beider Resonanzsignale voneinander, um ein die Herzkranzarterie darstellendes Signal zu erhalten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die genannte Resonanz­ signalkomponente von der Phase, der Richtung, der Geschwin­ digkeit, der Beschleunigung, der Wirbelströmung (dem Wirbel­ fluß), der Laminarströmung (dem Laminarfluß) oder der Flußra­ te des Blutes abhängig ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Herzzyklus elektrokardiographisch detektiert wird.

4. Vorrichtung zur Abbildung einer Herzkranzarterie eines Patienten mittels kernmagnetischer Resonanz, mit
einem statischen Magnetfeldgenerator (2),
einem Herzzyklus-Detektor (6), zur Bestimmung der Herz­ erweiterungsperiode des Herzzyklus,
einer kernmagnetischen Resonanzeinrichtung (3 bis 17), zur Gewinnung kernmagnetischer Resonanzsignale,
dadurch gekennzeichnet,
daß die kernmagnetische Resonanzeinrichtung (3 bis 17) zwei Resonanzsignale gewinnt, von denen eines, auf Grund der zur Anregung gewählten Pulssequenz eine vom Blutfluß abhän­ gige Komponente aufweist, die in dem anderen Resonanzsignal im wesentlichen fehlt, und
daß eine Subtrahiereinrichtung (22) zur Subtraktion der beiden genannten Resonanzsignale voneinander vorgesehen ist, um ein die Herzkranzarterie darstellendes Signal zu erhal­ ten.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Herzzyklusdetektor (6) ein Elektrokardiograph ist.