DE4042212A1

DE4042212A1 - Magnetresonanz-abbildungseinrichtung

Info

Publication number: DE4042212A1
Application number: DE4042212A
Authority: DE
Inventors: Goesta Jakob Ehnholm
Original assignee: Instrumentarium Oyj
Current assignee: Instrumentarium Oyj
Priority date: 1989-12-29
Filing date: 1990-12-29
Publication date: 1991-07-04
Also published as: FI906290A0; JP2957013B2; US5144238A; FI906290A; FI89213C; GB9027136D0; JPH04138130A; GB2240628B; GB2240628A; GB8929300D0; FI89213B

Description

Die Erfindung betrifft Verbesserungen bei Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung, insbesondere Magnetresonanz-Abbil dungen, die durch Elektronenspinresonanz verstärkt sind, sowie eine hierfür geeignete Einrichtung.

Die Magnetresonanz-Abbildung (MRI) ist eine eingriffslose Abbildungstechnik, die in wachsendem Maße durch Ärzte für medizinische Diagnosezwecke akzeptiert wird. Die Technik wurde durch Lauterbur entwickelt, der die ersten Magnetresonanz (MR)-Bilder 1973 veröffentlichte. Um 1985 waren wenigstens 500 MR-Abbildungseinrichtungen zur Benutzung in Kliniken weltweit eingesetzt worden (siehe z. B. Lauterbur, Nature 242: 190-191 (1973), Steinberg, A.J.R. 147: 453-454 (1986) und Steiner, A.J.R. 145: 883-893 (1985)).

MR-Bilder werden durch Verarbeitung der MR-Signale erzeugt, die von einem Untersuchungsobjekt, beispielsweise einem menschlichen Körper oder einem Tierkörper, detektiert werden, der in einem Magnetfeld angeordnet ist und Strahlungsimpulsen ausgesetzt ist, typischerweise einer Hochfrequenz-(RF)-Strah lung bei einer Frequenz, die ausgewählt wurde, um MR-Übergänge in ausgewählten Atomkernen, deren Spin nicht Null ist (den "abbildenden Atomkernen"), in dem Untersuchungsobjekt anzuregen.

Um räumliche Information in den MR-Signalen während des Ab bildungsvorgangs zu kodieren, wird das Magnetfeld, welches das Untersuchungsobjekt erfährt, durch Beaufschlagung magne tischer Feldgradienten auf ein gleichförmiges Primärmagnet feld B₀ modifiziert. So wird zum Beispiel, da die Resonanz frequenz eines abbildenden Kerns von der Stärke des Magnet felds (B) abhängt, in dem er liegt, sowie natürlich von Faktoren wie der chemischen Umgebung und der Isotopeneigen schaften des Kerns (die z. B. ¹H, ¹³C, ¹⁹F sein können), durch Beaufschlagung eines Feldgradienten in der z-Richtung auf das Untersuchungsobjekt während Zeitabschnitten, während denen das Untersuchungsobjekt Impulsen der MR-Übergangs-erregenden Strahlung ausgesetzt ist, die Position und die Weite in z- Richtung der Scheibe durch das Untersuchungsobjekt in der xy- Ebene, von der die MR-Signale ausgesendet werden, bestimmt durch die Stärke des Primärfeldes B ₀, den anliegenden Feld gradienten dB/dz und die Frequenz und Bandbreite der erregenden Impulse.

Eine nachfolgende Beaufschlagung weiterer Feldgradienten in dem Zeitabschnitt (Periode) zwischen dem initiierenden Impuls der MR-Übergangs-erregenden Strahlung und dem Zeitabschnitt (Periode), während der das MR-Signal detektiert wird und auch während dieser Periode der Detektion kann ähnlich x und y Rauminformation in das MR-Signal kodieren.

Es gibt mehrere verschiedene Kodiertechniken, die nach dem Stand der Technik bekannt sind, aber alle beruhen darauf, daß auf das Primärfeld Feldgradienten verschiedener Stärken und/oder in verschiedenen Richtungen in bestimmten Folgen innerhalb der MR-Übergangs-Erregungs-/MR-Signaldetektionszyklen beaufschlagt werden.

Darüber hinaus können durch Verwendung verschiedener Impuls- und Detektionsfolgen z. B. Spinecho-, Spininversion-, Spin wiederherstellungs-, usw., verschiedene Arten von MR-Bildern aus den detektierten Signalen erzeugt werden, z. B. Bilder, in denen die Pixelintensität der Dichte der abbildenden Atomkerne in dem entsprechenden Volumenelement des Untersuchungsobjekts (z. B. Protonendichtebilder), T₁- und T₂-Bilder proportional ist.

Für eine allgemeine Erörterung der Grundlagen der MRI wird Bezug genommen auf Aufsätze von Bottomley, Rcv. Sci. Instrum. 53: 1319-1337 (1982), Hinshaw et al., Proc. IEEE 71: 338-350 (1983), House IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-27: 1220-1226 (1980), Koutcher et al. J. Nucl. Med. 25: 371-382 (1984), Mansfield et al. in: "Advances in Magnetic Resonance" ("Fortschritte in Magnetresonanz"), herausgegeben bei Waugh, Academic Press, New York (1982), Twieg, Med. Phys. 10: 610-621 (1983) und Kean et al. "Magnetic Resonance Imaging" ("Magnetresonanz- Abbildung"), Heinemann, London (1986).

In einem MR-Bildgerät wird das magnetische Primärfeld B ₀ konventionell durch einen supraleitenden Magneten, einen mit einem Widerstand behafteten Magneten oder einen Permanent magneten erzeugt. Die Wahl der magnetischen Primärfeldstärke, die bei der MRI benutzt wird, beeinflußt die Qualität und die Eigenschaften der Bilder, die erzeugt werden können, und beein flußt außerdem die Bildaufnahmezeit sowie die Herstellungs- und Betriebskosten des MR-Bildgeräts. Zum Beispiel bewirkt die Verwendung stärkerer Primärfelder bei einem gegebenen Bildaufnahmeverfahren bessere Signal/Rauschverhältnisse (SN). Demzufolge sind die bisher besten MR-Bilder durch Verwendung der starken magnetischen Primärfelder erzielt worden, die durch supraleitende Magnete erzeugt werden können. Dies beruht darauf, daß solche Magnete sehr starke, stabile und homogene Felder abgeben, wobei sie gleichzeitig eine gewisse Abschirmung gegen äußere magnetische Störfelder bilden. Der Nachteil dieser Magnete ist jedoch, daß sie sehr teuer und sehr schwierig zu warten sind sowie außerdem, daß man nun erkannt hat, daß mit der Benutzung hoher Feldstärken Gefahren verbunden sind.

Bei niedrigeren Feldstärken, z. B. 2000 Gauss (0,2T), können widerstandsbehaftete Magnete benutzt werden, die bei Feld stärken von 200 Gauss (0,02T) oder weniger recht kostengünstig sind sowie einfach zu betreiben und zu installieren sind. Bei niedrigen Feldstärken entstehen jedoch technische Probleme, insbesondere das schlechte Signal/Rauschverhältnis, welches aus der niedrigen MR-Signalamplitude und Frequenz resultiert.

Dieses technische Problem wurde in verschiedener Weise ange gangen. So haben z. B. Hafslund Nycomed in WO-A-88/10 419 und Lurie et al. in J. Magn. Reson. 76: 360-370 (1988) die Ver wendung dynamischer Polarisation beschrieben, die durch Stimulation gekoppelter ESR-Übergänge (ESR transitions) zur Erhöhung der MR-Signalstärke erzeugt werden, und Stepisnik et al. in Society of Magnetic Resonance in Medicine, 7. Jahres treffen, 20.-26. August 1988, Seite 1060, vorgeschlagen, daß die Polarisation dadurch verstärkt wird, daß die abbildenden Atomkerne mit einer höheren Magnetfeldstärke gepulst werden, bevor die MR-Signale detektiert werden. Es ist auch möglich, das Signal/Rauschverhältnis durch Herabsetzen des Rauschens des MR-Signaldetektors, der HF-Empfängerspule, durch deren Kühlung mit flüssigem Stickstoff und/oder durch deren Herstel lung aus einem supraleitenden Material zu erhöhen.

Durch die Benutzung des dynamischen Polarisationseffekts bei der Elektronenspinresonanz verstärkten Magnetresonanz-Abbil dung (ESREMRI) wird die MR-Signalfeldstärke durch einen Faktor (E) verstärkt, deren absoluter Betrag von verschiedenen Faktoren abhängt, jedoch in der Praxis 100 oder mehr betragen kann.

Bei der ESREMRI dient ein paramagnetisches Material (ein "Kontrastmittel") als Quelle für die ESR-Übergänge. Es wird im allgemeinen in das abzubildende Objekt, beispielsweise einen menschlichen oder anderen, z. B. Säugetier-Körper oder ein unbelebtes Untersuchungsobjekt eingeführt, bevor die Abbildung erfolgt. Das Objekt wird einer ersten Strahlung einer Frequenz und Amplitude ausgesetzt, die so gewählt sind, daß sie einige oder alle ESR-Übergänge des Kontrastmittels anregen. (Dies ist im allgemeinen ungefähr eine Mikrowellen-Frequenz, die der Einfachzeit halber im folgenden als MW-Strahlung bezeichnet wird.) Zur Erzeugung des MR-Bilds wird das Objekt einer zweiten Strahlung mit einer Frequenz ausgesetzt, die so gewählt ist, daß sie Kernspinübergänge in den abbildenden Atomkernen anregt. (Dies ist im allgemeinen ungefähr eine HF- Frequenz, die deswegen im folgenden der Einfachheit halber als HF-Strahlung bezeichnet wird.) Das Pulsen und die Zeit folge der HF-Strahlung und die Beaufschlagung der magnetischen Feldgradienten zum Erzielen von MR-Signalen, aus denen die ESR-verstärkten MR-Bilder erzeugt werden können, können, wie in WO-A-88/10 419 beschrieben, wie bei der herkömmlichen MRI beschaffen sein.

Das Endresultat ist ein verstärktes MR-Bild, welches Volumina des Objekts zeigt, die das Kontrastmittel enthalten, wobei die Signalstärke durch den Faktor E verstärkt ist, der theoretisch die Höhe von 330 erreichen kann.

Die ESREMRI hat so den Vorteil, daß das Signal/Rauschver hältnis des Bildes erheblich verbessert ist. Gute Bilder können deswegen bei verhältnismäßig niedrigen Werten des magnetischen Primärfeldes geschaffen werden. Ein anderer Vor teil besteht darin, daß die Bilder die Teile des Untersuchungs objekts, die das Kontrastmittel enthalten, sehr viel stärker als die Teile zeigen, die kein Kontrastmittel enthalten. Dies ist insbesondere zur Untersuchung dynamischer Ströme in einem Untersuchungsobjekt oder Patienten vorteilhaft.

Die ESREMRI hat jedoch auch Grenzen. Eine besteht eindeutig in der Tendenz der MW-Strahlung, das Objekt aufzuheizen. So ist für ein Objekt gegebener Größe und Form und für ein gegebenes abgebildetes Volumen die von dem Objekt absorbierte Leistung P_a proportional den Quadratwerten der Amplitude A_m und Frequenz F_m der MW-Strahlung. So gilt

P_a = K₀ · F_m² · A_m₂ · D_m (1)

worin sind:
K₀ eine Konstante, D_m die Einwirkungszeit der MW-Strahlung, d. h. der relative Anteil an der gesamten Abbildungszeit, während der das Objekt der MW-Strahlung ausgesetzt ist. Die Einwirkungszeit ist in die Gleichung (1) eingeführt, da die MW-Aufheizung begrenzt werden kann, indem die MW-Strahlung in kurzen Impulsen erfolgt. P_a ist so effektiv ein in dem Gewebe gemittelter MW-Leistungsabsorptionswert. Diese Art der Mittelwertbildung kann über eine Zeitspanne von 0,1 Stunden entsprechend den ANSI C95.1-1982 Sicherheitswerten erfolgen. Die Leistungsabsorption muß gering genug sein, damit die spezifische Absorptionsrate (SAR) die Sicherheitswerte nicht übersteigt. (Definitionen und empfohlene Höchstwerte der SAR sind durch verschiedene nationale Gremien vorgegeben, bei spielsweise in den USA durch die Federal Drug Administration.)

Ein anderes Problem oder eine Begrenzung der ESREMRI betrifft das "natürliche" Bild, d. h. das unverstärkte Bild, z. B. das Bild, dessen Objektteile kein Konstrastmittel enthalten. Um ein zu hohes Aufheizen zu vermeiden, sollte ein ziemlich niedriger Wert der Frequenz F_m der MW-Strahlung gewählt werden, was zwangsläufig das magnetische Feld B _e begrenzt, für welches die Elektronen bei der Frequenz F_m in Resonanz sind, da F_m proportional B_e ist. Wie erläutert, kann durch Pulsen der MW-Strahlung D_m verringert werden, womit höhere Werte von F_m toleriert werden können, jedoch nur bis zu einer praktischen Grenze. Aus der Gleichung (1) kann ersehen werden, daß diese Grenze recht stark durch A_m, der MW-Amplitude beeinflußt wird, die zur angemessenen Stimulation oder Sättigung der ESR-Linie benötigt wird. Bekannte paramagnetische Substanzen, z. B. Nitroxid-stabile, freie Radikale benötigen recht hohe A_m-Werte, die sich in Wärmeeingabe ausdrücken. Selbst mit verbesserten Kontrastmitteln, z. B. Deuteronen-stabilen, freien Radikalen, wie von Hafslund Nycomed in Wo-A-90/00 904 erörtert, muß das Aufheizen nach wie vor in Betracht gezogen werden.

Die Tatsache, daß das Vermeiden einer zu hohen MW-Aufheizung verhältnismäßig niedrige zu verwendende Magnetfeldstärken erforderlich macht, bedeutet, daß Kernpolarisation, die der Feldstärke proportional ist, herabgesetzt wird und demgemäß die MR-Signalfeldstärke und Bildqualität ebenfalls reduziert sind. ESREMRI-Bilder sind wegen der großen MR-Signalverstärkung immer noch gut; jedoch ist die Qualität der natürlichen Bilder proplematisch. Für praktische klinische Anwendungen ist es sehr wünschenswert, auch gute natürliche MRI-Bilder zu erhalten, da sonst die Bedeutung der ESREMRI-Bilder mit betonten, Kontrastmittel enthaltenden Bereichen beschränkt sein kann.

Nach dem Stand der Technik sind zwei Verfahren vorgeschlagen worden, durch die ESREMRI und angemessene natürliche MR- Bilder erzeugt werden können, ohne daß hierzu das Objekt von einem ESREMRI-Bildgerät zu einem herkömmlichen MRI-Bildgerät bewegt wird - ein Vorgang, der keine unmittelbare Erzeugung exakt übereinander zusammensetzbarer ESREMRI und natürlicher MR-Bilder gestattet. Diese beiden Verfahren schließen einen raschen Wechsel des magnetischen Primärfelds zwischen einem Wert, bei dem Kernspinübergänge durch die HF-Strahlung stimu liert werden und die MR-Signale detektiert werden und einem zweiten Wert, bei dem nach einem Verfahren Kernpolarisation erzeugt wird und nach dem anderen Verfahren MW-Anregung erzeugt wird, ein.

Nach dem ersten dieser Verfahren wird die Vorgehensweise nach Stepisnik et al. (siehe oben) angewendet, und das magnetische Primärfeld wird schnell zwischen einem hohen Wert B_p für eine Kernpolarisationsperiode, die während einer Zeit in der Größenordnung T_1p andauert, der abbildenden Kern Spin-Gitter Relaxationszeit, und einem Wert niedrigen Wert B₀, während einer Abbildungsperiode, in der der Anregungs-Detektionszyklus des ESREMRI oder natürlichen MR-Bilderzeugung bewirkt wird, periodisch gewechselt. Während der Polarisationsperiode wird den abbildenden Kernen ein genügend hoher Polarisationsgrad erteilt, der in die Abbildungsperiode durch raschen Wechsel des Primärfelds von B_p auf B₀ innerhalb einer Periode über tragen wird, die wesentlich kürzer als T_2p ist, der abbilden den Kern Spin-Spin Relaxationszeit. Auf diese Weise konnte ein Wert B₀ gewählt werden, der genügend niedrig im Hinblick auf das tolerierbare MW-Aufheizen ist, während er noch genügend Kernpolarisation für brauchbare natürliche MR-Bilder bewirkt.

Nach dem zweiten Verfahren wird die Vorgehensweise nach Sepponen angewandt (siehe finnische Patentanmeldung 8 83 153) oder nach Lurie et al. (siehe J. Mag. Reson. 84: 431 (1989) und Society of Magnetic Resonance in Medicine, 8. Jahres treffen, Seite 329). Dabei wird das magnetische Primärfeld rasch zwischen einem niedrigen Wert B_e für eine ESR-Sättigungs periode, die während einer Zeit der Größenordnung T_1p andauert, während der das Objekt einer verhältnismäßig niedrigen Frequenz MW-Strahlung ausgesetzt wird, um dynamische Kernpolarisation der abbildenden Kerne hervorzurufen, wobei eine verhältnis mäßig niedrige MW-Aufheizung auftritt, und einm hohen Wert B₀ für eine Abbildungsperiode zyklisch gewechselt, bei der der Anregungs-Detektionszyklus der MR-Bilderzeugung bewirkt wird. Durch Auswahl eines genügend hohen Wertes von B₀ kann ein ursprüngliches MR-Bild einer angemessenen Qualität erzeugt werden.

Diese beiden Verfahren haben jedoch einen schwerwiegenden Nachteil insofern, als sie ein rasches zyklisches Wechseln des Primärfelds erfordern. Es ist jetzt anerkannt, daß dieses Problem wirksamer durch ESREMRI-Geräte gelöst werden kann, die Mittel zum Erzeugen eines magnetischen Primärfelds eines ersten Werts während der ESREMRI-Kernspinübergangs-Resonanz signaldetektionsperioden und Mittel zum Erzeugen eines magne tischen Primärfelds eines zweiten und höheren Werts während Kernspinübergangsanregungs-Resonanzsignaldetektionsperioden zur Erzeugung der ursprünglichen MR-Bilder aufweisen.

Nach einem Aspekt der Erfindung ist eine ESREMRI-Einrichtung vorgesehen, die Mittel zum Erzeugen eines magnetischen Primär felds eines ersten Werts während Perioden von Kernspinüber gangsanregung und magnetischer Resonanzsignaldetektion zur Erzeugung der ESREMRI-Bilder eines Objekts aufweisen, sowie Mittel zum Erzeugen eines magnetischen Primärfelds eines zweiten und höheren Werts während Perioden von Kernspinüber gangsanregung und magnetischer Resonanzsignaldetektion zur Erzeugung ursprünglicher MR-Bilder des Objekts und vorzugs weise auch Mittel aufweisen zum Kombinieren, d. h. Übereinander setzen der so erzeugten ESREMRI-Bilder und ursprünglichen MR- Bilder.

Nach einem weiteren Aspekt besteht die Erfindung in einem Verfahren zum Erzeugen eines magnetischen Resonanzbilds eines Objekts, wobei das Verfahren das Erzeugen eines ESREMRI-Bilds wenigstens eines Teils des Objekts aus magnetischen Resonanz signalen beinhaltet, die detektiert werden, während das Objekt einem magnetischen Primärfeld eines ersten Werts ausgesetzt wird und die Erzeugung eines ursprünglichen MR- Bilds wenigstens eines Teils des Objekts aus magnetischen Resonanzsignalen beinhaltet, die während der Beaufschlagung des Objekts mit einem magnetischen Primärfeld eines zweiten und höheren Werts detektiert werden und vorzugsweise weiterhin die Erzeugung eines kombinierten Bilds durch Kombination, d. h. Übereinandersetzen der ESREMRI-Bilder und ursprünglichen MR-Bilder beinhaltet.

Um den MW-Aufheizeffekt zu minimieren, ist die erfindungs gemäße Einrichtung vorzugsweise mit Mitteln zum zyklischen Wechseln des Primärfelds zwischen seinen ersten und zweiten Werten versehen, z. B. bei einer Frequenz, so daß die MW-Beauf schlagung des Objekts niedriger als 2 W/kg Körpergewicht für jeweils eine Zeitspanne von 6 Minuten gehalten wird. Solche Mittel zum Wechseln oder Umschalten können unkompliziert durch einen Rechner gebildet werden, der so eingerichtet ist, daß er den Betrieb der Abbildungseinrichtung als Ganzes steuert. Vorzugsweise wird das Wechseln bzw. Umschalten rasch durchgeführt, wobei das Wechseln z. B. zwischen 1-60 Sekunden benötigt. Vorzugsweise wird das Wechseln bzw. Umschalten so durchgeführt, daß die Zeitdauer der Beaufschlagung des Primär felds bei dessen erstem Wert, der ESREMRI-Periode genügend lang dauert, um wenigstens ein ESREMRI-Bild zu erzeugen, während die Periode zu dem zweiten Wert nur auszureichen braucht, um einen Teil des Signaldatensatzes zu detektieren, der zur Erzeugung eines ursprünglichen Bildes notwendig ist. Auf diese Weise kann eine zeitabhängige ESREMRI-Bildfolge in Beziehung zu einem ursprünglichen Bild gesetzt werden, welches zeitgemittelt während derselben Gesamtzeit (Gesamtzeitperiode) ist. Deswegen wird es für das erfindungsgemäße Verfahren bevorzugt, eine sogenannte schnelle Bildtechnik, z. B. eine Schnappschuß Technik für die ESREMRI-Bilderzeugung zu verwenden.

In der Einrichtung und nach dem Verfahren gemäß der Erfindung können schnelle Umschalt- bzw. Wechseltechniken ähnlich denen nach Stepisnik et al. (siehe oben) und/oder Sepponen (siehe oben) ebenfalls verwendet werden. Jedoch wird hiervon aus Gründen, die weiter unten erörtert werden, im allgemeinen kein Gebrauch gemacht. Wenn jedoch davon Gebrauch gemacht wird, kann zur Erzeugung des ESREMRI-Bildes das Primärfeld zwischen einem dritten Wert für die ESR-Anregungsperiode und dem ersten Wert für die Abbildungsperiode zyklisch geändert werden, wobei der dritte Wert niedriger als der erste Wert ist. Zusätzlich oder alternativ kann zur Erzeugung des natür lichen MR-Bildes das Primärfeld zwischen einem vierten Wert für die Polarisationsperiode und dem zweiten Wert für die Abbildungsperiode zyklisch geändert werden, wobei in diesem Fall der vierte Wert größer als der zweite Wert ist. So kann der Apparat, wenn gewünscht, mit Mitteln ausgestattet werden, die dazu ausgebildet sind, magnetische Primärfelder der dritten und/oder vierten Werte zu erzeugen.

Die erfindungsgemäße Einrichtung ist mit verschiedenen Kompo nenten auszustatten, die zur Erzeugung der ESREMRI- oder natürlichen MR-Bilder notwendig sind. Er kann z. B. strukturelle Komponenten, wie in den Zeichnungen der WO-A-88/10 419, um fassen, auf die hiermit ausdrücklich Bezug genommen wird. So umfaßt er zweckmäßiger Weise Mittel zur Beaufschlagung mit einem Magnetfeldgradienten, MW- und HF-Strahlung beaufschla gende Mittel, HF-Strahlungsdetektionsmittel und Mittel zum Erzeugen von Bildern von den detektierten MR-Signalen, im allgemeinen einen Rechner, der zweckmäßigerweise auch den Betrieb der verschiedenen Felderzeugungsmittel, Strahlungser zeugungsmittel und Strahlungsdetektionsmittel steuert. Diese Komponenten sind insoweit herkömmlicher Art und brauchen daher hier nicht im einzelnen beschrieben zu werden.

Die erfindungsgemäße Einrichtung ist zweckmäßig mit einheitlichen (kombinierten) oder getrennten Mitteln zum Erregen und/oder Detektieren der Magnetresonanzsignale zum Erzeugen der verstärkten und natürlichen Magnetresonanz- Bilder ausgestattet.

In einer bevorzugten Ausführungsform kann die erfindungsgemäße Einrichtung mit Mitteln zum Erzeugen von MW-Strahlung ausge stattet sein, die dazu geeignet sind, gleichzeitig mehr als einen ESR-Übergang in dem Kontrastmittel zu stimulieren, beispielsweise einem Breitbandsender oder besonders bevorzugt, Mittel zum Abstrahlen von MW-Strahlung in zwei oder mehr Frequenzbändern.

Die Mittel zum Erzeugen der verschiedenen magnetischen Primärfelder können einheitlich dieselben oder verschiedene Komponenten der Einrichtung sein. Ähnlich können die Mittel zum Beaufschlagen und Detektieren der HF-Strahlung für ESREMRI-Bilderzeugung und zur natürlichen MR-Bilderzeugung dieselben oder verschiedene sein.

Die diagnostizierende Person muß nicht unbedingt oder will nicht die einzelnen ESREMRI- oder natürlichen MR-Bilder sehen, sondern wird das (hieraus) kombinierte Bild als aus reichend empfinden. Die nach dem erfindungsgemäßen Verfahren erzeugten Bilder brauchen daher nicht in individuell sicht barer Form erzeugt zu werden, sondern können statt dessen einfach als Datensätze vorliegen, die verarbeitet werden können, um ein körperliches Bild zu bilden. Die Datensätze können zweckmäßig in einem Rechnerspeicher oder in anderen Datenspeichern gespeichert werden.

Nach einer bevorzugten Ausführung der Erfindung ist die Spule oder sind die Spulen, die zur Detektion der Magnetresonanz signale (der frei induzierten, abklingenden Signale) und wahl weise auch zur Übertragung der Kernspinübergangs-anregenden Strahlung (der HF-Strahlung) zu dem Objekt benutzt werden, dieselben sowohl für die ESREMRI- und ursprüngliche MR-Bild erzeugung. In diesem Fall ist die Einrichtung mit Mitteln zum Wenden der HF-Spulen zwischen ESREMRI- und ursprünglichen MR- Bilderzeugungsperioden versehen oder alternativ dazu mit Breitbandspulen, die kein Wenden erforderlich machen. In einer alternativen, bevorzugten Ausführung ist die erfindungs gemäße Einrichtung mit zwei austauschbaren HF-Spulen (oder Spulensätzen) versehen, von denen der erste zum Betrieb während ESREMRI-Abbildungsperioden ausgebildet ist und die zweite zum Betrieb in den natürlichen MR-Abbildungsperioden. Die beiden Spulen oder Spulensätze können z. B. dadurch aus tauschbar sein, daß jede von ihnen mechanische Führungen aufweist, so daß sie in oder aus einer Betriebsstellung im Bedarfsfall bewegt werden kann.

In jedem Fall kann der erfindungsgemäße Apparat so von einer ESREMRI-Bilderzeugungsbetriebsart in eine ursprüngliche MR- Bilderzeugungsbetriebsart ohne Bewegung des Objekts umge schaltet werden, wobei insbesondere die Position des Objekts bezüglich der den magnetischen Feldgradienten hervorrufenden Spulen beibehalten wird.

Die Auswahl der bevorzugten Größe des ersten Werts der Primär feldstärke (derjenigen während der ESREMRI-Abbildungsperioden) wird im allgemeinen einen Kompromiß darstellen, insbesondere dann, wenn die ESR-Anregung durch Benutzung desselben Primär felds erfolgt. Die dabei erhaltene Zahl soll so hoch wie möglich innerhalb der Sicherheitsgrenzen sein, die durch die MW-Aufheizung gesetzt sind. Dabei ist zu berücksichtigen, daß die MW-Strahlungsamplitude in dem abzubildenden Bereich hoch genug ist, um die ESR-Übergänge bzw. den ESR-Übergang in genügender Weise anzuregen, um eine brauchbare Signal/Rausch verhältnisverbesserung, d. h. Sättigung des Übergangs bzw. der Übergänge zu dem Punkt zu erhalten, bei dem die Verbesserung weniger als proportional der MW-Amplitude wird. Außerdem soll dabei in Betracht gezogen werden, daß vorzugsweise aus prak tischen Gründen die MW-Einwirkungszeit vorzugsweise 20% nicht überschreiten soll; besonders bevorzugt beträgt die Einwirkungszeit bis 10%, speziell 5-10% und im einzelnen um 5%.

Im Unterschied dazu wird der zweite Wert der Primärfeldstärke (der während der ursprünglichen MR-Abbildungsperioden gilt) innerhalb der ökonomischen und anderen praktischen Beschrän kungen vorzugsweise so hoch wie möglich gewählt. Wenn die HF- Spulen zwischen ESREMRI- und natürlichen MR-Abbildungsperioden gewendet werden müssen, wird die Größe des zweiten Werts durch die Beschränkungen begrenzt, die beim Wechsel auf viel höhere Frequenzen durch Streukapazitäten der Spulen und andere ähnliche physikalische Erscheinungen auftreten.

Wenn, wie oben ausgeführt, die ESR-Anregung bei einem niedrigen (dritten) Primärfeldwert erfolgt, der zyklisch schnell mit einem dazwischenliegenden (ersten) Primärfeldwert für die ESREMRI-Abbildungsperioden wechselt, wobei eine ursprüngliche MR-Bilderzeugung bei einem hohen (zweiten) Primärfeldwert erfolgt, ist es andererseits durch sorgfältige Wahl des ersten (mittleren) Feldbetrags möglich, den Leistungspegel und Wirbelstromprobleme innerhalb beherrschbarer Grenzen zu halten (wobei die Wirbelstromprobleme durch das rasche Um schalten hervorgerufen werden) und andererseits einen guten HF-Spulenwirkungsgrad zu erhalten, der bei dem ersten Feldwert oder Feldpegel erzielt wird, wobei Probleme, die durch Spulen wenden hervorgerufen werden, durch den kleineren Unterschied zwischen den ersten und zweiten Feldwerten verringert werden. Die Umschaltleistung kann dergestalt vergleichbar derjenigen sein, die zur Erzeugung des ursprünglichen MR-Bilds benutzt wird.

Nach der vorliegenden Erfindung werden so ein Verfahren und eine Einrichtung geschaffen, die ohne Änderung der Position des abzubildenen Objekts ESREMRI- und ursprüngliche MR-Bilder der gleichen Stellen erzeugen lassen und unmittelbar exakt zur leichten Interpretation übereinandersetzen lassen.

Der Vorteil der erfindungsgemäßen Einrichtung kann besonders klar erkannt werden, wenn die Nachteile der Verfahren in Betracht gezogen werden, die vollständig auf raschem Umschalten beruhen, und können insbesondere klar durch die berechnete Zahl der Bildqualitätsverbesserung (FOM) dargestellt werden, die weiter unten erörtert wird.

Der Nachteil des Verfahrens, welches vollständig auf einem raschen Wechsel des Primärfelds beruht, ergibt sich klar aus diesem Beispiel: Die niedrigste Feldstärke in gegenwärtig verfügbaren kommerziellen MR-Bildeinrichtungen, die Bilder herstellen, welche als akzeptable ursprüngliche MR-Bilder angesehen werden können, ist 0,04T. Der Magnet verbraucht 104 A bei 115 V, die Leistung ist 12 kW. Um diesen Magneten zwischen Feldstärken von z. B. B_e = 0,01 T und B₀ = 0,04 T in 10 Millisekunden zu pulsen, wird eine Spannung von 500 Volt benötigt, um der Wirkung der Induktivität (0,06 Henry) Rechnung zu tragen. Die Spitzenleistung der Stromversorgung wächst dann auf 64 kW. Außerdem muß die Stromversorgung bipolar sein. Um eine Stromversorgung zu schaffen, die bei diesen hohen Leistungspegeln rasch umschaltbar ist und gleichzeitig die notwendige Stabilität innerhalb weniger als 1 Millionstel unmittelbar nach dem Umschalten aufweist, ist ein hoher Aufwand erforderlich; die hierzu vorzusehenden Mittel sind kompliziert.

Das rasche zyklische Umschalten wird auch erschwert durch Wirbelstromeffekte, die sowohl in der Nähe zu als auch ent fernt von dem abbildenden Volumen auftreten. Kupfer- und Aluminiumstücke mit einem geringsten Durchmesser von wenigen Zentimetern oder mehr, die senkrecht zu dem Magnetfeld ange ordnet sind, werden mit Wirbelströmen mit Zeitkonstanten von 10 Millisekunden aufwärts beaufschlagt. Dies bedeutet, daß die MR-Bildeinrichtung so gestört auf jegliches Metallobjekt in dieser Größenordnung reagiert, wie die jetzigen Systeme auf ferromagnetische Objekte. Dies ist darin begründet, weil ein Objekt, welches vollständig diamagnetisch ist (dessen Inneres von Wirbelströmen durchströmt ist) dieselbe Feldstö rung hervorruft wie ein stark ferromagnetisches Objekt der gleichen Größe und Form, wenngleich zeitabhängig und mit entgegengesetztem Vorzeichen. Ein sorgfältiger Aufbau des Magneten unter der Vermeidung von Leiterbahnen in den Win dungen und mit einer ferromagnetischen Umhüllung aus fein verteiltem Eisen zur Vermeidung von Wirbelströmen könnten theoretisch helfen. Praktisch ist diese Art der Umhüllung teuer und schwierig zu fertigen, wenn sich nicht selbst Wirbelströme hervorrufen soll.

Eine rasche Feldumschaltung für sich genommen erbringt daher nicht die Lösung, brauchbare ursprüngliche MR- und ESREMRI- Bilder bei sicheren MW-Heizpegeln zu schaffen. Dies wird durch die oben erwähnten Berechnungen veranschaulicht.

Die FOM-Zahl beruht auf dem Kehrwert der Gesamtzeit, die zum erzeugen eines Bilds vorgegebener Qualität benötigt wird, wobei angenommen wird, daß die Qualität durch das Signal/ Rauschverhältnis beeinflußt wird sowie die Gesamtzeit, die für das Sammeln von Daten aufgewendet wird. (Dies stellt die Mittelwertbildung mehrfacher Datensätze in Rechnung.) Die FOM-Zahl kann so geschrieben als:

FOM = k₂ (SN)² Dce (2)

worin k₂ eine Konstante ist, SN das Signal/Rauschverhältnis ist und Dce der Datensammelwirkungsgrad, der Bruchteil der gesamten benötigten Abbildungszeit ist, der für das tatsäch liche Datensammeln nutzbar ist. Außerdem muß die Bedingung der Gleichung (1) erfüllt sein. Da zwei Feldstärken benutzt werden, kann diese umgeschrieben werden in:

P_a = k₁ B_e²A_m²D_m (3)

Da F_m proportional B_e ist, dem Feld, welches während der ESR-Anregung verwendet wird, ist K₀F_m² ersetzt durch k₁B_e², worin k₁ eine weitere Konstante ist.

Das Signal/Rauschverhältnis hängt von verschiedenen Entwurfs parametern ab. In Magn. Resonance in Medicine 3: 604 (1986) analysieren Edelstein et al. die Faktoren, die das Signal/ Rauschverhältnis beeinflussen und teilen sie in wesentliche und Randfaktoren ein.

Die wesentlichen Faktoren sind auf der einen Seite die Primär feldstärkewerte, die sowohl während der Polarisation als auch der Abbildungsperioden benutzt werden, und auf der anderen Seite das unvermeidbare Rauschen des Objekts, beispielsweise von dem Gewebe des Patienten. Die Randfaktoren umfassen das Rauschen aus Verlusten in der HF-Spule, der umgebenden Magnet struktur usw., d. h. Faktoren, die grundsätzlich durch Verbesse rung des Aufbaus vermieden werden können. Die wesentliche Komponente des Signal/Rauschverhältnisses ist so proportional B₀. Geringes Rauschen von der HF-Spule und anderen Quellen kann in einen Faktor eingeschlossen werden, der die Spulen wirksamkeit Ce genannt wird. Sie ist als Verlust der Signal leistung in dem Objekt geteilt durch den gesamten Signalleis tungsverlust definiert; dies bedeutet, daß das Signal/Rausch verhältnis proportional der Quadratwurzel von Ce ist.

Es muß in Rechnung gestellt werden, daß die abbildende Kern poralisation in einer Messung, welche dynamische Polarisation und Feldwechsel einschließt, nicht proportional B₀ ist, wie in der genannten Veröffentlichung, sondern E · B_e, welcher Ausdruck so die Stelle von B₀ in der Gleichung einnimmt. Das Signal/Rauschverhältnis kann nun geschrieben werden als:

worin E eine Funktion von A_m ist und Ce von B₀. (In einem System, daß keine zyklisch wechselnden Primärfelder benutzt, gilt B₀ = B_e).

Wird das Signal/Rauschverhältnis SN in die Gleichung (2) eingesetzt, so ergibt sich

FOM = k₄E²B_e²CeDce (5)

worin die Konstante k₄ = k₁k₃² ist.

Innerhalb der zulässigen Aufheizgrenzen, die in Gleichung (3) definiert sind, ist es wünschenswert, die Zahl FOM zu opti mieren. Dies erfolgt an erster Stelle durch Optimieren von E(A_m). Ein theoretischer Ausdruck für E(A_m) ist bekannt aber beruht auf der Annahme, daß die abbildenden Kerne zu dem Gitter lediglich durch Wechselwirkung mit dem paramagnetischen Spin des Kontrastmittels relaxieren. In praktischen Situationen trifft diese Annahme nicht zu. Die Theorie zeigt, daß E(A_m) eine S-förmige Kurve darstellt, die bei einem Wert unter E=330 in den Sättigungsbereich gelangt und deren stärkste Steigung A_m ² annähert. In der Praxis kann E(A_m) gemessen werden und die gemessene Kurve zur Optimierung benutzt weiden.

Eine weitere Gleichung, die die Zeitparameter D_m und Dce miteinander in Beziehung setzt kann ebenfalls abgeleitet werden. So ist in einer typischen Bildfolge jedes MR-Signal während einer Zeit von ungefähr T_2p gesammelt. Wenn die Wiederholzeit zwischen den Signalsammlungen T_rep ist, dann gilt

Dce = T₂_p/T_rep (6).

Andererseits wird die ESR-Anregung vor jeder Signalaufnahme periode (oder Signalsammelperiode) während einer Zeit von ungefähr T_1p durchgeführt. So gilt

D_m ≅ T₁_p/T_rep (7)

und so kann Dce angenähert werden als

Dce = D_mT₂_p/T₁_p (8)

Unter Verwendung obiger Beziehung wird FOM

FOM = k₄E²B_e²D_mCeT₂_p/T₁_p (9)

oder unter Benutzung der Formel (3) für B_e²D_m:

FOM = k₅(E²/A_m²) Ce (10)

worin die Konstante k₅ = k₄T₂_p P_a/k₁T₁_p ist.

Aus dieser Formel kann folgendes geschlossen werden:

A) FOM hängt von B_e und D_m nur durch (E/A_m)² ab. Es sollte deswegen zunächst (E/A_m)² optimiert werden und anschließend eine Kombination von B_e und D_m herausgesucht werden, welche die Erfordernisse der Formel (3) erfüllt. Hierzu dienen Kriterien, die nicht in der Zahl FOM enthalten sind.
B) B₀ geht in FOM nur über Ce ein.

Die Wahl der Parameter kann nun in folgender Weise erfolgen:

Zunächst wird B_e genügend niedrig gewählt, so daß D_m nicht zu klein wird. Ein sehr kleines D_m bedeutet, daß die MW-Strahlung als Bursts mit großer Amplitude und langen Zwischenräumen zu erfolgen hat. Dies belastet den MW-Verstärker und beschränkt die Auswahl geeigneter Pulsfolgen. Der Wert D_m sollte vorzugs weise größer als 0,1 sein.

Zweitens wird B₀ gewählt. Wenn kein rasches Feldumschalten erfolgt (was aus den oben erörterten Gründen im allgemeinen nicht der Fall ist), ist B₀ = B_e.

Es gibt keine einfache Formel für die Abhängigkeit des Spulenwirkungsgrads Ce von B₀. Messungen mit realistischen Spulen in dem interessierenden Feldbereich allgemein um 5-20 mT zeigen, daß der Q-Wert der unbelasteten HF-Spule in dem Bereich zwischen 2500 und 3000 gehalten werden kann, wenn Litzendraht verwendet wird und der Aufbau sorgfältig erfolgt. Es kann gezeigt werden, daß Ce gegeben ist durch

Ce = (patient loss)/total loss)

= (patient loss)/patient loss+coil loss) (11)

Es kann nun geschrieben werden

Spulenverlust α1/Q unbelastet (12)

Patientenverlust α1/Q belastet-1/Q unbelastet (13)

woraus sich ergibt

Dies zeigt, wie Ce experimentell gemessen werden kann. Für einen Spulenkopf, der genug Innenraum zur Aufnahme einer Mikrowellenantenne aufweist, waren gemessene Werte für Ce 0,24 bei B₀ = 10 mT und 0,61 bei 40 mT.

Diese Gleichungen und Messungen für Ce gelten alle bei Spulen auf Umgebungstemperatur. Durch Kühlen der Spulen mit flüssigem Stickstoff kann das Rauschen der Spulen weiter reduziert werden und Ce-Werte um 0,8 können dann erreicht werden.

Diese Gleichungen, die durch Messungen gestützt sind, haben so gezeigt, daß bei dem ESREMRI-Verfahren unter der Annahme, daß das benutzte Kontrastmittel solcher Art ist, daß die MW- Aufheizung die Amplitude der zulässigen MW-Leistung begrenzt, welche den Kehrwert der Zeit bestimmt, die zum Erhalt eines Bildes mit vorgegebener Qualität notwendig ist (wobei letztere durch das Signal/Rauschverhältnis begrenzt ist) von der benutzten Feldstärke nur über den Spulenwirkungsgrad Ce abhängt. Die Abhängigkeit ist nicht sehr stark und wenn die Spule mit flüssiger Luft oder flüssigem Stickstoff gekühlt ist, kann Ce in die Nähe seines Maximalwerts 1 gebracht werden.

Abhängig von den Eigenschaften des benutzten Kontrastmittels sind die Primärfelder für ESREMRI so durch Wahl B_e=B₀= 5-20 mT. Bei wesentlich schwächeren Feldern (beispielsweise unter 2 mT) wird die Polarisation in der Folge schwächer, so daß das MR-Signal selbst dann schwach wird, wenn es durch die Wirkungen der dynamischen Kernpolarisation verstärkt wird. Bei Feldern über 20 mT läßt es das Anwachsen der ESR- Resonanzfrequenz progressiv schwieriger werden, daß die MW- Strahlung den Körper eines Patienten durchdringt. Auch verringert sich die zulässige Einwirkungszeit D_m rasch, weshalb es schwierig wird, gute Impulsfolgen zu entwerfen.

Solche bevorzugten Feldwerte für ESREMRI sind jedoch zu gering, um ursprüngliche MR-Bilder guter Qualiät zu erzeugen, und dieser Nachteil ist durch die vorliegende Erfindung überwunden.

Claims

1. Magnetresonanz-Abbildungseinrichtung mit Elektronenspin resonanz-Verstärkung, mit Mitteln zur Erzeugung eines magnetischen Primärfeldes eines ersten Wertes während Perioden nuklearer Spinübergangs-Erregung sowie magne tischer Resonanzsignaldetektion zur Erzeugung magnetischer Resonanzbilder eines Objekts, die durch Elektronenspin resonanz verstärkt sind, sowie Mitteln zur Erzeugung eines magnetischen Primärfeldes eines zweiten und höheren Wertes während Perioden nuklearer Spinübergangs-Erregung und magnetischer Resonanzsignaldetektion zur Erzeugung von natürlichen magnetischen Resonanzbildern des Objekts.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zum Kombinieren der verstärkten und natürlichen Bilder vorgesehen sind.

3. Einrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zur wechselweisen Primärfelderzeugung bei ersten und zweiten Werten vorgesehen sind.

4. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur wechselweisen Primärfelderzeugung zum Umschalten zwischen den Werten des Primärfeldes in 1-60 Sekunden ausgebildet sind.

5. Einrichtung nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur wechselweisen Primärfelderzeugung derart ausgebildet sind, daß während der Erzeugung des Bildes das Primärfeld den ersten Wert während bis zu 20% der (Gesamt-)Zeit aufweist.

6. Einrichtung nach einem der Ansprüche 3-5, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur wechselweisen Primärfelderzeugung derart ausgebildet sind, daß das Primärfeld den ersten Wert für Perioden aufweist, die ausreichend sind, um zumindest ein verstärktes Bild zu erzeugen, und den zweiten Wert für Perioden aufweist, die ausreichen, um einen Datensatz der detektierten magnetischen Resonanz signale zu erzeugen, der in Kombination mit zumindest einem weiteren Datensatz zur Erzeugung des natürlichen Bereichs ausreicht.

7. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1-6, dadurch gekennzeichnet, daß die verstärkten Bilder unter Verwendung einer schnellen Abbildungstechnik erzeugt werden.

8. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1-7, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zur Erregung und/oder Detektion der magne tischen Resonanzsignale sowohl der erhöhten als auch der natürlichen magnetischen Resonanzbilder ausgebildet sind.

9. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1-7, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zur Erregung und/oder Detektion der magne tischen Resonanzsignale für die Erzeugung der verstärkten magnetischen Resonanzbilder vorgesehen sind und weitere Mittel zur Erregung und/oder Detektion der magnetischen Resonanzbilder für die Erzeugung der natürlichen magne tischen Resonanzbilder.

10. Verfahren zur Erzeugung eines magnetischen Resonanzbildes eines Objekts, umfassend eine Erzeugung eines magnetischen Resonanzbildes zumindest eines Teils des Objekts, das durch Elektronenspinresonanz verstärkt ist, aus magnetischen Resonanzsignalen, die während der Beaufschla gung eines Primärmagnetfelds eines ersten Wertes auf das Objekt detektiert wurden, sowie Detektion eines natürlichen magnetischen Resonanzbildes zumindest eines Teils des Objekts aus magnetischen Resonanzsignalen, die während der Beaufschlagung des Objekts mit einem Primärmagnetfeld eines zweiten und höheren Wertes detektiert wurden.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß dieses weiterhin die Erzeugung eines kombinierten Bildes des Objekts durch Kombination der erhöhten und natürlichen Bilder umfaßt.

12. Verfahren zur Erzeugung eines magnetischen Resonanzbildes eines Objekts, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verfahren weiterhin umfaßt:
Erzeugung eines Datensatzes aus den verstärkten magne tischen Resonanzsignalen ausreichend zur Erzeugung eines magnetischen Resonanzbildes verstärkt durch Elektronenspin resonanz zumindest eines Teils des Objekts aus magne tischen Resonanzsignalen, die während der Beaufschlagung des Objekts mit einem magnetischen Primärfeld eines ersten Wertes detektiert werden,
Erzeugung eines Datensatzes aus natürlichen magnetischen Resonanzsignalen ausreichend zur Erzeugung eines natür lichen magnetischen Resonanzbildes zumindest eines Teils des Objekts aus magnetischen Resonanzsignalen, die während der Beaufschlagung des Objekts mit einem magnetischen Primärfeld eines zweiten und höheren Wertes detektiert werden,
und Erzeugung eines kombinierten Bildes zumindest eines Teils des Objekts aus beiden Datensätzen.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 10-12, dadurch gekennzeichnet, daß während der Periode, während der das Objekt dem Primärfeld ausgesetzt ist, die Beaufschlagung des Objekts für Elektronenspinresonanz-Übergangs-erregende Strahlung zur Verstärkung der magnetischen Resonanzsignale mit nicht mehr als 2 W/kg des Objektgewichts in jeweils einer Zeitspanne von 6 Minuten erfolgt.