Derartige
Verfahren sind im Stand der Technik in großer Zahl bekannt, beispielsweise
aus der
DE 28 33 800
A1 , der
EP
0 144 871 A1 , der
EP
0 370 138 A1 , der
US
4,922,203 , dem Artikel von Assheuer et al. „Fett-/Wassertrennung
im Kernspintomogramm" in
Fortschr. Röntgenstr.
147, 1987, Seiten 58 bis 63, und dem Artikel von Moran et al. „NMR Velocitiy-Selective
Excitation Composites for Flow and Motion Imaging and Suppression
of Static Tissue Signal",
IEEE Trans. On Med. Imaging, Vol. MI-6, Nr. 2, 1987, Seiten 141
bis 147. Aus der
DE
28 33 800 A1 ist ein kernmagnetisches Resonanzspektroskopieverfahren
bekannt, wobei in einer Vorbereitungsphase ein Kernspinumkehrimpuls
auf die zu untersuchende Probe einwirkt. Aus der
EP 0 144 871 A1 ist ein
Verfahren zur kernmagnetischen Resonanzspektroskopie bekannt, bei
dem in einer Vorbereitungsphase eine chemisch selektive Sättigung
außerhalb des
kernmagnetischen Resonanzfrequenzbereichs vorgenommen wird. Aus
der
EP 0 370 138 A1 ist
ein magnetisches Resonanzspektroskopieverfahren bekannt, das in
einer Vorbereitungsphase eine chemisch selektive Spinumkehrung aufweist.
Das aus der
US 4,922,203 bekannte
kernmagnetische Resonanzspektroskopieverfahren weist eine Aufnahmephase
auf, innerhalb welcher das zu untersuchende Objekt elektromagnetisch
mit einer von der kernmagnetischen Resonanzfrequenz des zu untersuchenden
Objektes abweichenden Frequenz bestrahlt wird. Der Artikel von Assheuer
et al. „Fett-/Wassertrennung
im Kernspintomogramm" beschreibt
ein Verfahren, welches in einer Vorbereitungsphase eine Kernspinumkehrung
umfaßt.
In dem Artikel wird die sogenannte STIR (Short Tau Inversion-Recovery) beschrieben.
Aus dem Artikel von Moran et al. ist ein Verfahren bekannt, welches
verschiedene 180°-Impulse
für Refokussierungs-Zwecke
umfaßt.
Allen
vorbekannten Lösungen
ist gemeinsam, daß die
zeitliche Abfolge der Rückorientierung der
Kernspins des zu untersuchenden Objektes nach Ausrichtung der Kernspins
durch Anlegen eines elektromagnetischen Feldes („Umkehrrückgewinnungsreihenfolge") durch die bisherigen
im Stand der Technik bekannten Anregungsarten zu kontrastarmen und verrauschten
kernmagnetischen Resonanzspektroskopieaufnahmen führt. Darüber hinaus
sind bei den bisher im Stand der Technik bekannten Verfahren die veränderbaren
Parameter zur Kontrastbestimmung der Spektroskopieaufnahmen limitiert.
Eine
magnetische Resonanzaufnahme (MRI) ist ein Verfahren, das eine kernmagnetische Resonanzspektroskopieerscheinung
(NMR) zur Bestimmung der lokalen Verteilung der Kerndichte und der
kernbezogenen kernmagnetischen Resonanzspektroskopieeigenschaften
eines Objektes oder eine dadurch auftretende Auswirkung der physikalischen
und chemischen Eigenschaften nutzt.
Diese
kernmagnetischen Resonanzspektroskopieeigenschaften sind beispielsweise
eine Längsentspannung,
die durch eine Längs-Entspannungszeit
T1 gekennzeichnet ist, eine Querentspannung, welche durch eine Quer-Entspannungszeit
T2 gekennzeichnet ist, eine Entspannung in rotierenden Koordinaten,
welche durch eine Entspannungszeit T1rho gekennzeichent ist, eine
chemische Schicht sowie Bindungsfaktoren zwischen den Kernen. Kernmagnetische
Resonanzspektroskopieeigenschaften sind durch physikalische Eigenschaften
wie beispielsweise Durchflußleistung,
Diffusion, paramagnetische Materialien, eisenmagnetische Materialien, Viskosität und Temperatur
hervorgerufen.
In
den meisten Fällen
verwendet die medizinische Aufnahme die magnetische Resonanz eines Wasserstoffkerns,
da der Wasserstoffkern ein großes magnetisches
Moment und ein großes
Vorkommen in einem biologischen Gewebe hat. Im folgenden wird der
Praxis der Literatur gefolgt, in der Wasserstoffkern als Protonen
und die zu untersuchenden Kerne generell als Spins bezeichnet werden.
Entsprechend
dem Stand der Technik und bezugnehmend auf die 6 wird ein zu untersuchendes Objekt P
in einem Magnetfeld B0 angeordnet, welches
möglichst
homogen ist (ein sogenanntes Polarisationsmagnetfeld). Die Vorrichtung
weist fernes eine Signalspule C zur Aufnahme eines kernmagnetischen
Resonanzspektroskopiesignals auf, welche mit einem kernmagnetischen
Resonanzspektrometer L verbunden ist, und hat eine Gradientenspulenanordnung
G zur Kodierung von Standortdaten, wobei der hierzu benötigte Strom
von einer Gradientenstromquelle GC eingespeist wird, welche von dem
Spektrometer gesteuert wird.
Es
ist aus dem Stand der Technik bekannt, ein zu untersuchendes Objekt
einer Radiofrequenzbestrahlung auszusetzen, die eine von der kernmagnetischen
Resonanzfrequenz (Off-resonance-Bestrahlung) abweichende Frequenz
hat, um demgemäß die Magnetisierung
von hinreichend vorhandenen proteinhaltigen Komponenten zu sättigen.
Bei einem biologischen Gewebe entsteht das sichtbare Signal der
Magnetresonanzaufnahme in den meisten Fällen durch die Protonen von
Wasser oder durch Fettmoleküle.
Kennzeichnend ist, daß T2
dieses kernmagnetischen Resonanzsignals mehr als 30 Millisekunden
beträgt.
Die Entspannungszeit eines Signals, welches den in Proteinen enthaltenen
Protonen entspricht, ist kürzer
als 0,5 Millisekunden, so daß diese
Zeit zu kurz ist, um die Proteine direkt sichtbar in typischen Magnetresonanzaufnahmen
zu machen. Durch Anwendung des Bestrahlungsunterschieds zwischen
der Resonanzfrequenz der im Wasser enthaltenen Protonen und der
Fettmoleküle
eines Gewebes ist es möglich,
die Kernmagnetisierung der Protonen der Proteine zu sättigen,
ohne eine direkte Auswirkung auf die Kernmagnetisierung der Fett- und
Wasserprotonen auszuüben.
Zwischen
den in Proteinen enthaltenen Protonen und den in Wassermolekülen enthaltenen
Protonen besteht eine fortlaufende Wechselwirkung. Demgemäß führt die
Sättigung
der in Proteinen enthaltenen Protonen zu einer Auswirkung auf die
Kernmagnetisierung der Wassermoleküle durch eine sogenannte Magnetisierungsübertragungserscheinung
(MT). Diese Erscheinung kann zur Untersuchung der Wechselwirkungen
zwischen Proteinen, Fett und Wasser eines Gewebes und zum Erreichen eines
verbesserten Kontrastes zwischen verschiedenen Geweben bei magnetischen
Resonanzaufnahmen genutzt werden. Die Magnetisierungsübertragungserscheinung
ist beispielsweise in der Druckschrift S.D. Wolff und R.S. Balaban:
Magnetic Resonance in Medicine, 10, Seiten 135 – 144 (1989), beschrieben.
Die
oben beschriebene Sättigungserscheinung
darf nicht mit der sogenannten Radiofrequenzentnahme verwechselt
werden. Diese Erscheinung bezieht sich direkt auf Bestrahlungen
eines Objektes außerhalb
des Resonanzbereichs (Off-resonance-Bestrahlung), dessen Längs-Entspannungszeit
T1 und Quer-Entspannungszeit T2 Mf = MO × (1
+ T22 × w2)/(1 + T22 × w2 + (τB1)2 × T1 × T2), (1)ist, wobei
Mf die Magnetisierung nach der Bestrahlung, MO der Wert der Ausgleichsmagnetisierung, W/(2π) eine Differenzfrequenz
zwischen der Bestrahlungsfrequenz und einer angemessenen Resonanzfrequenz,
B1 die Amplitude eines strahlenförmig alternierenden
Magnetfelds und τ die
sogenannte gyromagnetische Verhältniszahl
eines zu untersuchenden Kerns ist. Eine Voraussetzung der Formel
(1) ist, daß die
Bestrahlungszeit die gleiche Größenordnung wie
T1 hat. Bei der Magnetisierungsübertragung
unter Testbedingungen ist der Frequenzunterschied generell so ausgewählt, daß die direkte
Auswirkung der Bestrahlung, wie sie in Formel (1) indiziert ist,
in Vergleich zu den indirekten durch die Proteine auftretenden Auswirkungen
geringer ist.
Umkehrrückgewinnung
(inversion recovery IR) ist eine der bei magnetischen Resonanzaufnahme
angewendeten Techniken. Wie in 7 dargestellt,
weist diese Technik oder Methode einen Umkehrimpuls (IP) oder einige
andere ähnliche
Schritte zur Erzielung einer Umkehr (beispielsweise adiabatische
Schnellableitung (adiabatic rapid by-pass), zusammengesetzte Impulse)
sowie einer Rückgewinnungszeit
TI auf. Der Magnetisierungsvektor ist um 180° gedreht, die Magnetisierung
wird genau wie die eigentliche Aufnahme auf ihren ausgeglichenen
Wert zurückgeführt. Der
Kontrast eines in Abhängigkeit vom
Magnetisierungsgrad erhaltenen Bildes hat innerhalb der Periode
von TI Zeit wieder hergestellt zu werden.
Die
Rückgewinnung
der Magnetisierung kann durch folgende Formel mit einer konstanten
Zeit T1 (Längs-Entspannungszeit)
beschrieben werden: M
= MO (1-2 exp(-TI/Z1) + exp(-TR/T1)), (2) worin M
der Betrag der Magnetisierung, nach dem die Zeit TI nach dem Umkehrpuls
vergangen ist, MO eine Magnetisierung entsprechend
der Ausgleichsmagnetisierung und TR das Interval für wiederholte Messungen
ist. Die Entspannugszeit T1 ist abhängig von den chemischen und
physikalischen Eigenschaften eines aufzunehmenden Objektes (beispielsweise verschiedene
Arten eines Gewebes). In verschiedenen Fällen kann die Rückgewinnung
der Magnetisierung nicht sehr gut durch eine einfache Entspannungszeit
dargestellt werden. In diesem Fall können die wesentlichen Merkmale
der Erscheinung durch die einfachere Formel (2) beschrieben werden.
Bei der Umkehrrückgewinnungsabfolge
ist insbesondere wichtig, daß mit
einer bestimmten Auswahl von Umkehrzeiten die Magnetisierung einer
Probe mit einer bestimmten Entspannungszeit T1 und folglich auch das
erhaltene kernmagnetische Resonanzspekroskopiesignal Null ist.
Bei
medizinischen Aufnahmen sind die oben beschriebenen Prinzipien folgendermaßen verwertet worden:
Die Umkehrzeit ist derart ausgewählt,
daß ein
bestimmter Gewebetyp ein Nullsignal erzeugt, so daß der Gewebekontrast
zwischen diesem und anderen Geweben signifikant ist. Bei normalen
Aufnahmen ist es nicht wichtig, ob einige Signale exakt Null sind.
Der einzig wichtige Punkt ist der absolute Intensitätsunterschied
der aufzunehmenden Signale der Gewebe im Vergleich zum elektrischen
Eigenrauschen.
Eine
interessante Gruppe der Magnetresonanzaufnahmeverfahren ist verbunden
mit der Magnetresonanzangiographie (MR-Angiographie). Eine Aufgabe
bei diesem Verfahren ist die Maximierung des Kontrastes der Blutgefäße im Vergleich
zu anderen Geweben. Wenn der Kontrast ausreichend ist, ist es möglich, eine
sogenannte Projektionsmethode anzuwenden, bei der das gesamte Objekt
während
der gesamten Zeit erregt ist. Demzufolge ist das gesamte Blutgefäßesystem
eines Objekts als Abbildung ähnlich
einer Röntgenangiographie
sichtbar.
Bei
der oben beschriebenen MR-Angiographie und den ähnlichen Projektionstechniken
ist es notwendig, daß ein
von einem anderen Gewebe als dem von Interesse emittiertes Signal
annähernd
Null ist. In dem meisten Fällen
kann ein derartiger Kontrast nur durch eine Kombination von zwei
oder mehr Bildern erzielt werden. Beispielsweise wird bei der MR-Angiographie
ein erstes Bild mit bewegten Spins, die nur ein kleines Signal ausstrahlen
und anschließend
ein zweites Bild mit fließenden
Spins angefertigt, welche ein normales Signal aussenden. Diese Vorgehensweise
ist mittels eines sogenannten GMN-Verfahrens oder ähnlichen
Verfahren möglich (siehe
beispielsweise die Druckschrift: C.E. Spritzer, R.A. Blinder: Magnetic
Resonance Quarterly, 5, Seiten 205 – 227 (1989)). In dem veränderlichen
Bild dieser beiden Bilder verschwinden die stationären Spins,
wogegen die bewegten Spins erscheinen (beispielsweise der Blutfluß in Blutgefäßen). Eine
weitere Möglichkeit
besteht darin, ein Bild vor und ein Bild nach der Injektion eines
Kontrastmittels aufzunehmen. Die Eigenschaften des Blutes wechseln
durch die Einwirkung eines Kontrastmittels, während andere Gewebe generell
unverändert
bleiben. Demzufolge ist all das, was in dem veränderlichen Bild sichtbar ist,
das Blutgefäßsystem.
Zwei
unabhängig
voneinander aufgenommene Bilder bringen verschiedene Probleme mit
sich. Die Bewegung eines Objektes (beispielsweise eines Patienten)
kann das Endresultat zerstören.
Die erforderliche Bewegung eines gesamten Systems ist enorm, da
generell ein von einem zu untersuchenden Gewebe emittiertes Signal
nur einen Teil des gesamten Signals darstellt.
Demnach
ist es oft wünschenswert,
eine Situation hervorzurufen, in der das ursprüngliche Signal nur von einem
bestimmten oder einem bestimmt ausgewählten Gewebetyp stammt. Die
Umkehrrückgewinnungsreihenfolge
ist ein Weg, ein von einem bestimmt ausgewählten Gewebetyp stammendes
Signal auf Null zu reduzieren. Ein Problem ist dennoch, daß biologische
Objekte sehr oft komplizierte Strukturen aufweisen, die eine Vielzahl
von verschiedenen Entspannungszeiten haben. Es ist nicht generell möglich, die
Umkehrzeit TI derart auszuwählen,
daß mit
Ausnahme eines bestimmten Gewebetypes alle anderen Gewebetypen ein
Nullsignal abgeben.
Wie
bei der MR-Angiographie erscheint der oben beschriebene Aspekt bei
der MR-Myelographie, welche die Verteilung von zerobrospinaler Flüssigkeit
in einem Objekt aufzuklären
versucht.
Eine
Anwendung der Magnetresonanzaufnahmen ist die sogenannte sensitive
Perfusionsaufnahme zur Sichtbarmachung mikrozirkulierender Erscheinung.
Die weit angewendete Methode basiert auf der Benutzung großer, sogenannter
Perfusionsgradienten. Diese Gradienten sind nach dem Erregungsimpuls
vor der Signalaufnahme erkennbar und ihre Amplitude sowie Zeitdauer
sind in der Art ausgewählt,
daß ihre
Auswirkung auf stationäre
Spins Null, jedoch auf bewegte Spins ungleich Null ist. Die resultierende
Aufnahme wird zur Prüfung
der Veränderungen
in der Amplitude oder Phase eines Signals genutzt. Bei der Erfindung
gemäß den anhängigen Ansprüchen ist
die Umkehrrückgewinnungsreihenfolge zur
Erzielung größerer Unabhängigkeit
im Vergleich zum Stand der Technik verbessert, um eine Auswirkung
auf die Kontraste zwischen verschidenen Geweben zu erzielen. Das
Verfahren umfaßt
einen vorbereitenden Abschnitt mit Maßnahmen zur Erzielung einer
Umkehr und Maßnahmen
für Bestrahlungen außerhalb
des Resonanzbereiches (Off-resonance-Bestrahlung), sowie einen Aufnahmeabschnitt zur
Benutzung bekannter Magnetresonanzaufnahmeverfahren, um Standortkodierungen
auszuführen, welche
die Bestimmung einer Magnetaufnahme ermöglichen.
Weitere
Einzelheiten und Vorteile ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung
von Ausführungsbeispielen
anhand der zugehörigen
Zeichnungen, in denen
1 eine erste Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Aufnahmefolge;
2 eine zweite alternative
Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Aufnahmefolge;
3 einen bei einer normalen
Umkehrrückgewinnungsabfolge
erhaltenen Kontrast zwischen verschiedenen Geweben;
4 die Auswirkung einer Aufnahmefolge gemäß 1 auf einen Gewebekontrast
und
5 die Auswirkung einer Aufnahmefolge gemäß 2 auf einen Gewebekontrast;
6 eine Vorrichtung zur Prüfung eines Objektes
in einem Magnetfeld (Stand der Technik) und
7 eine Aufnahmefolge für eine Aufnahme
das Objektes gemäß 6 (Stand der Technik) zeigen.
1 zeigt einer Impulsabfolge
gemäß der Erfindung.
Vor der normalen Umkehrrückgewinnungsabfolge
ist einer Probe einer Bestrahlung außerhalb des Resonanzbereichs
SP (Off-resonance-Bestrahlung) ausgesetzt. Hierauf folgt einer normale
Umkehrrückge
winnungsabfolge: Ein Umkehrimpuls IP dreht die Magnetisierung um
ungefähr 180°, während einer
Umkehrzeit TI strebt die Magnetisierung wieder gegen ihren Ausgleichswert,
ein Erregungsimpuls VP dreht schließlich die teilweise zurück gedrehte
Magnetisierung in einen gewünschten Winkel.
Ein in der Figur dargestelltes Signal, ein sogenanntes Spinecho
SE wird mittels einer sogenannten Gradientumwandlung erzeugt. Eine
andere Möglichkeit
besteht darin, ein sogenanntes Impulsecho nutzen. Die Achsen Gx, Gy, Gz beschreiben
die für das
Erreichen der Positionsauflösung
notwendigen Gradientenumwandlungen.
2 zeigt eine alternative
Impulsabfolge gemäß der Erfindung.
Bei dieser Abfolge wird die Bestrahlung außerhalb des Resonanz bereichs
SP zwischen dem Umkehrimpuls IP und dem Erregungsimpuls VP während der
Umkehrzeit TI ausgeführt.
Ansonsten ist das Verfahren ähnlich
dem in 1 gezeigten Verfahren.
Eine
Variation der Erfindung besteht in einer Kombination der Verfahren
und 1 und 2, bei der eine Probe einer
Bestrahlung außerhalb
des Resonanzbereichs SP sowohl vor dem Umkehrimpuls als auch während der
Zeitspanne zwischen Umkehrimpuls und Erregungsimpuls ausgesetzt
wird.
3 zeigt die Abhängigkeit
des Kontrastes bei einer normalen Umkehrrückgewinnungsabfolge von der
Umkehrzeit TI. In dieser und in den folgenden Figuren ist das Nullniveau
durch eine Strichlinie angedeutet. Die angenommene Probe umfaßt drei
verschiedene Gewebearten: ein Fettgewebe fat mit einer relativ kurzen
Längs-Entspannungszeit
TI aber einem sehr kleinen Proteingehalt, ein Muskelgewebe mcI ebenfalls
mit einer ähnlich
kurzen Längs-Entspannungszeit
TI und einem reichen Proteingehalt und Blut bld mit einer langen
Längs-Entspannungszeit
TI und einem ebenfalls hohen Proteingehalt. Es kann erkannt werden,
daß es
in diesem Fall nicht möglich
ist, eine Situation zu erreichen, in der beispielsweise das Fett-
und Muskelgewebe ein Nullsignal abgeben, während Blut ein Signal ungleich
Null aussendet.
In 4 ist ein Gewebekontrast,
welcher der Abfolge gemäß 1 ausgesetzt wurde, detailliert dargestellt,
wobei die oben erwähnten
exemplarischen Gewebe benutzt sind. Die Bestrahlung außerhalb
des Resonanzbereichs SP, welche vor einem Umkehr impuls ausgeführt ist,
hat keine Auswirkung auf die Magnetisierung von in Fettmolekülen enthaltenen
Wasserstoffkernen und eine geringe Auswirkung auf die Magnetisierung
der im Blut enthaltenen Wassermoleküle. Andererseits ist die Magnet
isierung von völlig
proteinösen
Muskelgewebe deutlich verkürzt.
Wenn die Parameter (Amplitude, Zeitdauer und Frequenz der Bestrahlung)
verbunden mit der Bestrahlung außerhalb des Resonanzbereiches sorgfältig ausgewählt sind,
wird das Ergebnis eine Darstellung gemäß der 4 sein: Signale entsprechend dem Fett-
und Muskelgewebe verschwinden, wenn ein Wert t0 als
Umkehrzeit TI ausgewählt
ist.
In 5 ist ein Gewebekontrast
detailliert dargestellt, welcher der Abfolge gemäß 3 ausgesetz wurde, wobei die oben erwähnten exemplarischen
Gewebe benutzt sind. Vor einem Umkehrimpuls befindet sich die Magnetisierung
nun in dem Stadium der Ausgeglichenheit. Nach einem Umkehrimpuls
hat die Bestrahlungssättigung
außerhalb
des Resonanzbereichs verschiedene Auswirkungen auf Signale entsprechend
verschiedenen Geweben: die Bestrahlung hat keine Auswirkung auf
Fettgewebe, nur eine leichte Auswirkung auf das Signal von Blut, aber
die Längs-Entspannungszeit
TI des Muskelgewebe ist während
der Zeitdauer der Bestrahlung deutlich erkennbar gekürzt. Die
sorgfältige
Auswahl der Parameter verbunden mit einem Bestrahlungsimpuls führt zu einer
Situation gemäß der 5: Signale entsprechend
dem Fett- und Muskelgewebe verschwinden, wenn ein Wert t1 als Umkehrzeit TI gewählt ist.
Die
Einwirkung auf einen Kontrast gemäß 4 und 5 kann
auch durch eine direkte Radiofrequenzdämpfung (siehe Gleichung 1)
erzielt werden, wobei der Variationsgrad der Magnetisierung von
den Entspannungszeit T1 und T2 einer Probe abhängt. Radiofrequenzentnahme
und Magnetisierungsübertragung
können
auch eine simultane Auswirkung auf das Verfahren haben, so daß das Verfahren
eine größere Anzahl
von Freiheitsgraden hat.
Die
in den 1 und 2 dargestellten Verfahren
können
dadurch variiert werden, daß die
einer Aufnahmeabfolge nachfolgende Abfolge in ein Impulsecho umgewandelt
wird, wobei es möglich
ist, eine lange Echozeit zu benutzen und dadurch einen Gewebekontrast
mittels der Unterschiede der Entspannungszeit T2 weiter zu steigern.
Ferner
können
die oben beschriebenen Verfahren der Erfindung durch Erwirken der
Standortkodierung mit in einer GMN-Verfahren enthaltenen Gradienten
verbessert werden.
Die
oben beschriebenen Verfahren der Erfindung können schließlich durch Einbeziehung von Perfusionsgradienten
in die Aufnahmeabfolge verbessert werden.