DE4337503C1

DE4337503C1 - Verfahren zur ortsaufgelösten Blutflußmessung mittels kernmagnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE4337503C1
Application number: DE4337503A
Authority: DE
Inventors: Richard Dr Hausmann; Edgar Dipl Ing Mueller
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1993-11-03
Filing date: 1993-11-03
Publication date: 1995-02-09
Anticipated expiration: 2013-11-04
Also published as: US5517117A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur mindestens zweidi mensional ortsaufgelösten Blutflußmessung mittels kernmagne tischer Resonanz, wobei Kernresonanzsignale mit einer fluß sensitiven Pulssequenz angeregt und ausgelesen werden und wo bei diese Pulssequenz Schichtselektionsgradienten, Phasenco diergradienten und Auslesegradienten enthält, die jeweils aufeinander senkrecht stehen.

Bei der Blutflußmessung soll im allgemeinen der Verlauf des Blutflusses während einer Herzperiode zeitaufgelöst erfaßt werden. Die durch die Herzperiode vorgegebene Zeit reicht jedoch auch bei den heute zur Verfügung stehenden schnellen MR-Bildgebungsverfahren nicht aus, um in zwei Dimensionen ortsaufgelöste Bilder in Echtzeit zu erzeugen. Daher arbeitet man im allgemeinen mit einer Triggerung, das heißt, die Herz schlagperiode wird in eine Mehrzahl von Phasen eingeteilt und Meßvorgänge werden mit aus einer EKG-Messung abgeleiteten Triggersignalen gestartet. Bei jeder Herzschlagperiode wird für jede Bewegungsphase eine Zeile einer Rohdatenmatrix ge messen. Zur Aufnahme der vollständigen Bilder benötigt man dann eine der Anzahl von Zeilen der Rohdatenmatrix entspre chende Anzahl von Herzschlägen. Bei der üblichen quadrati schen Bildmatrix benötigt man typischerweise zwei bis sechs Minuten Meßzeit, um eine Serie EKG-getriggerter Bilder zu er stellen.

Eine wesentliche Verkürzung der Meßzeit kann dadurch erreicht werden, daß auf die Ortsauflösung in einer Richtung verzich tet wird, also lediglich ein Datensatz gewonnen wird, der ei ner einzigen Projektion entspricht. Dies verringert jedoch den diagnostischen Wert des Verfahrens.

Aus der US-Patentschrift 4 748 411 ist ein Verfahren zur Ver kürzung der Datenakquisitionszeit bei stationärem Gewebe be kannt. Dieses Verfahren basiert auf der Tatsache, daß das Un tersuchungsobjekt, also im allgemeinen ein Patient, in einer ausgewählten Schicht in einer Richtung eine geringere Ausdeh nung aufweist als in der anderen. Bei der üblichen quadrati schen Meßmatrix wird dann innerhalb der ausgewählten Schicht nicht nur der vom Patienten ausgefüllte Bereich gemessen, sondern auch "toter Raum". Um die Datenakquisitionszeit zu verkürzen, wird die Zahl der Phasencodierschritte entspre chend dem Verhältnis der Objektausdehnung in Phasencodier richtung zu einem quadratischen Betrachtungsfenster redu ziert. Die Größe der Phasencodierschritte wird im selben Ver hältnis reduziert, so daß eine verringerte Zahl von Phasenco dierschritten denselben Gesamtbereich von Phasencodierwinkeln überstreicht. Das entstehende Bild ist damit in Phasencodier richtung gestreckt und wird durch eine entsprechende Stau chung wieder entzerrt.

Aufgabe der Erfindung ist es, bei der Blutflußmessung die er forderliche Meßzeit zu verringern.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die an das zu erfassende Blutgefäß angrenzenden Zonen durch Applika tion von Sättigungspulsen vor der Pulssequenz gesättigt wer den, daß der Phasencodiergradient im wesentlichen senkrecht zur Blutflußrichtung liegt, und daß die Zahl der Phasencodier schritte gegenüber einer zur Erzeugung eines quadratischen Betrachtungsfensters erforderlichen Schrittzahl bei gleich bleibender maximaler Amplitude des Phasencodiergradienten so weit verringert wird, daß in Phasencodierrichtung im wesent lichen nur das zu betrachtende Blutgefäß erfaßt wird.

Da hiermit eine im Verhältnis zur Verkleinerung des Betrach tungsfensters verringerte Anzahl von Phasencodierschritten nötig ist, sinkt bei gleichbleibender Ortsauflösung auch die Meßzeit. Im Unterschied zur bekannten Technik des rechteck förmigen Betrachtungsfensters werden hier nicht Bereiche außerhalb des Untersuchungsobjekts ausgeblendet, sondern in nerhalb des Untersuchungsobjekts wird gezielt ein Blutgefäß erfaßt, wobei sich durch die im allgemeinen geringe Ausdeh nung von Blutgefäßen in Querrichtung eine besonders deutliche Reduktion der Meßzeit ergibt. Durch die Sättigung von Randzo nen werden Überfaltungen von diesen Zonen in den Bildbereich verhindert.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter ansprüchen angegeben.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbei spiels nach den Fig. 1 bis 16 näher erläutert. Dabei zei gen

Fig. 1 bis 6 eine an sich bekannte Flash-Sequenz,

Fig. 7 schematisch eine Rohdatenmatrix,

Fig. 8 schematisch ein Untersuchungsobjekt,

Fig. 9 schematisch ein Untersuchungsobjekt mit gesättigten Zonen,

Fig. 10 bis 15 eine Pulssequenz mit selektiver Sättigung und einem bipolaren Gradientenpuls zur Beeinflussung der Flußabhängigkeit von Phasenverschiebungen im Kernresonanzsignal, und

Fig. 16 eine Pulssequenz mit Triggerung.

In den Fig. 1 bis 6 ist zur Erläuterung der Problemstel lung eine herkömmliche Gradientenechosequenz dargestellt. Ge mäß Fig. 1 wird zunächst ein Hochfrequenzpuls RF1 einge schaltet, der die Kernspins um den Winkel α aus ihrer Ruhe lage kippt. Da der Hochfrequenzpuls RF1 unter der Wirkung des positiven Teilpulses eines Schichtselektionsgradienten G_S eingestrahlt wird, erfolgt die Anregung nur innerhalb einer durch den Schichtselektionsgradienten G_S und die Frequenz des Hochfrequenzpulses RF1 vorgegebenen Schicht. In einer weite ren Phase wird durch einen negativen Teilpuls des Schichtse lektionsgradienten G_S die durch den positiven Teilpuls er zeugte Dephasierung wieder rückgängig gemacht. Ferner wird ein Phasencodiergradient G_P und ein negativer Teilpuls eines Auslesegradienten G_R eingeschaltet. Durch Umkehr des Auslese gradienten G_R erhält man ein Kernresonanzsignal S. Dieses Kernresonanzsignal S wird mit einem Analog-Digital-Wandler zu den in Fig. 6 auf einer Zeitachse dargestellten Zeitpunkten abgetastet. Durch n-fache Abtastung erhält man n Meßwerte. Diese Meßwerte werden digitalisiert und in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen.

Die dargestellte Pulssequenz wird n-mal wiederholt, wobei sich der Phasencodiergradient von einem maximalen negativen Wert -G_Pmax von Sequenz zu Sequenz in gleichen Schritten bis zu einem positiven Wert G_Pmax ändert. Die Einordnung der Kernresonanzsignale in die einzelnen Zeilen erfolgt dabei entsprechend dem durch den jeweiligen Phasencodiergradienten G_P vorgegebenen Phasenfaktor der einzelnen Spinechos.

Die Rohdatenmatrix ist im allgemeinen quadratisch, das heißt, es ist n = m. Typischerweise weist die Rohdatenmatrix 256 Zeilen auf, so daß die in den Fig. 1 bis 6 dargestellte Pulssequenz 256mal wiederholt werden muß, um die erforderli che Zahl von 256 Signalen zu erhalten. Eine derartige Rohda tenmatrix ist schematisch in Fig. 7 dargestellt.

Aus der so gewonnenen Rohdatenmatrix kann in bekannter Weise durch zweidimensionale Fourier-Transformation ein Bild gewon nen werden.

Da für jedes Bild 256 Messungen erforderlich sind, ist die Messung des normalerweise mit der Pulsfrequenz periodischen Blutflusses in Echtzeit nicht möglich. Bei bekannten Verfah ren erfolgt daher die Meßdatenakquisition getriggert, das heißt, in jeder Herzperiode wird jeweils nur ein Teil der Zeilen einer Rohdatenmatrix gewonnen. Ein Bild kann daher erst nach einer Vielzahl von Herzzyklen aufgebaut werden. Ty pischerweise ergeben sich dadurch Meßzeiten von 2 bis 6 Minu ten, um eine Serie EKG-getriggerter Bilder mit quadratischen Bildmatrizen zu erhalten. Bei derart langen Meßzeiten kann aber der zu untersuchende Patient nicht mehr den Atem anhal ten, so daß Artefakte durch Atembewegung entstehen.

Wenn man den Blutfluß in einem bestimmten Gefäß messen will, reicht es in praktisch allen Fällen aus, wenn man die Aus dehnung des Betrachtungsfensters in einer Richtung stark ein schränkt. In Fig. 8 ist schematisch ein Querschnitt durch einen Körper 1 mit einem darzustellenden Blutgefäß 2 in einem x-y-Koordinatensystem dargestellt. Zur Blutflußmessung könnte man das Betrachtungsfenster (field of view) ohne weiteres auf einen wesentlich kleineren Bereich beschränken, z. B. auf den nicht schraffierten Bereich nach Fig. 9. Wenn der Phasenco diergradient G_P in y-Richtung liegt, so erreicht man dies da durch, daß man die Zahl der Phasencodierschritte entsprechend der Verkleinerung des Betrachtungsfensters in y-Richtung ver ringert. Da die erzielbare räumliche Auflösung in Phasenco dierrichtung von der maximalen Phasencodieramplitude abhängt, werden die obersten und untersten Werte des Phasencodiergra dienten für die äußeren Zeilen der Rohdatenmatrix festgehal ten und dafür entsprechend die Unterschiede von Phasencodier schritt zu Phasencodierschritt geändert.

Dieses Vorgehen führt zunächst dazu, daß das entstehende Bild in Phasencodierrichtung gestreckt ist. Zweckmäßigerweise wird daher das Bild vor der Darstellung auf einem Monitor wieder im entsprechenden Verhältnis gestaucht.

Für die Flußmessung wird die Phase der Kernresonanzsignale ausgewertet. Um einen definierten Zusammenhang zwischen Fluß - also der Bewegung der Kernspins - und Phasenlage der ent sprechenden Kernresonanzsignale herzustellen, wird man zweck mäßigerweise einen speziellen Gradienten für die Flußcodie rung einführen. Eine entsprechende Pulssequenz ist in den Fig. 10 bis 15 dargestellt. Wenn man den Sequenzteil vor dem Hochfrequenzanregepuls RF1 zunächst außer Betracht läßt, so unterscheidet sich diese Pulssequenz von derjenigen nach den Fig. 1 bis 6 lediglich dadurch, daß gemäß Fig. 14 zwi schen Anrege- und Ausleseintervall ein bipolarer Gradienten puls G_R1 eingefügt ist. Die positiven und negativen Teilflä chen dieses Gradientenpulses G_R1 sind gleich, so daß er auf die Phasenlage stationärer Spins keinen Einfluß hat. Dagegen bewirkt dieser bipolare Gradientenpuls G_R1 eine Phasencodie rung bewegter Spins. Bezüglich der Wirkungsweise dieses bipo laren Gradientenpulses wird auf die EP 115 642 B1 verwie sen.

In der Praxis ist aufgrund von Offset-Effekten die exakte Flußbestimmung mit einer einzelnen Messung nicht möglich. Es wird daher im allgemeinen eine zweite Messung durchgeführt, wobei der Fluß unterschiedlich phasencodiert wird. Beispiels weise kann in der zweiten Messung der bipolare Gradient G_R1 invertiert werden, wobei man dann aus der Phasendifferenz der beiden so gewonnenen Signale den Fluß exakt bestimmen kann. Es ist aber auch möglich, bipolare Gradientenpulse so zu di mensionieren, daß die Flußabhängigkeit der Phase von Kern spins eliminiert wird. Dies ist beispielsweise in der EP 142 343 B1 beschrieben. Auch aufgrund einer solchen Mes sung kann durch Differenzbildung die exakte flußbedingte Phase ermittelt werden.

Wenn man, wie bisher beschrieben, das Betrachtungsfenster einengt, so kann es durch Signalanteile von Kernspins, die außerhalb des Betrachtungsfensters liegen, zu Artefakten kom men. Um dies zu vermeiden, werden die in Fig. 9 gestrichelt gezeichneten Regionen außerhalb des Betrachtungsfensters ge sättigt, so daß diese keinen Signalanteil liefern können. Die Sättigung kann z. B. mit einem Sättigungs-Hochfrequenzpuls RF_S nach Fig. 10 erfolgen. Dieser Sättigungs-Hochfrequenzpuls RF_S weist einen Flip-Winkel von 90° auf und wird unter der Wirkung eines Selektionsgradienten G_PS in der späteren Pha sencodierrichtung eingestrahlt. Der Sättigungs-Hochfrequenz puls RF_S weist ferner ein derartiges Frequenzspektrum auf, daß unter der Wirkung des Selektionsgradienten G_PS die Kern spins in den Regionen R1 und R2 in die transversale Lage ge kippt werden. Durch einen nachfolgenden Spoilergradientenpuls G_PSP hoher Amplitude, der entsprechend Fig. 13 z. B. ebenfalls in Richtung des nachfolgenden Phasencodiergradienten G_P liegen kann, wird die Phasenkohärenz der vorher angeregten Kernspins zerstört, so daß sie keinen Signalbeitrag liefern können. Die Regionen R1 und R2 nach Fig. 9 sind damit gesättigt, d. h. beim nachfolgenden Anrege- und Auslesevorgang liefern diese Regionen keinen Signalbeitrag, so daß Artefakte vermieden werden.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann man Bildausschnitte extrem schnell messen, so daß je nach geforderter Zeit- und Ortsauflösung eine Echtzeitdarstellung, unter Umständen auch ohne EKG-Triggerung möglich wird. Wenn man z. B. nur acht Phasencodierschritte und eine Repetitionszeit der Pulssequenz von 5 ms vorsieht, kann ein Bildausschnitt mit dem interessierenden Gefäß in 40 ms gemessen werden. Dabei kann man auf konventionelle Pulssequenzen ohne extreme Hardwareanforderungen zurückgreifen.

Das beschriebene Verfahren kann aber auch mit EKG-Triggerung durchgeführt werden. Dies wird im folgenden anhand der Fig. 16 erläutert. Dargestellt ist ein EKG mit den sogenannten R-Zacken, die eine Repetitionszeit T_RR aufweisen. Mit jeder R-Zacke wird jeweils eine Folge von Datenakquisitionsphasen DA1 bis DAN ausgelöst. Die Datenakquisitionsphasen DA1 bis DAN sind jeweils unterschiedlichen Bildern zuzuordnen, die den Blutfluß in N verschiedenen Zeitphasen innerhalb einer Herzperiode wiedergeben.

In jeder Datenakquisitionsphase DA1 bis DAN läuft eine Puls sequenz nach den Fig. 10 bis 15 ab. In jeder Datenakquisi tionsphase wird jedoch z. B. nur ein Phasencodierschritt durchgeführt, also eine Zeile der zugeordneten Rohdatenmatrix gewonnen. Die weiteren Zeilen der Rohdatenmatrizen werden nach den folgenden Triggerpulsen R gewonnen. Wenn also eine Rohdatenmatrix z. B. acht Zeilen (Phasencodierschritte) auf weist, so sind acht EKG-Perioden erforderlich, um für die N Bilder jeweils eine vollständige Rohdatenmatrix zu erzeugen. Unter der Voraussetzung, daß das EKG (also der Herzschlag) und der damit zusammenhängende Blutfluß periodisch verläuft, kann man aus den N so gewonnenen Bildern den Zeitablauf des Blutflusses gewinnen. Damit erhält man zwar keine Echtzeitaufnahmen, die "stroboskopische" Zeitauflösung kann aber dafür im Vergleich zur Echtzeitaufnahme verbessert wer den.

Claims

1. Verfahren zur mindestens zweidimensional ortsaufgelösten Blutflußmessung mittels kernmagnetischer Resonanz, wobei Kernresonanzsignale mit einer flußsensitiven Pulssequenz an geregt und ausgelesen werden, und wobei diese Pulssequenz Schichtselektionsgradienten (G_S), schrittweise fortgeschalte te Phasencodiergradienten (G_P) und Auslesegradienten (G_R) enthält, die jeweils aufeinander senkrecht stehen, und wobei die gemessenen Kernresonanzsignale abgetastet, digitalisiert und je Phasencodierschritt in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen werden; dadurch gekenn zeichnet, daß die an das zu erfassende Blutgefäß (2) angrenzenden Zonen (R1, R2) durch Applikation von Sätti gungspulsen (RF_S) vor der Pulssequenz gesättigt werden, daß der Phasencodiergradient (G_P) im wesentlichen senkrecht zur Blutflußrichtung liegt, daß die Zahl der Phasencodierschritte gegenüber einer zur Erzeugung eines quadratischen Betrach tungsfensters erforderlichen Schrittzahl bei gleichbleibender maximaler Amplitude des Phasencodiergradienten (G_P) soweit verringert wird, daß in Phasencodierrichtung im wesentlichen nur ein zu betrachtendes Blutgefäß (2) erfaßt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß das gewonnene Bild in Pha sencodierrichtung entsprechend der Reduktion der Phasenco dierschritte gestaucht wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß als Pulssequenz eine FLASH-Sequenz eingesetzt wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da durch gekennzeichnet, daß die Puls sequenz einen ersten bipolaren Gradientenpuls (G_R1) enthält, der so bemessen ist, daß er flußabhängige Phasenverschiebun gen in den Kernresonanzsignalen verursacht, und daß die Phase des Kernresonanzsignals zur Gewinnung einer Flußinformation ausgewertet wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch ge kennzeichnet, daß eine zusätzliche Pulssequenz mit einem bipolaren zweiten Gradientenpuls (G_R2) angewandt wird, wobei der zweite bipolare Gradientenpuls so bemessen ist, daß er eine andere flußabhängige Phasenverschiebung als der erste bipolare Gradientenpuls (G_R1) verursacht, und daß die Flußinformation aus der Differenz der beiden so erhalte nen Phasen der Kernresonanzsignale gewonnen wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch ge kennzeichnet, daß der zweite bipolare Gradien tenpuls (G_R2) bezogen auf die Anregung des zugeordneten Kern resonanzsignals (S) als erstes Moment den Wert Null hat, so daß keine flußabhängige Phasenverschiebung auftritt.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß die Messung EKG-getriggert ist, daß nach jedem Triggerpuls R für mehrere Zeitphasen innerhalb einer EKG-Periode jeweils eine Datenakquisition (DA1-DAN) für je eine Rohdatenmatrix durch geführt wird, wobei je Datenakquisition nur ein Teil der zur Erstellung einer Rohdatenmatrix erforderlichen Phasencodierschritte durchgeführt wird, und daß aufgrund von mehreren Datenakquisitionsphasen (DA1-DAN) nach mehreren Triggerpulsen (R) die Rohdatenmatrizen vervollständigt wer den.