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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein die Magnetresonanzbildgebung
(MRI), und spezieller ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erfassung
von MR-Bildern mit verbessertem Bildsignal und -kontrast durch Anwendung
eines verschachtelten, ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses.
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Wenn
ein Material, wie zum Beispiel menschliche Haut, einem gleichförmigen magnetischen
Feld (polarisierendes Feld Bo) ausgesetzt
wird, versuchen die individuellen magnetischen Momente der Spins
in dem Gewebe sich nach diesem polarisierenden Feld auszurichten,
aber sie präzedieren mit
ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz in regelloser (nicht bevorzugter)
Ordnung um dasselbe. Wenn das Material oder Gewebe einem magnetischen
Feld (Anregungsfeld B1) ausgesetzt wird,
das in der x-y Ebene ausgerichtet ist und nahe der Larmor-Frequenz
liegt, kann das resultierende, ausgerichtete magnetische Moment
oder auch die „Longitudinalmagnetisierung" Mz in
die x-y Ebene gedreht oder auch „gekippt" werden, um so ein resultierendes, transversales
magnetisches Moment Mt zu erzeugen. Durch
die angeregten Spins wird, nachdem das Anregungssignal B1 beendet ist, ein Signal ausgesendet und
dieses Signal kann empfangen und zu einem Bild verarbeitet werden.
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Wenn
diese Signale zur Herstellung von Bildern verwendet werden, werden
magnetische Feldgradienten (Gx, Gy und Gz) angelegt.
Typischerweise wird der Bereich, der bildgebend dargestellt werden soll,
mit einer Sequenz von Messzyklen abgetastet, wobei diese Gradienten
gemäß dem speziellen
zur Anwendung kommenden Lokalisierungsverfahren veränderlich
sind. Der resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird digitalisiert und
weiterverarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer, von vielen
wohlbekannten Rekonstruktionstechniken aufzubauen.
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Herzmuskeldurchblutungs-Bildgebung
(Myocard-Perfusions-Bildgebung)
besteht in der Verfolgung eines Kontrastmittels bei seiner Wanderung durch
das Herzmuskelgewebe, um nicht-invasiv
den Blutfluss im Mikrokreislauf des Herzens zu untersuchen. Typischerweise
besteht eine Perfusions-Bildgebung aus der Anwendung eines injizierten
Kontrastmittels (Bolus), verbunden mit einer schnellen Bildaufzeichnung
während
des ersten Durchgangs des Bolus unter Verwendung sorgfältig optimierter Impulssequenzparameter.
Quantifizierung der Durchblutung aus diesen Bildern wird mittels
Intensität/Zeit-Kurvenanalyse eines
Signals aus dem interessierenden Bereich erreicht. Zur Vermeidung
von Artefakten durch Herzbewegung, werden die Perfusionsbilder typischerweise
mit EKG-Triggern aufgezeichnet, um die wiederholte Aufzeichnung
von Bildern mit verschiedenen räumlichen
Positionen, bezogen auf denselben relativen Punkt im Herzzyklus,
zu synchronisieren. In der Vergangenheit war die Periode der Bilderfassung
(siehe beispielsweise S. D. Wolf et al, "Assessment of First-Pass Myocardial
Perfusion Imaging during Rest and Adenosine Stress: Comparison with
Cardiac Catheterization",
7th Scientific Meeting of the JSMRM, 1999,
Philadelphia, offenbarend eine Herzschlag-(cardiac)getriggerte Vielschichten
segmentierte EPI-Datenerfassung
für myocardische
Perfusionsstudien) typischerweise mehrere Minuten lang, wodurch
die Bilder unter signifikanten Artefakten durch Atmungsbewegung
litten. Solche Artefakte machten die manuelle Aufnahme und Analyse
der Perfusionsbilder notwendig, was lästig und zeitaufwendig war,
da der Anwender jedes Bild sorgfältig
ausrichten musste, um die Bewegung durch die Atmung auszugleichen,
bevor er zur Intensität/Zeit-Analyse
in der interessierenden Region übergehen konnte.
Außerdem
findet der Durchgang des Kontrastmittels über eine Zeitspanne von einigen Sekunden
statt. Bei einer Mittelung über
mehrere Sekunden oder Minuten, wird die Effektivität der Messung
jeglicher Änderung
der Perfusion schwerwiegend eingeschränkt.
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Das
Ziel einer myokardischen Perfusions-Bildgebung (MPI) ist der Nachweis
und die Beschreibung einer abnormalen Verteilung der Herzmuskeldurchblutung.
Die Fähigkeit
quantitative Kennzahlen zu ermitteln, wie „Zeit bis zum Maximum", Verhältnis der
Kontrastzunahme und der Anstieg aus den Erstdurchgangs (first-pass)
kontrastverstärkten
MR-Bildern, verlangt die Erzeugung von Intensität/Zeit-Kurven des Herzmuskels
und des Hintergrundsbluts (blond-pool) für die gewünschten, interessierenden Bereiche.
Die Berechnung dieser Kurven wird kompliziert, wenn Patienten den
Atem nicht adäquat
anhalten, was dann zu einer fehlerhaften Bildaufzeichnung über die
Zeit führt.
Artefakte durch fehlerhafte Aufzeichnung treten häufig auf Grund
der Tatsache auf, dass die Dauer des Atemanhaltens, die benötigt wird,
um eine Erstdurchgangskinetik aufzunehmen, typischerweise 20–30 Sekunden beträgt. Eine
genaue räumliche
Anordnung von Bildern über
eine gewisse Zeitdauer ist für
die Erstellung repräsentativer
und genauer Intensität/Zeit-Kurven
für einen
vorgegebenen Bereich des Herzmuskels notwendig.
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Die
bildgebende Darstellung der Durchblutung von Gewebe ist nahe verwandt
mit der bildgebenden Darstellung des Blutflusses durch Gefäße, wie
in der MR-Angiographie. Wie bei der MR-Angiographie wird MR-Perfusions-Bildgebung
durchgeführt,
indem der Bolus eines MR-aktiven Kontrastmittels dem Patienten während einer
Bildgebungs-Sitzung injiziert wird. Diese Mittel können entweder
den T1-Wert von Blut erniedrigen, um das
detektierte MR-Signal zu erhöhen,
oder den T2-Wert von Blut erniedrigen um
das detektierte MR-Signal abzuschwächen. Während der Bolus durch den Körper wandert, erhöht oder
vermindert das verstärkte
oder abgeschwächte
Signal die Signalintensität,
die im durchbluteten Gewebe beobachtet wird, aber nicht die, die im
nicht-durchbluteten Gewebe beobachtet wird. Der Grad der Signalveränderung
im beobachteten Gewebe kann verwendet werden, um den Grad der Gewebedurchblutung
zu bestimmen. Da Durchblutungsmessungen auf der Stärke der
MR-Signale basieren, die
während
des Scans aufgezeichnet werden, ist es wichtig, dass die MR-Signalstärke unempfindlich
gegenüber
anderen gemessenen Variablen gemacht wird. Eine solche Variable
ist die Stärke
der longitudinalen Magnetisierung Mz, die
vom HF-Anregungsimpuls in der MR-Impulssequenz in die transversale Ebene
gekippt wird. Nach einer jeden solchen Anregung wird die Längsmagnetisierung
reduziert und erholt sich in ihrer Stärke mit einer Geschwindigkeit,
die von der T1-Konstanten des speziellen, bildgebend darzustellenden
Spins abhängt.
Falls eine weitere Impulssequenz angewendet wird, bevor die Längsmagnetisierung
sich erholt hat, wird die Größe des erhaltenen
MR-Signals geringer sein als bei einem Signal, das von einer Impulssequenz
erzeugt wurde, die lange genug verzögert wurde, um die vollständige Erholung
der Längsmagnetisierung
zu ermöglichen. Bei
der Perfusions-Bildgebung ist es daher wichtig, dass die Variable
der Längsmagnetisierung
während des
gesamten Scans auf einem konstanten Wert gehalten wird.
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Wenn
kardiale Triggerung (cardiac gating) zur Kontrolle der Erfassung
von MR-Perfusionsbilddaten angewendet wird, kann das Zeitintervall
zwischen den Einzelaufnahmen verbunden mit einer daraus folgenden
Variation in der Längsmagnetisierung
beträchtlich
variieren. Dies trifft vor allem zu, wenn das Objekt einen unregelmäßigen Herzschlag (Arhythmie)
oder ande re Veränderlichkeiten
in der Herzfrequenz (heart rate) hat. Eine Lösung für dieses Problem ist es, direkt
vor jeder Bildaufnahme-Impulssequenz oder vor jedem Aufnahmeimpulssequenz-Segment für jede Schicht,
einen HF-Sättigungsimpuls
auf das Objekt anzuwenden und vor der Durchführung der Impulssequenz eine
feste Erholungszeit (TI) verfließen zu lassen. Unglücklicherweise
werden die MR-Signale, sofern die Erholungszeit TI nicht ziemlich
lange ist, keinen signifikanten Kontrast zwischen Geweben mit unterschiedlichen T1-Relaxationszeiten aufweisen, wobei außerdem die
MR-Signale ziemlich klein sind, mit einer daraus folgenden Reduzierung
der aufgenommenen MR-Signale,
des Signal/Rausch-Verhältnisses
(SNR) und des Kontrast/Rausch-Verhältnisses (CNR). Die Verlängerung
der Erholungszeit (TI) jedoch verlängert die Zeit, die benötigt wird,
um jedes Impulssequenz-Segment auszuführen und reduziert die Anzahl
der Schicht--Positionen, die während
eines R-R Intervalls aufgenommen werden können. Daher gibt es einen direkten
Zielkonflikt zwischen der Bildqualität und der Anzahl von Positionen,
die in einem einzelnen Scan bei angehaltenem Atem aufgenommen werden
können.
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Ein
spezielles Verfahren beinhaltet die Vorbereitung einer gegebenen
Schicht mit einem nicht-selektiven 45–60° Impuls, dem man eine Erholzeit
TI zugesteht, bevor die Daten mit einer Echo Planar Bildgebung (EPI)
aufgenommen werden. Bei dieser Ausführung liefert der 45–60° Vorbereitungsimpuls
nur eine schwache T1-Gewichtung und kann Signalabweichungen
aufgrund von Variationen in den Arhythmien des Herz-Intervalls des
Patienten zulassen. Zudem erlaubt die kurze Erholungszeit TI (ungefähr 10 ms)
nicht die Entwicklung eines ausreichenden Bild-SNRs oder -kontrastes.
Mit anderen Worten, erlaubt der kleine Vorbereitungs-Umklappwinkel
von 45–60° nicht die
Erzeugung von ausreichendem Kontrast und ein solch kleiner An regungs-Umklappwinkel
erzeugt kein adäquates
Signal-Rauschverhältnis (SNR).
Das Ersetzen der Teilsättigungs-Vorbereitungssequenz
mit kurzem TI durch eine Sättigungs-Erholungssequenz
mit langem TI würde
diesem einen Problem Rechnung tragen, aber ein anderes erzeugen
und zwar durch die Reduktion der Schichtabdeckung.
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Es
wäre also
wünschenswert,
ein Mittel für die
Erstellung von MR-Perfusionsbildern zu haben, das nicht die als
nächstes
aufzunehmende Schicht beeinträchtigt,
um längere
TI Zeiten zu erhalten, während
die Fähigkeit
aufrecht erhalten wird, viele Schichten pro R-R Intervall aufzunehmen,
einen hohen Grad von Unempfindlichkeit gegenüber den Effekten von Arhythmien
und anderen Variationen im Herzfrequenz eines Patienten zu erzeugen
und die Unterdrückung
des Bluthintergrunds zu ermöglichen (um
Herzmuskelgewebe besser abzugrenzen).
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Die
zuvor erwähnte
Aufgabe wird durch das Verfahren nach Anspruch 1 gelöst. Eine
entsprechende Vorrichtung wird in Anspruch 3 dargelegt.
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Anstelle
eines nicht-selektiven, teilsättigenden
Impulses, verwendet die vorliegende Erfindung einen Volumen-selektiven
HF-Sättigungsimpuls
mit einem Stoppband oder einem „ausgetasteten", in Schichten aufgeteilten
Profil. Ausgetastete Impulse sind beispielsweise bekannt aus MS-A-5
821 752, und aus MS-A-4 715 382. Druckschrift MS-A-4 715 382 offenbart
eine Mehrschicht-Sequenz, wobei Spins auf gegenüberliegenden Seiten der Schichtsequenz
gesättigt
sind. Die Austastung wird so gewählt, dass
sie mit der Schichtposition zusammenfällt, die durch die nächste Datenerfassung
abgebildet wird. Vorzugsweise ist die Austastungsbreite vom Anwender
wählbar
und etwas größer als
die abgebildete Schichtdicke (um Herz- oder At mungsbewegung während der
Zeit TI zu berücksichtigen).
Bei MR-Perfusionsuntersuchungen sättigt der ausgetastete Impuls
alle Spins außerhalb
des ausgetasteten Stoppbandes. Dies resultiert in einer Sättigung
des Bluts in den ventrikulären
Kammern und sorgt für
einen hohen Grad an Unempfindlichkeit gegenüber den Effekten, die durch
Arhythmien oder andere Veränderlichkeiten
der Herzfrequenz (heart rate) des Patienten erzeugt werden. Der
ausgetastete Sättigungsimpuls beeinträchtigt nicht
die Schicht, die direkt nach der Übertragung des Impulses aufgenommen
werden soll, daher sind bei Aufrechterhaltung der Fähigkeit wenigstens
3–4 Schichten
pro R-R Intervall zu erhalten längere
TI-Zeiten erreichbar.
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Es
hat sich gezeigt, dass die vorliegende Erfindung eine wesentliche
Verbesserung des SNRs und des Kontrasts mit sich bringt, um somit
eine bessere Sichtbarmachung von Durchblutungsstörungen in MR-Kontrast-Perfusions-Scans
bei gleichzeitiger Unterdrückung
des Hintergrundbluts zu schaffen.
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Die
Erfindung wird nun im Detail anhand eines Beispiels, mit Bezug auf
die Zeichnung genauer beschrieben, in welcher:
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1 ein
schematisches Blockdiagramm eines bildgebenden NMR-Systems ist,
wie es für
die vorliegende Erfindung verwendet wird;
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2 ein
Diagramm einer Impuls-Aufnahmesequenz gemäß der vorliegenden Erfindung
ist;
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3 ein
Diagramm ist, das den räumlichen Bezug
der Impuls-Aufnahmesequenz von 2 zeigt;
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4 eine
Diagramm ist das die Erhöhung des
Spitzenwertkontrastes in Abhängigkeit
der Patientenstudien aufzeigt;
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5 ein
Diagramm ist, das Intensität/Zeit-Kurven
der vorliegenden Erfindung gegenüber
solchen aus dem Stand der Technik zeigt;
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6 ein
Stressbild unter Anwendung der vorliegenden Erfindung ist;
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7 ein
Ruhebild unter Anwendung der vorliegenden Erfindung ist.
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Bezugnehmend
auf 1 werden die Hauptkomponenten eines bevorzugten
MRI-Systems 10 dargestellt, das die vorliegende Erfindung
beinhaltet. Die Steuerung des Systems wird von einer Bedien-Konsole 12 kontrolliert,
die eine Tastatur oder ein anderes Eingabegerät 13, ein Kontrolltastenfeld 14 und
einen Bildschirm 16 beinhaltet. Die Konsole 12 ist
durch einen Anschluss 18 in Verbindung mit einem separaten
Computersystem 20, das einem Bediener erlaubt, die Erstellung
und Darstellung von Bildern auf dem Bildschirm 16 zu steuern.
Das Computersystem 20 enthält eine Anzahl von Modulen,
die miteinander über
eine Backplane (Bus-Leiterplatte) 20a in Verbindung stehen.
Diese schließen
ein Bild-Erzeugungsmodul 22, ein CPU-Modul 24 und ein Speichermodul 26 ein,
das im Stand der Technik als frame buffer (Bildspeicher) zur Speicherung
von Bilddaten-Arrays (Feldern) bekannt ist. Das Computersystem 20 ist
verbunden mit einer Speicherplatte 28 und einem Bandspeichergerät 30 zur
Speicherung von Bilddaten und Programmen und es kommuniziert mit
einer getrennten Systemkontrolleinheit 32 über eine
serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 34. Das Eingabegerät 13 kann
beinhalten: eine Maus, einen Handsteuergeber (joystick), eine Tastatur
(keyboard), ein Rollkugeleingabegerät (track ball), einen Berührungsbildschirm
(touchscreen), einen Lichtstift (light wand), ein Spracherkennungseingabegerät (voice control)
oder ein ähnliches
Gerät,
und kann zur interaktiven Geometrie-Vorauswahl verwendet werden.
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Die
Systemcontrollereinheit 32 beinhaltet einen Satz von Modulen,
die miteinander über
eine Backplane 32a verbunden sind. Diese schließen ein: eine
CPU-Einheit 36 und ein Pulsgenerator-Modul 38,
welches mit der Bediener-Konsole 12 über eine serielle Verbindung 40 verbunden
ist. Über
die Verbindung 40 empfängt
die Systemkontrolleinheit 32 auch Befehle vom Bediener,
welche die Signalsequenz, die ausgeführt werden soll, bestimmen.
Das Pulsgenerator-Modul 38 steuert die Systemkomponenten,
um die gewünschte
Scan-Sequenz auszuführen
und erzeugt Daten, die die zeitliche Abfolge, Stärke und Form der HF-Impulse,
und den Zeitpunkt und die Länge
des Datenaufzeichnungsfensters angeben. Das Pulsgenerator-Modul 38 ist
mit einem Set von Gradientenverstärkern 42 verbunden,
um die Länge
und Form der Gradientenimpulse anzugeben, die während eines Scans erzeugt werden.
Das Pulsgenerator-Modul 38 empfängt auch Patientendaten von
einem physiologischen Aufnahmecontroller 44, der wiederum
Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren empfängt, die
mit dem Patienten verbunden sind, wie EKG-Signale von Elektroden,
die am Patienten befestigt sind. Und schließlich ist das Pulsgenerator-Modul 38 mit
einer Scanraum-Interface-Schaltung 46 verbunden, die Signale
von verschiedenen Sensoren empfängt,
die den Zustand des Patienten und des Magnetsystems betreffen. Durch
die Scanraum-Interface-Schaltung 46 erhält auch
das Patientenpositionierungssystem 48 Befehle, den Patienten
in die gewünschte
Lage für
den Scan zu bringen.
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Die
Gradientensignalformen, die von dem Pulsgenerator-Modul 38 erzeugt
werden, werden an das Gradientenverstärkersystem 42 angelegt,
das Gx-, Gy- und Gz-Verstärker
aufweist. Jeder Gradientenverstärker
erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer Anordnung 50,
die im allgemeinen dazu bestimmt ist die magnetischen Feldgradienten zur
Verwendung der Positionskodierung der erfassten Signale zu erzeugen.
Die Gradientenspulenanordnung 50 bildet einen Teil der
Magnetanordnung 52, die einen Polarisierungsmagneten 54 und
eine Ganzkörper-HF-Spule 56 beinhaltet.
Ein Transceiver-Modul 58 in dem Systemcontroller 32 erzeugt
Impulse, die mit einem HF-Verstärker 60 verstärkt werden
und in die HF-Spule 56 über
einen Senden/Empfangen-Schalter 62 eingekoppelt werden.
Das resultierende Signal, das von den angeregten Kernen im Patienten
ausgesendet wird, kann von derselben HF-Spule 56 abgetastet
und über
den Senden/Empfangen-Schalter 62 auf einen Vorverstärker 64 gegeben
werden. Die verstärkten
NMR-Signale werden im Empfangsteil des Transceivers 58 demoduliert,
gefiltert und digitalisiert. Der Senden/Empfangen-Schalter 62 wird
durch ein Signal von dem Pulsgenerator-Modul 38 gesteuert,
um den HF-Verstärker 60 während des
Sendemodus mit der Spule 56 und während des Empfangsmodus mit
dem Vorverstärker 64 elektrisch
zu verbinden. Der Senden/Empfangen-Schalter 62 aktiviert
auch eine separate HF-Spule (beispielsweise eine Oberflächenspule),
die entweder im Sende- oder Empfangsmodus betrieben werden kann.
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Die
NMR-Signale, die von der Empfangsspule 56 aufgefangen werden,
werden vom Transceiver-Modul 58 digitalisiert und zu einem
Speichermodul 66 in der Systemkontrolleinheit 32 übertragen. wenn
ein Scan fertig gestellt ist, ist ein Feld von Rohdaten des k-Raums
im Speichermodul 66 aufgenommen worden.
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Wie
im weiteren genauer beschrieben wird, werden diese k-Raum-Rohdaten in
getrennte k-Raum-Datenfelder für
jedes aufzubauende Bild umgeordnet, und jedes von diesen wird in
einen Feldprozessor (array processor) 68 eingegeben, der
so arbeitet, dass er die Daten über
Fourieranalyse in ein Feld (array) von Bilddaten umwandelt. Diese
Bilddaten werden durch die serielle Verbindung 34 zum Computersystem 20 überführt, wo
sie im Bildspeicher 28 gespeichert werden. Auf Befehle,
die von der Bediener-Konsole 12 empfangen werden, können diese
Bilddaten auf dem Bandspeichergerät 30 archiviert werden,
oder sie können
vom Bildprozessor 22 weiter verarbeitet und zur Bediener-Konsole 12 weitergeleitet
und auf dem Bildschirm 16 dargestellt werden.
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Die
vorliegende Erfindung beinhaltet ein Verfahren und ein System, welches
für die
Verwendung mit dem oben beschriebenen NMR-System oder mit jedem ähnlichen
oder gleichwertigen System zum Erhalt von MR-Bildern eingerichtet
ist.
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Jetzt
wird mit Bezug auf 2 eine Impuls/Erfassungssequenz
entsprechend der vorliegenden Erfindung gezeigt. Wie angegeben wird
die Sequenz mit einem EKG-Signal 70 getriggert. Wie beschreiben
werden wird, müssen
die HF-Vorsättigungsimpulse
schichtselektiv und vorzugsweise die Aufnahmen verschachtelt sein,
um eine große
Anzahl von Schichtpositionen erhalten zu können, die in einem R-R-Intervall
aufgenommen werden. Es gibt zwei Arten von Verschachtelung. Die
erste besteht in der Verschachtelung von Vorbereitungsimpulsen und Datenerfassung,
wie in 2 (beispielsweise: Vorbereitung, Erfassung, Vorbereitung,
Erfassung ...) dargestellt ist. Die zweite beinhaltet eine Verschachtelung
von Schichtaufnahmen, wie beispielsweise bei einer Datenerfassung
von jeweils jeder zweiten Schicht, oder jeder 3. Schicht oder einer
anderen solchen Kombination, wie noch weiter diskutiert wird. Nachstehend
wird der Begriff auf die letztere Definition beschränkt.
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Wie
in 2 gezeigt, wird jeder HF-Vorbereitungs-Impuls 72, 74, 76,
der jeweils zu den Zeitpunkten t1, t3 und t5 auftritt,
gefolgt von einer MR-Datenerfassung 78, 80 und 82 zu
den jeweiligen Zeitpunkten t2, t4 und t6. Es ist
selbstverständlich,
dass jeder Vorbereitungs-Impuls einen Dephasierungs- oder Lösch-(spoiling)-Gradienten
enthält.
Jede Datenaufnahme 90 folgt einem HF-Sättigungsimpuls, aber, um eine
längere
Zeit TI zu erreichen, wird ein ausgetasteter HF-Sättigungsimpuls
verwendet, was am besten in 3 gezeigt
ist, worin die Profile der Sättigungspulse 72, 74 und 76 in
Bezug auf eine Mehrzahl von Schichtpositionen 84 räumlich aufgezeigt sind.
Jeder der Sättigungsimpulse 72–76 hat
ein Stoppband 86 zwischen einem Paar Durchgangsbänder 88,
so dass die Spins der nächsten
aufzunehmenden Schichtposition sich innerhalb des Stoppbandes des
Impulses befinden und von dem HF-Sättigungsimpuls nicht beeinflusst
werden. Spins innerhalb des Durchgangsbandes 88 hingegen
werden effektiv gesättigt,
was umgekehrt wie bei einem konventionellen HF-Anregungsimpuls ist.
Die Magnetisierung der Spins in der unmittelbaren Schicht wird nicht
gestört
und nur die Spins, die sich außerhalb der
Schichtposition befinden, erfahren diesen Sättigungsimpuls. Die Bildaufzeichnung
von der nächsten Schicht
beginnt erst nachdem der nächste
ausgetastete HF-Impuls übertragen
wird. Die Spins in der nächsten
Schicht haben sich dann eine Zeit TI (2) lang
erholt, die gleichwertig mit der Zeit für ein Bildaufnahmesegment ist.
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Die
vorliegende Erfindung betrachtet eine Verschachtelung der Vorsättigungsimpulse
während sie
die Sättigung
von Blut über
ein großes
Volumen außerhalb
einer Schichtendicke bietet, die durch die Größe des Stoppbandes 86, 3,
definiert ist. Solche Vorteile ermöglichen die Verwendung eines
90° Umklappwinkels
für die
HF-Vorsättigungsimpulse
zur maximalen Anhebung des dynamischen Bereiches des Kontrasts und
resultieren darin, die Effekte von Arhythmien und anderen Veränderlichkeiten
in der Herzfrequenz (heart rate) des Patienten zu minimieren, da
die Magnetisierung sich für
eine feste Zeitspanne erholen kann, wie dies, ausgehend von einem
Zustand, bei dem die Längsmagnetisierung gleich
Null ist, durch die Zeit TI definiert ist.
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Da
jede gegebene Schicht vor der Aufnahme der vorangegangenen Schicht
vorbereitet wird, stellt die erste Schicht in der Sequenz einen
Sonderfall dar. Die erste Schicht der ersten Phase hat keine Vorbereitung.
Obgleich es selbstverständlich
ist, dass 3 ein Teil der Sequenz aus der
Mitte der Sequenz darstellt, hätte
Schicht n – 1,
wenn sie die erste Sequenz der ersten Phase der Bilderfassung wäre, in dem
Beispiel von 3 keinen entsprechenden Vorbereitungsimpuls.
Die nachfolgenden Phasen der ersten Schicht jedoch werden von dem
Sättigungsimpuls
vorbereitet, der der letzten Schicht der vorherigen Phase voranging.
Das bedeutet, Schicht 1 von Phase 2 wird von dem
Vorbereitungsimpuls gesättigt, der
der letzten Schicht von Phase 1 vorausgeht. Folglich sollte
die Zeit zwischen Vorbereitung und Aufnahme der ersten Schicht eine
ganze EKG-Triggerperiode überspannen.
Das TI für
die erste Schicht ist daher länger
als das der anderen Schichten und ist zudem in Abhängigkeit
von dem R-R-Intervall des jeweiligen Herzschlags variabel.
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Die
Verwendung eines ausgetasteten Sättigungsimpulses
mit einem Umklappwinkel von 90°, wie
in 3 gezeigt, bedingt eine resultierende Längsmagnetisierung
von Null. Dies resul tiert in Signalen mit nur niedriger Intensität für umgebende
Blutströme
in die interessierende Schichtposition. Anders gesagt, die Durchgangsbänder 88 werden
Blut hinter und vor jeder Schicht blockieren, so dass die Aufzeichnung 90 mit
Hintergrundblut-Unterdrückung durchgeführt wird.
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In
dem Vorbereitungsschema in 3 wird die
Schicht n durch den Vorbereitungsimpuls 72 zu der Zeit
t1 gesättigt,
der der EPI Aufnahme 90 zu der Zeit t2 von
Schicht 2 vorausgeht. Schicht n ist folglich unbeeinflusst
von dem Vorbereitungsimpuls 74 zu der Zeit t3,
der direkt seiner Aufnahme 90 zu der Zeit t4 vorausgeht.
Daher ist die Zeit zwischen der Vorbereitung jeder Schicht und der
Aufzeichnung derselben die effektive Zeit TI. In diesem Fall ist
TI gleich t4–t1.
In der bevorzugten Ausgestaltung werden die Schichten statt sequentiell
auf eine verschachtelte Art aufgezeichnet, um eine breitere Austastung
oder ein breiteres Stoppband 86 zu gestatten, um potentielle
Herzbewegung zwischen Sättigungen
in der Auslesung zu kompensieren. Die Schichten werden so bezeichnet,
dass die tatsächliche
zeitliche Anordnung der verschachtelten Schichten wiedergegeben wird.
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In
einer bevorzugten Ausgestaltung ist die Breite der Austastung 86 ein
von dem Anwender wählbarer
Parameter, der mittels Eingabegerät 13, 1,
vorgegeben werden kann. Idealerweise sollte die Breite der Austastung 86, 3,
größer als
die angestrebte Abbildungsschichtdicke sein. Die Durchgangsbänder 88 auf
beiden Seiten der Austastung 86 sind als etwa die fünffache
Breite der Austastung in der bevorzugten Ausgestaltung festgelegt.
Dies ist so, weil, wenn die Schichten verschachtelt sind (beispielsweise
aufgenommen in folgender Reihenfolge: 1, 3, 5, 7, 2, 4, 6), eine
Spanne von 5 Schichtdicken zwischen Aufnahme von Schichten 7 und 2 besteht. Jedoch ist
im Allgemeinen die Anforderung an die Breite derart, dass das Durchgangsband
breit genug sein soll, so dass es die Entfernung zwischen aktueller
und nächster
Schicht überdeckt.
Da die Gesamtbreite des Auswahlvolumens typisch größer als
150 mm ist, ist der HF-Impuls 15 ms lang und wird während eines
niedrigen Schichtselektionsgradienten angewendet. Ein Gradientenbrecher
(gradient crusher) wird dann eingesetzt, um die resultierende Quermagnetisierung
zu vernichten. Die Gesamtdauer der Vorbereitungssequenz ist etwa
18 ms, welches ungefähr
die gleiche Länge
ist wie die der Vorbereitungssequenz von vergleichbaren, konventionellen
Sequenzsegmenten von Inversions-Erholungsimpulsen, welche einen
5 ms HF-Impuls beinhalten, gefolgt von einer Erholungszeit von 10
ms.
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Herzmuskel-Perfusionsuntersuchungen,
sowohl unter Stress- als auch Ruhebedingungen- wurden mit einer
Reihe von Patienten durchgeführt
unter Verwendung von FASTCARD-ETTM Impulssequenzen
(schnelle segmentierte k-Raum Echogradientenerfassung mit einem
kurzen Turbofaktor (echo train length) der Echo Planar Imaging-Auslese)
mit den folgenden Parametern: EKG-Triggerung; TR 5.6 m; TE 1.3 ms, Umklappwinkel
25°, Turbofaktor
(ETL) 4; FOV 36 × 27
cm; Schichtdicke 10 mm, 0–2
mm Abstand; 7 Schichten aufgenommen über zwei Herzzyklen; Bandbreite
+–125
kHz; Matrix 123 × 128
(96 Ky Linien); Austastung 15 mm (1.5 mal
Schichtdicke); gesamte Sättigungsplattenbreite
165 mm; 0.1 mmol/Kg Gd-Kontrastmittel. Mit einer Erfassungszeit für jedes
Bild von 136 ms, war TI 165 ms lang. FASTCARD-ETTM ist
eine Marke der General Electric Co.
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Es
wird festgestellt, dass die Aufnahme von 3–4 Schichten pro Herzschlag
spezifisch ist für
die gewählten
Abbildungsparameter und für
einen Herzschlag von weniger als etwa 100 Schlägen pro Minute. Allgemeiner
gesagt maximiert diese neue Se quenz die Anzahl aufnehmbarer Schichten
unabhängig
von Aufzeichnungsparametern und Herzschlag, weil im Gegensatz zu
Perfusions-Techniken aus dem Stand der Technik keine Totzeit für T1-Relaxation zu der Sequenz addiert wird.
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4 zeigt
den Unterschied in der Spitzenwerterhöhung für einige Patienten zwischen
derzeitigen Perfusions-Sequenzen 100 und denen, die mit der
modifizierten Sequenz der vorliegenden Erfindung 102 aufgenommen
wurden.
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Die
durchschnittliche Spitzenwertsteigerung war 92%, mit einer Varianz
von ±27%
für die
herkömmlichen
Perfusions-Sequenzen 100,
und 235% mit einer Varianz von 31% für die Sequenz vorliegender
Erfindung 102.
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5 zeigt
Intensität/Zeit-Kurven
für die Perfusions-Sequenz 104 nach
dem Stand der Technik und die Sequenz nach der vorliegenden Erfindung 106.
Die Erfindungssequenz 106 weist selbst bei Verwendung eines
größeren Anregungs-Umklappwinkels, wie
z.B. 25° gegenüber 12°, ein niedrigeres
Grundsignal (baseline signal) auf sowie einen größeren Dynamikbereich als die
Sequenz 104 nach dem Stand der Technik.
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6 und 7 zeigen
tatsächliche
Ergebnisse eines Herz-Perfusions-MRI. 6 zeigt
ein Stressbild der gleichen nominellen Schichtposition eines Patienten
mit der Perfusions-Sequenz
dieser Erfindung. 7 zeigt die gleiche nominelle
Schichtposition in einem Ruhebild. Die Bilder zeigen eine wesentliche
Verbesserung in SNR und Kontrast, was eine bessere Visualisierung
von Durchblutungsstörungen
erlaubt. Die Bereiche mit Durchblutungsdefiziten werden in dem Stressbild
durch einen dunklen Kreisbogen am unteren Teil der linken Kammer
an dem Herzmuskel angezeigt und weisen auf Versagen des Blut flusses
unter Stressbedingungen hin. Die Abwesenheit eines ähnlichen
dunklen Flecks im Ruhebild zeigt an, dass das Gewebe noch lebendig
ist, und der starke Kontrast zwischen den beiden Bildern zeigt dem
Arzt deutlich die spezifische Lage des Defizits.
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Die
Anwendung eines verschachtelten, ausgetasteten Vorbereitungsimpulses
in Übereinstimmung
mit der vorliegenden Erfindung erfüllt in idealer Weise die Anforderungen
des Perfusions-MRI. Ein Sättigungswinkel
von 90° sorgt
für Unempfindlichkeit gegen
Arhythmie und ermöglicht
die Entwicklung einer besseren T1-Gewichtung.
Die effektive Verschachtelung der Sättigungsimpulse gestattet eine signifikant
längere
Relaxationszeit TI. Diese Effekte zusammengenommen verbessern deutlich
das SNR und den Kontrast der Bilder, ohne Schichtabdeckung zu opfern,
während
sie gleichzeitig Bluthintergrund-Unterdrückung bieten.
Eine weitere Verbesserung des SNR wird durch Anwendung eines höheren Anregungs-Umklappwinkels
erreicht, weil mehr Längsmagnetisierung
aufgrund einer längeren
Zeit TI zugänglich
wird. Der Umklappwinkel kann dementsprechend von 12° auf 25° erhöht werden
und die Kontrastmittelkonzentration kann von 0.15 mmol/kg auf 0.1
mmol/kg verringert werden. Jedoch kann eine zu große Erhöhung des
Umklappwinkels in einem instabilen Zustand mit stark veränderlicher k-Raum-Gewichtung
resultieren, welche die Amplitude von Seitenlappen in der Streufunktion
der Aufnahmepunkte vergrößern kann.
Dies hat den Effekt einer Zunahme von Geisterbildern und bildverwischenden Artefakten.
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Ebenso
beinhaltet die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Aufnahme
von MR-Daten, aufweisend den Schritt der Auswahl eines Volumens
von Schichtpositionen (n) in welchem MR-Daten aufgenommen werden
sollen, und dann der Übertragung einer Reihe
von ausgetasteten HF-Sättigungsimpulse
in das ausgewählte
Volumen von Schichtpositionen. Das Verfahren beinhaltet als nächstes die
Aufnahme von MR-Daten für
die Schichtposition im Stoppband des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses.
Der Übertragungsschritt
wird mindestens für jede
zweite Schichtposition wiederholt, dergestalt, dass eine Reihe von
ausgetasteten HF-Sättigungsimpulsen übertragen
werden, wobei die MR-Datenerfassung ferner durch eine Verschachtelung
der Aufzeichnungen definiert wird, um derart während jeder Phase oder jedes
Durchlaufs Daten von jeder zweiten Schichtposition aufzuzeichnen.
Die ausgetasteten HF-Sättigungsimpulse
sind, zur Sättigung
aller Schichtpositionen im Auswahlvolumen ausgelegt, bis auf eine
Schichtposition, in der MR-Daten direkt nach der Übertragung
eines HF-Sättigungsimpulses
aufgenommen werden sollen. Vorzugsweise ist der ausgetastete HF-Sättigungsimpuls
ein 90° Impuls,
um Signalstärkenvariationen
zu minimieren, die von Arhythmien und Variationen der Herzfrequenz
verursacht werden. Die Folge von Übertragung und Erfassungsverschachtelung
resultiert in einer längeren
TI Zeit, während
sie die Anzahl der Schichtpositionen maximiert.
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Vorzugsweise
ist die Breite des Stoppbandes des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
größer als
die Schichtenortdicke und die Breite des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
ein vom Anwender wählbarer
Parameter. Das Durchgangsband des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
sättigt
im Wesentlichen das ganze Volumen der Schichtpositionen im Auswahlvolumen
mit Ausnahme der Schichtposition, in der MR-Daten sofort als nächstes aufgenommen
werden sollen. Das Durchgangsband des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
hat eine Breite von wenigstens fünf
mal der des Stoppbandes und die Serie von ausgetasteten HF-Sättigungsimpulsen sättigt im
Wesentlichen das ganze Blut innerhalb des Schichtpositionsvolumens,
das für die
effektive (aktuelle) myocardische Perfusions-MR-Bildgebung ausgewählt wurde.
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Die
Erfindung beinhaltet auch ein MRI-System (wie in Anspruch 3 definiert),
um MR-Bilder aufzuzeichnen mit einem vergrößerten SNR und Kontrast in
Perfusionsstudien, enthaltend ein MRI-System, das eine Mehrzahl
von Gradientenspulen, die über
der Apertur eines Magneten positioniert sind, aufweist, um ein polarisierendes
magnetisches Feld einzuprägen,
und ein HF-Sende/Empfangs-System, einschließend einen HF-Modulator, der
von einem Impuls-Kontrollmodul gesteuert wird zur Übertragung von
HF-Signale an eine HF-Spulenanordnung, um MR-Bilder aufzunehmen. Das MRI-System beinhaltet ein
Computerprogramm, um das MRI-System periodisch zu aktivieren und
eine zeitliche Abfolge von MR-Bildern aufzunehmen. Der Computer
ist programmiert, ein Volumen von Schichtpositionen auszuwählen, in
welchen MR-Daten aufgezeichnet werden sollen, einen ausgetasteten
HF-Sättigungsimpuls
in das ausgewählte
Volumen von Schichtpositionen zu übertragen, wobei der ausgetastete
HF-Sättigungsimpuls
ein Stoppband zwischen einem Paar von Durchgangsbändern aufweist,
und MR-Daten im Stoppbandbereich des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
aufzunehmen. Das System ist ausgelegt, um ein MR-Bild unter Verwendung
der aufgenommenen MR-Daten aufzubauen, dergestalt dass das aufgebaute
MR-Bild eine erhöhte
SNR und einen erhöhten
Bildkontrast aufweist verglichen mit solchen, die ohne ausgetasteten
HF-Sättigungsimpuls aufgezeichnet
wurden.
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Die
vorliegende Erfindung wird mittels eines Computersystems zur Verwendung
mit einer MRI-Vorrichtung implementiert, mit einem Computer, der
von einem computerlesbaren Speichermedium programmiert wird, auf
dem sich ein Computerprogramm befindet, das programmiert ist, ein
Volumen von Schichtpositionen auszuwählen, in welchem MR-Daten aufgenommen
werden sollen, einen ausgetasteten HF-Sättigungsimpuls in das ausgewählte Volumen
der Schichtpositionen zu übertragen,
wobei der ausgetastete HF-Sättigungsimpuls
ein Stoppband zwischen einem Paar von Durchgangsbändern aufweist,
und MR-Daten im Stoppbandgebiet des ausgetasteten HF-Sättigungsimpulses
aufzunehmen.
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Obgleich
die Herzbewegung eine Beeinträchtigung
darstellt, wann immer zwei schichtenselektive Operationen nicht
nacheinander ausgeführt werden
(z.B. die Vorbereitungs- und die Aufzeichnungsoperation), so können doch
die Effekte minimiert werden. Der Grad der Unempfindlichkeit auf Herzbewegungen
wird von der Breite der Austastung im Sättigungsimpuls der vorliegenden
Erfindung bestimmt. Die Breite sollte groß genug gewählt werden, um eine gewisse
Bewegung der gewünschten Schicht
innerhalb des Stoppbandes zuzulassen, aber nicht so groß, dass
die darauf folgende Schicht in das Stoppband fällt und nicht vollständig gesättigt wird. Die
beste Wahl ist es, jede Austastung nahe an die vorherige zu setzen.