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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein eine Vorrichtung, um nachkontrastierte
Bilder zur Visualisierung von arteriellen und venösen Strukturen zu
akquirieren, wobei die Visualisierung bezüglich der Akquirierung der
Bilder während
der arteriellen Periode oder direkt nach der Injektionsperiode eines Kontrastbolus
nicht zeitabhängig
ist und Steady-State-Precession(SSPF)-Impulssequenzen
verwendet.
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Wenn
eine Substanz, wie menschliches Gewebe, einem gleichmäßigen Magnetfeld
(polarisierendes Magnetfeld B0) ausgesetzt
wird, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins im Gewebe
sich entlang des polarisierenden Feldes auszurichten, aber präzedieren
in zufälliger
Anordnung mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz um dieses.
Wenn die Substanz oder das Gewebe einem magnetischen Feld (anregendes
Feld B1) ausgesetzt wird, das in der x-y-Ebene
liegt und das nahe der Larmorfrequenz ist, kann das resultierende
ausgerichtete Moment oder die „longitudinale
Magnetisierung" Mz gedreht oder in die x-y-Ebene gekippt werden,
um ein resultierendes transversales magnetisches Moment Mt zu erzeugen. Nachdem die Anregung durch das
Feld B1 beendet ist, wird durch die angeregten Spins
ein Signal emittiert und dieses Signal kann empfangen und verarbeitet
werden, um ein Bild zu erzeugen.
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Wenn
diese Signale zur Erzeugung von Bildern verwendet werden, werden
Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und
Gz) verwendet. Typischerweise wird der bildgebend
darzustellende Bereich durch eine Sequenz von Messzyklen gescannt,
in denen diese Gradienten gemäß dem verwendeten
spezifischen Lokalisierungs verfahren variieren. Der resultierende Satz
von empfangenen NMR-Signalen wird digitalisiert und weiterverarbeitet,
um das Bild unter Verwendung von einer der vielen bekannten Rekonstruktionstechniken
zu rekonstruieren.
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Magnetresonanzangiographie
(MRA) ist eine junge, sich entwickelnde Technologie zur Nicht-Invasiven
Erfassung von arteriellen und venösen Strukturen. In der kontrastverbesserten
MRA steigern intravenös
verabreichte Kontrastmittel die Visualisierung dieser Strukturen,
insbesondere wenn diese im zu untersuchenden Gefäß während ihres Erstdurchgangs
(bekannt als First-Pass oder arterielle Phase) appliziert werden.
Die Bildgebung von kleinen Gefäßen durch
die kontrastmittelverbesserte MRA-Technik verlangt jedoch einen
Kompromiss zwischen Bildortsauflösung
und Bildgebungszeit. Im Allgemeinen verlangt eine höhere Ortsauflösung eine
verlängerte Bildgebungszeit.
Die verlängerte
Bildgebungszeit verringert jedoch die Fähigkeit, ein höheres arterielles
Signal-zu-Rausch-Verhältnis (S/N-Verhältnis) zu erreichen,
da die Bolusverweildauer ausgedehnt werden muss, um an die verlängerte Bildgebungszeit angepasst
zu werden. Dies ist problematisch, da eine langsamere Bolusgabe
zu niedrigeren erzielten Konzentrationen des Kontrastmittels führt. Zusätzlich wird
durch die Verlängerung
des Akquisitionszeitraums die Signalintensität der venösen Strukturen auf Grund der
venösen
Rezirkulation erhöht.
Deshalb wird die Ausdehnung oder Verlängerung der Datenakquisition
nach dem Anfangsdurchgang des Kontrastmittels nicht nur zur Verringerung
der arteriellen Signalsintensität
führen
sondern ebenfalls die venöse
Signalintensität
steigern, wodurch im Ergebnis die Fähigkeit beeinträchtigt wird,
die kranken Gefäße darzustellen.
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Um
die Gefäßdarstellung
zu verbessern, wird gewöhnlich
eine Untergrundunterdrückung
verwendet. Für
die MRA wird die Untergrundunterdrückung erreicht, indem entweder
während
der First-Pass-Akquisition Fettunterdrückungsimpulse verwendet oder
die Untergrundsignale subtrahiert werden, indem vor Applizierung
des Kontrastmittels (Vor-Kontrast-Maske) eine Leeraufnahme (Maske) verwendet
wird.
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Das
Bild der Vor-Kontrast-Maske hat identische Akquisitionsparameter
wie das der First-Pass-Akquisition. Die Signalintensität ist für alle Strukturen
des Vor-Kontrast-Maskenbildes identisch mit der der First-Pass-Akquisition,
mit Ausnahme der Gefäßstrukturen.
Subtrahieren der Vor-Kontrast-Maske
von dem Bild des First-Pass erzielt dann lediglich ein Signal der
Gefäßstrukturen.
Dies ist insbesondere bei der Bildgebung von kleinen Gefäßen, wie
sie in dem Bereich der Wade eines Patienten auftreten können, auf
Grund der Höhe
des Fett- und Gewebehintergrunds bedeutend, der oft eine hinreichende
Visualisierung der schmalen Gefäße verdeckt.
Es gibt jedoch mit beiden Techniken Probleme. Beispielsweise ist
die Applizierung eines Fettunterdrückungsimpulses von einer guten
Magnetfeldhomogenität
abhängig
und tendiert dazu, die gesamte Scan-Zeit zu erhöhen. Diese erhöhte Scan-Zeit
steigert ebenso die Möglichkeit
einer venösen
Signalkontamination und eines suboptimalen arteriellen Signals.
Die Technik der Verwendung einer Maskensubtraktion setzt voraus,
dass sich der Patient zwischen der Masken-Akquisition und der kontrastverbesserten
Akquisition nicht signifikant bewegt. Ein Fehlverhalten wird fälschlich
registrierte Artefakte in dem rekonstruierten Bild hervorrufen,
was zu einer unzureichenden Untergrundunterdrückung und zu, durch die Subtraktion
der fälschlich
registrierten Objekte hervorgerufenen, Artefakten führt.
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Kohärente Steady-State-Free-Precession (SSFP)
ist eine Technik, bei der das Signal des freien Induktionsabfalls
(FID) (beispielsweise S+-Signal) und das
Spinechosignal (S--Signal) von einer HF-Impulsfolge
innerhalb jedes Intervalls der Wiederholungszeit (TR) refokussiert
werden. Die nullten Gradientenmomente addieren sich am Ende jedes
TR-Intervalls zu Null. Dies resultiert in demselben Betrag der longitudinalen
und transversalen Magnetisierung, die nach jedem Hochfrequenzimpuls
(HF-Impuls) erzeugt werden, und erhöht das vorhandene Signal/Rausch-Verhältnis (S/N-Verhältnis) des
Bildes. Die Verwendung dieser Kontrastakquisitionstechnik führt zu hohen
Signalintensitäten
von Fett, die bei steigenden Flip-Winkeln nicht signifikant sinken.
Da der Gewebekontrast eine Funktion des Verhältnisses der Spin-Spin-Relaxationszeit
(T2) und der Spin-Gitter-Relaxationszeit
(T1) ist, wird darüber hinaus auch von der Flüssigkeit
eine hohe Signalintensität
zurückgesendet.
Folglich wird von den inneren Unterleibsorganen eine hohe Signalintensität erhalten.
Dieser signifikante Nachteil hat verhindert, dass die kohärente SSFP-Akquisition
mit der First-Pass MRA verwendet wird, da es nicht möglich ist
ein gutes Bild zu akquirieren. Des Weiteren führt die kohärente SSFP-Akquisition ebenfalls
zu hohen Signalintensitäten von
Wasser. Deshalb verbleibt das Signal von Dickdarm, Blase, usw. sowohl
nach dem Kontrast als auch vor dem Kontrast in dem SSFP-Bild hoch,
wodurch seine Anwendung zur Bildgebung von Gefäßen im Unterleib und im Becken
beeinträchtigt
wird. Da die Bewegung von diesen Strukturen nicht vorhergesagt werden
kann und eher zufällig
ist, kann die Subtraktion Signale von diesen Strukturen nicht effektiv
unterdrücken.
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Andererseits
haben SSFP-Bilder ein höheres
S/N-Verhältnis
als konventionelle Gradientenechobilder, wie sie für konventionelle
kontrastverbesserte MRA verwendet werden. Diese S/N- Verbesserungen der
SSFP können
auch die Visualisierung von Gefäßen verstärken, die
einen langsamen oder unterbrochenen Fluss haben, Umständen wie
sie auf dem Gebiet der Stenose oder intemalen Pathologie auftreten,
was oft zu einer Überbestimmung
von Krankheiten bei der Verwendung der konventionellen kontrastverbesserten
MRA Verfahren führen.
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Beispiele
bekannter Bildgebungstechniken sind in Lossef, S.V. et al, Gadolinium-enhanced
Magnitude Contrast MR Angiography of Poptireal and Tibial Arteries,
Radiaology, Vol. 184, pp 349–255 (1982),
US 5,189,369 und
US 5,391,989 offenbart.
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Die
US 5,189,369 beschreibt
ein NMR-Bildgebungsverfahren mit einer Flüssigkeit mit niedriger Flussrate.
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Die
US 5,391,898 beschreibt
ein Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren und eine Vorrichtung zum
bildgebenden Darstellen eines Flüssigkeitbereiches
in einem Körper.
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Es
ist deshalb wünschenswert
eine Technik oder eine Reihe von Techniken zu haben, um die Verwendung
von SSFP für
MRA-Anwendungen zu optimieren, die nicht die Verwendung einer Vor-Kontrast-Maske verlangt
und deshalb weder empfindlich auf die Zeit relativ zur Applikation
des Kontrastbolus ist noch räumlich
durch dieselben zeitlichen Überlegungen
der Boluskinetik begrenzt wird.
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Verschiedene
Aspekte und Ausführungsformen
der Erfindung sind in den nachfolgenden Ansprüchen definiert.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein wie in Anspruch 1 definiertes
MR-Bildgebungssystem und ein wie in Anspruch 2 definiertes Computerprogramm,
um Bilder mit hoher Untergrundun terdrückung und deutlichem Kontrast,
wie zum Beispiel zwischen Gefäßen und
umgebenden weichen Gewebe wie Fett, Muskeln, Knochenmark, Flüssigkeit
und ähnlichem,
zu erzeugen, das die vorhergenannten Probleme löst.
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Da
es bekannt ist, dass die kohärente
SSFP-Technik zu einer Akquisition mit hoher Signalintensität für Blut,
Wasser und Fett führt,
greift die vorliegende Erfindung den Vorteil dieses Ergebnisses auf,
indem eine derartige Akquisition mit einer zusätzlichen S-SSPF
Akquisition, in der die Strukturen mit bewegtem Blut eine relativ
niedrige Signalintensität
aufweisen, wiederholt wird. Die S-SSFP Akquisition
ist eine kohärente
Steady-State-Technik, die nur ein Signal des FID akquiriert, das
durch nachfolgende HF-Impulse refokussiert ist. Deshalb ist der
Gewebekontrast eine Funktion von T2 und
hat eine ähnliche
Signalintensitätscharakteristik
wie das kohärente SSFP-Signal.
Die Ausnahme besteht darin, dass durch die Zerstörung des FID das refokussierte
Echo sehr sensitiv auf die durch den Fluss beeinflusste Dephasierung
ist, was zu dunklen Signalen in den Gefäßstrukturen führt. Durch
Subtrahieren des S-SSFP-Bildes von dem SSFP-Bild,
kann ein hohes S/N-Verhältnis
des Bildes vorzugsweise der arteriellen und venösen Strukturen erreicht werden.
Dies ist auch möglich,
wenn beide Bilder eine beträchtliche Zeitdauer
nach dem First-Pass des Kontrastmittels akquiriert werden. Zusätzlich ist
das S/N-Verhältnis des
arteriellen und venösen
Signals viel größer als dasjenige,
das bei der Verwendung der konventionellen Gradientenechotechnik
mit derselben verzögerten
Zeit nach der Applizierung des Kontrastmittels aufgenommen wird.
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Ferner
kann eine bessere Untergrundunterdrückung realisiert werden, wenn
ein Skalierungsfaktor oder eine Wichtung auf das S-SSFP-Bild
angewendet wird, da das Signal von Gefäßstrukturen relativ niedrig
bezüglich
Blackblood Bildkontrast in den S-SSFP-Bildern
ist. Diese Technik ist insbesondere zum Screening einer vaskulären Pathologie
nützlich, insbesondere
bei venösen
Gefäßkrankheiten
wie tiefen venösen
Thrombosen in den unteren Extremitäten, die über einen ausgedehnten Bereich
der Anatomie auftreten können,
der von der Wade durch die untere Hohlvene, die rechte Ventrikel
und bis in die Lungenarterie reicht.
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Bei
der Verwendung solche einer solchen Technik gibt es eine Anzahl
von Vorteilen. Zum einen ist das S/N-Verhältnis des Bildes höher als
das der konventionellen Gradientenechobilder. Ein anderer ist, dass,
da die Maske und das SSFP-Bild direkt hintereinander akquiriert
werden kann, sich der Patient nur für eine sehr kurze Zeit ruhig
verhalten muss, was das Auftreten von örtlichen fälschlich registrierten Artefakten
deutlich reduziert. Ferner erlaubt die Fähigkeit, MR-Bilder kurz nach dem First-Pass des
Kontrastmittels aufzunehmen, eine verbesserte Visualisierung der
arteriellen und venösen
Strukturen mit höherer
Ortsauflösung.
Eine derartige verzögerte Bildgebung
stellt auch eine zuverlässige
Ersatzsequenz bereit für
den Fall dar, dass die erste Angiographiesequenz versagt.
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Das
MR-Bildgebungssystem gemäß einem Aspekt
der vorliegenden Erfindung kann in einer MR-Bildgebungstechnik verwendet
werden, die die Injektion eines Kontrastbolus in einen Patienten
und außerdem
die Applizierung einer Impulssequenz mit refokusierenden S--Signalen aus einer Pulsfolge von HF-Impulsen
auf ein gewünschtes
FOV in dem Patienten zu einer Zeit, die unabhängig davon ist, wann der Kontrastbolus
injiziert wurde, enthält.
Die Technik enthält
die Akquisition sowohl eines S- SSFP-Maskenbildes
als auch eines SSFP-Bildes und außerdem die Subtraktion des
S--Maskenbildes von dem SFFP-Bild. Das Maskenbild
kann entweder vor oder nachdem das erste SSFP-Bild akquiriert ist
aufgenommen werden, oder alternativ um die Effekte der Patientenbewegung
zu minimieren. In letzterem Fall kann entweder das System oder ein
Bediener das bessere Maskenbild auswählen, um dies in dem Subtraktionsabschnitt
des Bildgebungsprozesses zu verwenden. Ein optionaler Skalierungsfaktor
kann auf das Maskenbild appliziert werden, um die Unterdrückung des
Gewebeuntergrundes zusätzlich
zu verbessern. Es wird ebenfalls ein Hybridansatz offenbart, in
dem eine Gradientenechoimpulssequenz gemäß konventionell bekann ten
First-Pass MR-Bildgebungstechniken angewendet wird, um die größeren arteriellen
Gefäße zu visualisieren,
und außerdem eine
SSFP-Sequenz angewendet wird, um kleinere Gefäße zu visualisieren.
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Gemäß eines
weiteren Aspekts der Erfindung wird eine MR-Bildgebungsvorrichtung gemäß Anspruch
1 geschaffen, worin ein Rechner programmiert ist, um die SSFP- und
die S-SSFP-Maskenbilder zu akquirieren. Es ist
bekannt, dass jedes der Bilder zuerst akquiriert werden kann, und
bevorzugt werden die Bilder mit minimaler Zeittrennung zwischen
ihnen akquiriert, um die örtlichen
fälschlich
registrierten Artefakte auf Grund von Patientenbewegung zu reduzieren.
Der Rechner subtrahiert außerdem
das S-SSFP-Maskenbild von dem SSFP-Bild und
rekonstruiert ein Bild von den subtrahierten Bildern, die einen
hohen Kontrast und signifikante Untergrundunterdrückung haben.
Diese Technik ist gleichermaßen
auf die Akquisition von 2D-Bildern wie 3D-Volumenbildern anwendbar.
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Ein
weiterer Aspekt der Erfindung enthält ein wie in Anspruch 2 definiertes
Rechenprogramm.
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Die
Erfindung erlaubt die Bildgebung von arteriellen und venösen Strukturen
in einer verzögerten Periode
oder dem „quasi
Steady-State" nachfolgend der
Gabe eines Kontrastmittels. Im Unterschied zu konventionellen MR-Techniken,
kann das Maskenbild zu jeder Zeit akquiriert werden und ist nicht
abhängig
von der Zeit der Gabe des Kontrastmittels. Die Erfindung kann ebenfalls
mit der konventionellen First-Pass MRA, die eine Gradientenechoimpulssequenz
verwendet, kombiniert werden, um große Gefäße zu visualisieren, während die
SSFP-Sequenz verwendet wird, um die kleineren oder mehr distalen Gefäße zu visualisieren.
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Verschiedene
andere Merkmale, Gegenstände
und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der nachfolgenden
detaillierten Beschreibung und der Zeichnung deutlich.
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Die
Zeichnung stellt eine bevorzugte Ausführungsform dar, die gegenwärtig bekannt
ist, um die Erfindung auszuführen.
In der Zeichnung zeigt:
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1 ein
schematisches Blockdiagramm einer NMR-Bildgebungsvorrichtung zur
Verwendung der vorliegenden Erfindung;
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2 ein
Zeitablaufdiagramm einer MRA Akquisition nach dem Stand der Technik;
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3 ein
Zeitablaufdiagramm einer MR-Bildgebungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
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4 ein
Zeitablaufdiagramm einer MR-Bildgebungsimpulssequenz, die in der
MRA-Akquisition von 3 verwendet wird;
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5 ein
Zeitablaufdiagramm einer weiteren MR-Bildgebungsimpulssequenz, die
in der MRA-Akquisition von 3 verwendet
wird;
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6 ein
Ablaufdiagramm, das eine bevorzugte Ausführungsform einer Technik unter
Verwendung des MR-Bildgebungssystems der vorliegenden Erfindung
darstellt;
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7–11 Bilder
von Objekten unter Verwendung verschiedener Bildgebungsakquisitionstechniken.
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Bezugnehmend
auf 1, sind die Hauptkomponenten einer be vorzugten
MR-Bildgebungsvorrichtung 10 der vorliegenden Erfindung
gezeigt. Die Bedienung der Vorrichtung wird von einer Bedienkonsole 12 gesteuert,
die eine Tastatur oder eine andere Eingabeeinrichtung 13,
eine Steuereinheit 14 und eine Bildschirm- oder Anzeigeeinheit 16 enthält. Die
Konsole 12 kommuniziert mittels einer Verbindung 18 mit
einer separaten Rechnereinheit 20, die es einem Bediener
ermöglicht,
die Bilderzeugung zu steuern und die Bilder auf dem Bildschirm 16 darzustellen.
Die Rechnereinrichtung 20 enthält eine Anzahl von Modulen,
die miteinander über
eine Backplane 20a kommunizieren. Diese enthält ein Bildprozessormodul 22,
ein CPU-Modul 24 und
ein Speichermodul 26, das als Framebuffer zur Speicherung von
Bilddatenarrays bekannt ist. Die Rechnereinrichtung 20 ist
mit einer Speicherplatte 28 und einem Bandlaufwerk 30 verbunden,
um die Bilddaten und Programme zu speichern, und sie kommuniziert
mittels einer seriellen Hochgeschwindigkeitsverbindung 34 mit
einer separaten Systemkonsole 32. Die Eingabeeinheit 13 kann
eine Maus, ein Joystick, eine Tastatur, ein Trackball, eine Touchscreen,
eine Lichtwand, eine Stimmeingabeeinheit oder eine ähnliche Einheit sein
und kann zur interaktiven Geometrieeingabe verwendet werden.
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Die
Systemsteuerung 32 enthält
einen Satz von Modulen, die miteinander mittels der Backplane 32a verbunden
sind. Diese beinhalteten ein CPU-Modul 36 und ein Pulsgeneratormodul 38 das mit
der Bedienkonsole 12 mittels einer seriellen Verbindung 40 verbunden
ist. Durch die Verbindung 40 empfängt die Systemsteuerung 32 Befehle
von dem Bediener, die die auszuführende
Scan-Sequenz vorgeben. Das Pulsgeneratormodul 38 steuert
die Vorrichtungskomponenten, um die gewünschte Scan-Sequenz auszuführen und Daten zu erzeugen, die
das Timing, die Stärke
und die Gestalt der erzeugten HF-Impulse und das Timing und die
Länge des
Datenakquisitionsfensters betreffen. Das Pulsgeneratormodul 38 ist
mit einem Satz von Gradientenverstärkern 42 verbunden,
um das Timing und die Gestalt der Gradientenimpulse, die während des Scans
erzeugt werden, vorzugeben. Das Pulsgeneratormodul 38 empfängt ebenfalls
Patientendaten von einem physiologischen Akquisitionscontroller 44, der
Signale von einer Anzahl von verschiedenen mit dem Patienten verbundenen
Sensoren, wie ECG-Signale von an dem Patienten angebrachten Elektroden,
empfängt.
Und letztendlich ist das Pulsgeneratormodul 38 mit einer
Scanraum-Interfaceschaltung 46 verbunden, die Signale von
verschiedenen, den Zustand des Patienten und des Magnetsystems betreffenden
Sensoren empfängt.
Ein Patientenpositioniersystem 48 empfängt ebenfalls durch die Scanraum-Interfaceschaltung 46 Befehle,
den Patienten in die gewünschte
Position zum Scannen zu bringen.
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Die
durch das Pulsgeneratormodul 38 erzeugten Gradientenwellenformen
werden an das Gradientenverstärkersystem 42 mit
Gx, Gy und Gz Verstärkern
angelegt. Jeder Gradientenverstärker regt
eine ihm zugeordnete physikalische Gradientenspule in einer allgemein
mit 50 bezeichneten Anordnung an, um die Magnetfeldgradientert
für die
räumliche
Kodierung der akquirierten Signale zu erzeugen. Die Gradientenspulenanordnung 50 bildet
einen Teil einer Magnetanordnung 53 die einen polarisierenden
Magneten 54 und eine Ganzkörper HF-Spule 56 enthält. Ein
Sende/Empfangs-Modul 58 erzeugt Impulse, die in einem HF-Verstärker 60 verstärkt und mittels
eines Sende/Empfangs-Schalters 62 mit einer HF-Spule 56 gekoppelt
werden. Die resultierenden Signale, die durch die angeregten Kerne
im Patienten emittiert werden, können
durch dieselbe HF-Spule 56 detektiert und gemessen werden
und mittels des Sende/Empfangs-Schalters 62 in den Vorverstärker 64 eingekopgelt
werden. Die verstärkten
MR-Signale werden in der Empfangseinheit des Sender/Empfänger-Moduls 58 demoduliert,
gefiltert und digitalisiert. Der Sende/Empfangs-Schalter 62 wird
von einem Signal des Pulsgenerators 38 gesteuert, um während des
Sendemodus den HF-Verstärker 60 mit
der Spule 56 und während
des Empfangsmodus den Vorverstärkter 64 elektrisch
mit der Spule 56 zu verbinden.
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Die
durch die HF-Spule 56 aufgenommenen MR-Signale werden mittels
des Sende/Empfangs-Moduls 58 digitalisiert und in ein Speichermodul 66 der
Systemsteuerung 32 übertragen.
Wenn ein Scan vollständig
ist, ist ein Array von Rohdaten im k-Raum im Speichermodul 66 akquiriert
worden. Wie nachfolgend detaillierter beschrieben wird, werden die
Rohdaten im k-Raum für
jedes zu rekonstruierende Bild in separate k-Raum-Datenarrays umorganisiert
und jedes davon dient als Eingabe für einen Arrayprozessor 68 der
betrieben wird, um die Daten mittels Fouriertransformation in ein
Array von Bilddaten umzuwandeln. Diese Bilddaten werden mittels der
seriellen Verbindung 34 in das Rechnersystem 20 übertragen
wo sie in dem Plattenspeicher 28 gespeichert werden. Als
Antwort auf Befehle, die von der Bedienkonsole 12 empfangen
werden, können
diese Bilddaten auf einem Bandgerät 30 archiviert werden oder
sie können
in dem Bildprozessor 22 weiterverarbeitet und zu der Bedienkonsole 12 weitergeleitet und
auf dem Bildschirm 16 dargestellt werden.
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Die
vorliegende Erfindung enthält
jedes ähnliche
oder gleichwertige System zum Erhalten von MR-Bildern. Die Erfindung
macht sich die kohärente Steady-State-Free-Precession
(SSFP) MR-Datenakquisition auf eine Art und Weise zunutze, die das
Signal/Rausch-Verhältnis
(S/N) ansteigen lässt,
was insbesondere nützlich
für die
Angiographie (MRA) ist. Es ist den Fachleuten gewöhnlich bekannt,
dass SSFP Akquisition eine kohärente
SSFP Akquisition impliziert, bei der alle Signale (FID, refokussiertes Echos)
refokussiert werden oder in jedem TR-Interevall die Kohärenz aufrechterhalten
wird. Dies steht im Gegensatz zu inkohärenten SSFP-Techniken, wie Gradientenabrufechos,
die das FID- oder S+-Signal refokussieren
während
das refokussierte FID- oder S--Signal dephasiert
oder vernichtet wird. Als Konsequenz verlangt die Erzeugung des
S--Signals,
dass das erste S+-Signal vernichtet oder
dephasiert wird. Auf Grund der Tatsache der Vernichtung oder der
Garantie, dass eine Komponente des Steady-State-Free-Precession
(SSFP)-Signals inkohärent
ist, wird die S+- und S--Signalerzeugung
als Unterklasse der SSFP-Techniken betrachtet und gewöhnlich als inkohärente SSFP-Techniken
bezeichnet.
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Nachfolgend
bezugnehmend auf 2, enthält eine konventionelle MRA-Akquisitionstechnik 70 die
Akquisition eines Maskenbildes 72 vor dem Kontrast zum
Zeitpunkt t1, gefolgt von der Abgabe eines Kontrastbolus 74 zum
Zeitpunkt t2. Zum Zeitpunkt t3, was ein Zeitpunkt ist zu dem der
Boluskontrast die Arterien des Patienten bereits passiert hat oder
gerade pas siert, aber noch nicht die venösen Gefäße erreicht hat, werden nur
arterielle Daten 76 aufgenommen. Wie bekannt, erhöht die Gabe
eines Kontrastmittels das S/N-Verhältnis des Bildes der arteriellen Gefäße während des
ersten Durchgangs des Kontrastmittels zur Verbesserung der MRA-Screening-Techniken.
Entsprechend ist die Zeitdauer zwischen der arteriellen Akquisition 76 und
der Injektion des Kontrastmittels 74 (beispielsweise t3–t2) in
der konventionellen MRA-Akquisition kritisch. Daten für ein drittes
MRA-Bild 78, das die gesamte arterielle und venöse Struktur
enthält,
werden dann zum Zeitpunkt t4 akquiriert nachdem sich das Kontrastmittel gleichmäßig auf
die Gefäßstruktur
verteilt hat. Die arterielle Akquisition 76 kann dann von
der arteriellen und venösen
Akquisition 78 subtrahiert werden, um lediglich ein rein
venöses
Bild zu akquirieren. Gleichermaßen
kann ein Maskenbild, das aus einer Maskenakquisition 72 vor
dem Kontrast resultiert, von sowohl dem arteriellen Bild als auch
dem arteriellen und venösen
Bild subtrahiert werden, um die Untergrundstruktur zu entfernen.
Obwohl diese MRA-Technik gut arbeitet, treten einige Nachteile auf.
Beispielsweise ist zur Vermeidung von fälschlich registrierten Bildern
sehr wenig Bewegung tolerierbar. Das bedeutet, dass der Patient
vom Zeitpunkt t1 bis zum Zeitpunkt t4 ruhig liegen muss und jede
Bewegung zwischen den Akquisitionen 72, 76 und/oder 78 dazu
führen kann,
dass die gesamte Prozedur wiederholt werden muss. Da die Prozedur
jedoch ein Kontrastmittel verlangt, geht wertvolle Zeit verloren
bis das Kontrastmittel aus dem Patientenblutkreislauf entfernt ist. Diese
Prozedur wird ferner durch die Tatsache kompliziert, dass einige
Kontrastmittel nicht wiederholt über
ausgedehnte Zeiträume
verabreicht werden können.
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3 zeigt
eine MRA-Akquisition 80, die das Screening von arteriellen
und venösen
Gefäßkrankheiten
verbessert, indem ein Bild des arteriellen und venösen Signals
mit einem viel höheren
S/N-Verhältnis
als das unter Verwendung der konventionellen Gradientenechotechnik,
wie sie bezüglich 2 beschrieben
ist, erhalten wird. Die Technik von 3 enthält die Akquisition
eines Maskenbildes 82 vor Kontrast (Vor-Kontrast-Maskenbild 82), das
nur zur arteriellen Bildrekonstruktion verwendet wird, zum Zeitpunkt
t1, gefolgt von der Gabe eines Kontrastmittelbolus 84 zum
Zeitpunkt t2. Entsprechend der arteriellen Akquisition 76 in
der konventionellen MRA-Akquisition 70 von 2,
werden zum Zeitpunkt t3 Daten akquiriert 86, um die arterielle
Struktur während des
First-Pass des Kontrastmittels 84 sichtbar
zu machen. Die Akquisition der arteriellen und venösen Daten 88 kann
zu jedem Zeitpunkt nach der Akquisition der rein arteriellen Akquisition 86 auftreten.
In anderen Worten, die arterielle und venöse Akquisition 88 ist
nicht zeitlich oder räumlich
abhängig
von der vorherigen Akquisition, da ein separates Maskenbild akquiriert
wird.
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Wie
ferner in Bezug auf 4 und 5 beschrieben
wird, verwendet die vorliegende Erfindung eine Technik, die als
inkohärente
Steady-State-Free-Precession (SSFP) bekannt ist, in der das Spinecho
oder das S--Signal aus einer Folge von HF-Impulsen refokussiert
wird. Diese S--Impulssequenz wird verwendet,
um eine S--Maske 90 zu einem Zeitpunkt
t4 zu erzeugen, gefolgt von einer Standardakquisition 92 zum
Zeitpunkt t5. Obwohl die Akquisitionen 90 und 92 ausreichend
sind um ein arterielles und venöses
Bild in dieser speziellen Ausführungsform
zu rekonstruieren, wird eine zweite S--Maske
zum Zeitpunkt t6 akquiriert. Wenn mehr als ein S--Maskenbild
akquiriert wird, wird dasjenige das fälschlich registrierte Artefakte
am zuverlässigsten und
besten minimiert ausgewählt,
um von der SSFP-Akquisition 92 subtrahiert zu werden. Es
wird betont, dass die SSFP-Akquisition 92 vor der ersten S-Maskenakquisition 90 auftreten
kann. Deshalb kann die arterielle und die venöse Akquisition 88 die S- Maske 90 und die SSFP-Akquisition 92 enthalten, oder
die SSFP-Akquisition 92 und die S--Masken
Akquisition 94, oder die S--Masken
Akquisition 90, die SSFP Akquisition 92 und die
S--Masken Akquisition 94. Wie dem
Fachmann bekannt ist, treten die Akquisitionen 90, 92 und 94 bevorzugt
mit minimaler Zeittrennung zwischen t4, t5 und/oder t6 auf, wodurch
die Zeit minimiert wird, die der Patient ruhig liegen muss. Zusätzlich können die
Akquisitionen 90, 92 und/oder 94 in jeder
Permutation und Kombination auftreten, solange diese mit einer minimalen
Zeittrennung untereinander auftreten. Ferner kann die arterielle
und die venöse
Akquisition 88 zu jedem Zeitpunkt des rein arteriellen
Bildes 86 zum Zeitpunkt t3 auftreten und ist deshalb nicht
zeitabhängig
von den Zeitpunkten t1, t2 und/oder t3.
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4 zeigt
eine Impulssequenz 100 zur Verwendung für die SSFP Akquisition, um
das SSFP-Bild zu erzeugen. Die Impulssequenz 100 hat eine
Repetitionszeit TR von einem HF-Impuls 102 zum nächsten 104.
In dieser SSFP-Bildakquisitionstechnik werden die MR-Daten während der MR-Datenakquisition 106,
die koinzident mit dem positiven Auslesegradienten 108 ist,
akquiriert. Negative Auslesegradienten 110, 112 werden
auf jede Seite des positiven Auslesegradienten 108 derart
positioniert, dass der freie Induktionsabfall (FID) oder das S+-Signal
und das Spinecho oder das S--Signal aus der
Pulsfolge der HF-Impulse 102, 104 refokussiert werden.
Es ist bekannt, dass in der Akquisition von SSFP-Bildern die Summe
der Flächen
unter dem positiven und dem negativen Auslesegradienten gleich null
ist, was eine notwendige Bedingung zur Erzeugung eines kohärenten SSFP-Signals
und für
alle Achsen gültig
ist. Die HF-Impulse 102, 104 sind jeweils mit
einem Schichtselek tionsgradienten 114, 116 koinzident.
Ein Schichterzeugungsgradient 122 folgt jedem Schichtselektionsgradienten 114, 116 und
ein Rephasierungskodierungsgradient 124 geht jedem Impulskodierungsgradienten 114, 116 voraus. Es
ist zu beachten, dass der Schichtkodierungsgradient 122 und
der Rephasierungsgradient 124 jeweils die notwendige Gradientenfläche enthält, um die
Flächen
der Schichtselektionsgradienten 114 und 116 derart
zu kompensieren, dass die Nettofläche (nulltes Gradientenmoment)
in jedem TR-Intervall gleich null ist. Dasselbe ist für den Phasenkodierungsgradient 118 und
den Rephasierungsphasenkodierungsgradient 120 gültig. Die
Nettogradientenfläche
entlang der Phasenkodierungsachse ist ebenfalls in jedem TR-Intervall
gleich null. Das Bild, das mit dieser SSFP-Datenakquisition rekonstruiert
ist, zeigt weiches Gewebe, wie Blut, Wasser und Fett mit hoher Signalintensität.
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Während 4 die
Impulssequenz zur Datenakquirierung für das SSFP-Bild zeigt, zeigt 5 eine
Impulssequenz 130 zur Akquirierung von Daten für ein S-SSFP-Maskenbild. In der Repetitionszeit TR,
die durch die Position der HF-Impulse 132 und 134 definiert
ist, werden MR-Daten während
der MR-Akquisitionsperiode 136 akquiriert, die, da das Signal
durch eine positive Gradientenkeule 148 von der FID vernichtet
oder dephasiert wird, nur S--Signale enthält, im Gegensatz
zu der Impulssequenz 100 von 4. Während die
Schichtselektionsgradienten 136, 138 zusammen
mit den Schichtkodierungsgradienten 140, 142 und
den Phasenkodierungsgradienten 144, 146 ähnlich denen
von 4 positioniert sind, sind die Auslesegradienten
merklich verschieden. Das heißt,
um S--Signale zu akquirieren wird ein erster,
positiver Auslesegradient 148 angelegt, um das FID oder
das von dem HF-Impuls 132 kommende S+-Signal
zu dephasieren. Ein Echo von dem S--Signal
(das normalerweise unmittelbar vor dem HF-Impuls 134 entsteht) wird
durch eine negative Gradientenkeule 152 dephasiert, was
zu dem während
des Auslesegradienten 150 neu gebildeten Echo 136 führt. Der
HF-Impuls 134 wirkt als ein refokussierender HF-Impuls,
der ein S--Signal aus dem vernichteten FID
des HF-Impulses 132 im
nächsten TR-Intervall
bildet. Vorzugsweise weist der negative Auslesegradient 152 die
gleiche Fläche
wie der erste positive Auslesegradient 148 auf, wobei beider
Fläche
die Hälfte
der des Auslesegradienten 150 ist. Da es zwei positive
Auslesegradienten und einen negativen Auslesegradienten gibt und
in Summe die Flächen
sich nicht aufheben, bleibt das S--Signal
erhalten und kann akquiriert werden. Das S--Signal
oder das Spinecho wird durch den Bogen 154 am Ende deiner
HF-Periode repräsentiert.
Es ist zu beachten, dass dies da geschieht, wo sich ein S--Signal normalerweise in Abwesenheit von
jedem extern angelegten Gradienten bilden würde. Die Gradientenkeule 152 bewegt
dann das S--Signalecho, um dieses innerhalb
des TR-Intervalls, eher als am Ende des TR-Intervalls, zu bilden. Aus der S--SSFP Akquisition ergibt sich auf Grund
der flussbezogenen Dephasierung ein Bild mit Strukturen des bewegenden
Blutes, das eine niedrige Signalintensität aufweist. Da die SSFP-Akquisition
eine hohe Signalintensität
für Blut, Wasser
und Fett ergibt, indem das S-SSFP-Bild
von dem SSFP-Bild subtrahiert wird, wird ein Bild mit einem hohen
S/N-Verhältnis
der arteriellen und venösen
Strukturen erhalten. Das S/N-Verhältnis des Bildes des venösen Signals
ist viel höher
als das, welches unter Verwendung der konventionellen Gradientenechotechniken
erreicht wird. Diese Bilder haben ein enormes Potential zum Screenen
von venösen
Gefäßkrankheiten,
wie etwa eine tiefe venöse Thrombose.
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Da
das Signal von den Gefäßstrukturen
mit Blackblood-Bildkontrast in dem S-SSFP-Bild
niedrig ist, kann eine bessere Untergrundunterdrückung realisiert werden, wenn
ein Skalie rungsfaktor auf das S-SSFP-Bild
angewendet wird. Ferner liefert die Rekonstruktion eines MIP-Bildes
(maximum intensity projection image: = MIP-Bild) aus einer 3D-Volumenakquisition
ein Bild, bei dem eine viel größere venöse Visualisierung
als vorher erreicht wurde. Die Subtraktion erfolgt vorzugsweise
gebildet gemäß: Subtrahiertes MRA = SSFP – α(S-SSFP), (Gleichung 1)
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Wobei α ein Skalierungs-
oder Wichtungsfaktor ist, um die Aufhebung des stationären Untergrundgewebes
besser zu berücksichtigen.
Der Wichtungsfaktor wird durch trial and error bestimmt. Jedoch
führt eine
hohe Zahl für α auch zu
ansteigendem Rauschen in den Maskenbildern. Die Spanne der Wichtungsfaktoren,
von denen angenommen wird, dass sie die am ehesten verwendbaren
Bilder erzeugen, reicht von 1.0 bis 1.5.
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6 zeigt
ein Ablaufdiagramm, das eine bevorzugte Technik unter Verwendung
des MR-Bildgebungssystems gemäß der Erfindung
darstellt. Zu Beginn eines derartigen Scans 160, wird eine
Impulssequenz mit refokussierenden S--Signalen
aus einer Folge von HF-Impulsen an ein gewünschtes Betrachtungsfenster
(FOV) in einem Patienten angelegt, nachdem ein Kontrastbolus in
dem Patienten injeziert worden ist. Ein S-SSFP Maskenbild wird in
dem FOV 162 akquiriert und ist als ein erstes Maskenbild
angegeben. Der nächste
Prozess enthält
das Akquirieren eines kohärenten
SSFP 3D-Datensatzes, um ein SSFP-Bild 164 zu rekonstruieren.
Nach der Akquisition des Datensatzes für das SSFP-Bild kann optional eine
zweite Maske akquiriert werden 166. Das heißt, ein
zweiter S--SSFP 3D-Datensatz kann akquiriert werden
und die Technik kann dann auswählen,
welches der S--Maskenbilder am besten die
fälschlich
registrierten Artefakte 168 minimieren würde. Nach dem
Auswählen
der Wichtung für
die ausgewählte Maske 170,
wird der gewichtete Maskendatensatz von dem SSFP-Datensatz 172 subtrahiert.
Ein MIP-Bild (maximum intensity projection image:= MIP-Bild) kann
dann aus dem subtrahierten Datensatz 174 erzeugt werden,
um die MRA-Akquisition bei 176 zu
vervollständigen.
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Mit
Rückbezug
auf 3, enthält
die Technik zu Beginn das Akquirieren eines Maskenbildes für eine reine
arterielle Bildrekonstruktion, bevor der Kontrastbolus injiziert
wird, und dann das Akquirieren eines reinen arteriellen Bildes während des First-Pass
des Kontrastbolus. Das rein arterielle Maskenbild kann dann von
dem rein arteriellen Bild subtrahiert werden. Auf diese Weise kann
das subtrahierte arterielle Bild verwendet werden, um die arterielle
Struktur zu visualisieren, und das subtrahierte SSFP-Bild kann verwendet
werden, um die venöse Struktur
am besten zu visualisieren. Diesbezüglich kombiniert dieser Hybridansatz
die First-Pass MRA unter Verwendung einer konventionellen Gradientenechoimpulssequenz,
zur Visualisierung des Aorto-iliac Bereichs, mit der SSFP-Sequenz,
zur Visualisierung der mehr distalen Gefäße. Jedoch ist diese Technik
anwendbar, um Bilder mit hoher Ortsauflösung von jedem anatomischen
Bereich zu erzeugen. Die beschriebene Technik ist eine Universalakquisitionstechnik,
die die Visualisierung sowohl der arteriellen als auch der venösen Strukturen
mit hoher örtlicher
Auslösung
erlaubt. Dies kann für
eine spätere Untersuchung
eines Bereiches mit verdächtigen
arteriellen Stenosen verwendet werden oder, um Bereiche mit venösen Thrombosen
zu screenen und zu loaklisieren, insbesondere in dem mehr distalen
peripheren Gefäßsystem.
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Bezugnehmend
auf 7–11 ist
eine Anzahl von Bildern gezeigt, die dasselbe Objekt mit den verschiedenen
beschriebe nen Bildgebungstechniken zeigen. 7 zeigt
ein SSFP-Bild, wobei die Muskeln nachgedunkelt erscheinen und Fett
und Knochen mit hoher Intensität
erscheinen, jedoch die Blutgefäße und insbesondere
die Gefäßstruktur,
obwohl hell, auf Grund der darunterliegenden hohen Signalintensität des subkutanen
Fetts und Knochenmarks nicht gut definiert sind. 8 zeigt
ein S-SSFP-Bild in dem die Gefäßsignale
merklich reduziert sind, während
Fett und Knochenmark immer noch relativ hell bleiben. 9 zeigt
ein Bild nach der gewichteten Subtraktion, mit einem Wichtungsfaktor α = 1.2. Wie
gezeigt, ist das Fett merklich reduziert und es weist einen merklich
verbesserten Kontrast zwischen den Gefäßen gegen den dunklen Untergrund auf.
Während 9 ein
Bild einer Schicht von einer 3D-Volumenakquisition ist, zeigen die 10 und 11 eine
Reihe von SSFP-Bildern, nachdem diese unter Verwendung der maximalen
Intensitätsprojektion
(MIP) mit den 3D-Volumenakquisitionen
bearbeitet wurden. 10 zeigt ein MIP-Bild von genau dem
SSFP 3D-Datensatz. Das weiche Gewebe erscheint zu hell und beeinträchtigt die
adäquate
Visualisierung der arteriellen und venösen Strukturen. 11 zeigt
ein MIP-Bild, das nach einer ersten Subtraktion des S-SSFP-Datensatzes von dem
SSFP 3D-Datensatz rekonstruiert wurde. 11 zeigt
eine deutliche Verbesserung der Visualisierung sowohl der arteriellen
als auch der venösen
Struktur.
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Dementsprechend
kann das MR-Bildgebungssystem gemäß der Erfindung in einer MR-Bildgebungstechnik
verwendet werden, die die Injektion eines Kontrastmittelbolus in
einen Patienten und dann einige Zeit später das Anlegen einer Impulssequenz
mit refokussierenden S--Signalen aus einer Folge
von HF-Impulsen auf die gewünschte
FOV in dem Patienten enthält.
Die Technik enthält
das Akquirieren eines S-SSFP-Maskenbildes
und eines SSFP-Bildes des gewünschten
FOV. Jedes kann zuerst ak quiriert werden, und indem eines nach dem
anderen akquiriert wird, können
Bild-Fehlregistrierungen vermieden werden. Die Technik enthält das Subtrahieren
des S--Maskebildes von dem SSFP-Bild.
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Bevorzugt
enthält
die Technik das Anwenden eines Skalierungsfaktors auf das S--Maskenbild, vor der Subtraktion des S--Maskenbildes
von dem SSFP-Bild. Wenn das Bild rekonstruiert wird, ist bevorzugt
ein MIP-Bild (maximal intensity projection image:= MIP-Bild) zur
besten Visualisierung der venösen
Strukturen zu erzeugen. Die Erfindung ist insbesondere nützlich in
der MR-Angiographie, wo das gewünschte
FOV einen Bereich mit einer Anzahl von zu screenenden kleinen Gefäßen enthält, bei
venösen
Gefäßkrankheiten,
wie tiefliegende venöse Thrombosen,
die im Bereich der Wade des Patienten besonders schwer zu diagnostizieren
sind. Die Geschwindigkeit der Datenakquisition ermöglicht ebenfalls
das Screening von tiefen venösen
Thrombosen oberhalb des Knies durch die superfiskale femorale Vene,
die Vene iliaca, Vene interior cava, die rechte Ventrikel und die
Lungenarterie. Die Ausdehnung einer Thrombose in die Lungenarterie,
allgemein bekannt als Lungenembolie ist bei einer tiefen venösen Thrombose
eine ernstzunehmende klinische Komplikation, die lebensbedrohlich
sein kann. Eine andere Anwendung liegt in der Akquisition von Bildern
mit hoher Ortsauflösung
nachfolgend an die konventionelle MRA-Akquisition 72 und 76 von 3.
Wenn der Originalscreen die Aufmerksamkeit auf einen Bereich mit
vermuteten arteriellen Stenosen lenkt, kann die verzögerte Akquisition
mit hoher Ortsauflösung unter
Verwendung der vorstehend erwähnten
Technik durchgeführt
werden. Der Grad der Stenose kann aus den Bildern mit hoher Ortsauflösung bestimmt werden,
um die Spezifizierung der Diagnose zu verbessern. Diese Technik
könnte
die konventionelle kontrastverbesserte MRA ergän zen, beispielsweise als ein
Zusatzverfahren, um das diagnostische Vertrauen in die Detektion
von potentiellen Lesionen (beispielsweise Stenose oder intimale
Pathologie) zu erhöhen,
oder, um als eine zusätzliche
Option nachfolgend an eine nichtdiagnostizierende oder fehlgeschlagene
kontrastverbesserte MRA, die in ungefähr 10% der klinischen Fälle auftritt,
zu dienen.
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Wie
vorher gezeigt, kann die Akquisition des S--Maskenbildes
entweder vor oder nach der Akquisition des SSFP-Bildes durchgeführt werden
und ist nicht abhängig
von der Zeit die seit der Injektion des Kontrastbolus vergangen
ist. Die Technik kann ebenfalls das Akquirieren eines zweiten S--Maskenbildes des gewünschten FOV enthalten und die
darauf folgende Selektion, welches der zwei oder mehr S--Maskenbilder
die fälschlich
registrierten Artefakte am besten minimiert und dann Subtrahieren
des ausgewählten
S--Maskenbildes von dem SSFP-Bild.
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Die
vorliegende Erfindung kann mit einer First-pass MRA verwendet werden,
um einen neuen Hybridansatz zu schaffen. Das heißt, die vorhergenannte Technik
kann die Akquirierung eines rein arteriellen Maskenbildes vor der
Injektion des Kontrastbolus und die anschließende Akquirierung eines arteriellen
Bildes eine gewünschte
Zeit nach der Injektion des Kontrastbolus während des First-Pass des Kontrastbolus,
aber vor der Akquirierung des SSFP und des S--Maskenbilder,
enthalten. Das rein arterielle Maskenbild kann dann von dem arteriellen
Bild subtrahiert werden, um ein MR-Bild nur von der arteriellen
Struktur zu erzeugen.
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Diese
Technik kann in eine MR-Bildgebung derart implementiert werden,
wie dies in Bezug auf 1 beschrieben ist. Der Rechner
des Systems ist dann programmiert, um ein SSFP-Bild und ein S--SSFP-Bild, wie in Anspruch 1 definiert,
eins nach dem anderen oder in jeder Reihenfolge zu akquirieren. Der
Rechner ist programmiert, um das S--Bild
von dem SSFP-Bild zu subtrahieren und dann ein Bild mit hohem Kontrast
aus den subtrahierten Bildern zu rekonstruieren. Der Rechner ist
ebenfalls programmiert, um die S- und die
SSFP-Bilder mit minimaler Zeitseparation zwischen diesen zu akquirieren,
um fälschlich
registrierte Artefakte zu minimieren. Der Rechner kann im besten
Fall programmiert sein, jeden Skalierungsfaktor anzuwenden oder
eine Bedienerintervention zum Ausprobieren unterschiedlicher Skalierungsfaktoren
zuzulassen.
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Die
Erfindung ist ebenfalls in einem Rechnerprogramm, wie dies in Anspruch
2 definiert ist, verkörpert,
das den Rechner veranlasst eine SSFP-Impulssequenz anzulegen und
ein SSFP-Bild zu
akquirieren und eine S-SSFP-Impulssequenz
anzulegen und ein S-SSFP-Bild zu akquirieren.
Das Programm veranlasst den Rechner dann die Bilder voneinander zu
subtrahieren und ein Bild mit einer hohen Untergrundunterdrückung und
einem signifikaten Kontrast zwischen Blutgefäßen und anderen weichen Geweben,
wie Fett, Muskeln und Knochenmark, zu rekonstruieren. Für den Fachmann
ist es leicht erkennbar, dass das Rechenprogramm auch die anderen
Schritte und/oder vorher beschrieben Handlungen durchführen kann.