DE60225125T2

DE60225125T2 - Magnetische resonanz-akustografie

Info

Publication number: DE60225125T2
Application number: DE60225125T
Authority: DE
Inventors: Richard L. Rochester EHMAN; Philip J. Rochester ROSSMAN
Original assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research
Current assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research
Priority date: 2001-04-11
Filing date: 2002-04-08
Publication date: 2009-02-12
Anticipated expiration: 2022-04-09
Also published as: EP1379890B1; JP4125134B2; WO2002084308A1; EP1379890A1; JP2004524129A; DE60225125D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Das Gebiet der Erfindung betrifft magnetische Kernresonanzabbildungsverfahren. Insbesondere betrifft die Erfindung die Erhöhung des MR-Bildkontrasts.
Dem Arzt stehen zahlreiche diagnostische Werkzeuge zur Verfügung, die die Ermittlung und Lokalisierung erkrankter Gewebe erlauben. Diese umfassen Röntgenstrahlsysteme, die Bilder messen und erzeugen, die für die Röntgenstrahlabschwächung der Gewebe indikativ sind, und Ultraschallsysteme, die Bilder ermitteln und erzeugen, die für die Gewebeechoerzeugung und die Bereichsgrenzen zwischen Strukturen unterschiedlicher akustischer Eigenschaften indikativ sind. Die Nuklearmedizin erzeugt Bilder, die für solche Gewebe indikativ sind, die in den Patienten injizierte Tracer absorbieren, wie etwa PET-Scanner und SPECT-Scanner. Schließlich erzeugen Magnetresonanzabbildungs-("MRI")-Systeme Bilder, die für die Magneteigenschaften von Gewebe indikativ sind. Glücklicherweise werden zahlreiche erkrankte Gewebe durch die physikalischen Eigenschaften ermittelt, die durch diese Abbildungsmodalitäten gemessen werden. Es sollte jedoch nicht überraschend sein, dass zahlreiche Erkrankungen nicht ermittelt werden können.
Historisch gesehen ist eines der wertvollsten Diagnosewerkzeuge des Arztes das Abtasten. Durch Abtastung des Patienten vermag ein Arzt Unterschiede in der Nachgiebigkeit oder "Steifheit" von Geweben zu erfühlen und das Vorliegen von Tumoren und anderen Gewebeanomalitäten zu ermitteln. Unglücklicherweise ist dieses wertvolle Diagnosewerkzeug auf solche Gewebe und Organe beschränkt, die der Arzt fühlen kann, und zahlreiche erkrankte innere Organe bleiben undiagnostiziert, es sei denn, die Erkrankung erweist sich als durch eine der vorstehend genannten Abbildungsmodalitäten ermittelbar. Tumore (beispielsweise Tumore der Leber), die durch existierende Abbildungsmodalitäten nicht ermittelt werden, können durch Abtasten über die Haut und die Muskulatur des Patienten nicht erreicht werden, und sie werden häufig durch Chirurgen durch direktes Abtasten der freigelegten Organe zum Zeitpunkt der Operation ermittelt. Abtasten stellt das üblichste Mittel zum Ermitteln von Tumoren der Prostatadrüse und der Brust dar. Unglücklicherweise sind jedoch tiefere Teile dieser Strukturen durch diese Evaluierung nicht zugänglich. Ein Abbildungssystem, das die Fähigkeit des Arztes dahingehend erweitert, Unterschiede der Gewebenachgiebigkeit durch den Körper eines Patienten zu ermitteln, würde dieses wertvolle Diagnosewerkzeug erweitern.
Sämtliche Kerne, die ein Magnetmoment besitzen, versuchen, sich selbst in Richtung des Magnetfelds auszurichten, in dem sie angeordnet sind. Hierbei präzessiert der Kern jedoch um diese Richtung mit einer charakteristischen Winkelfrequenz (der Larmor Frequenz), die von der Stärke des Magnetfelds und den Eigenschaften der spezifischen Kernspezien abhängt (von der magnetogyrischen Konstante γ der Kerne). Kerne, die dieses Phänomen aufweisen, werden vorliegend als "Spins" bezeichnet, und Materialien, die derartige Kerne enthalten, werden vorliegend als "gyromagnetisch" bezeichnet.
Wenn eine Substanz, wie etwa menschliches Gewebe, einem gleichmäßigen Magnetfeld (einem Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, versuchen sich die einzelnen Magnetmomente der Spins in dem Gewebe mit dem Polarisationsfeld auszurichten, präcessieren jedoch um dieses in zufälliger Folge und mit ih rer charakteristischen Larmor-Frequenz. Ein Netto-Magnetmoment M_z wird in Richtung des Polarisationsfelds erzeugt. Die zufällig ausgerichteten Magnetkomponenten in der Senkrechten bzw. Querebene (x-y-Ebene) heben einander jedoch auf. Wenn die Substanz bzw. das Gewebe jedoch einem Magnetfeld (Erregungsfeld B₁) ausgesetzt ist, das in der x-y-Ebene verläuft sowie in der Nähe der Larmor-Frequenz, kann das ausgerichtete Netto-Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht bzw. "gekippt" werden, um ein Netto-Quermagnetmoment M_t zu erzeugen, das sich in der x-y-Ebene mit der Larmor Frequenz dreht bzw. kreiselt. Der praktische Wert dieses Phänomens beruht in dem Signal, das durch die erregten Spins erzeugt wird, nachdem das Erregungssignal B₁ zu Ende geht. Es existiert eine große Vielfalt von Messsequenzen, in denen dieses magnetische Kernresonanz-("NMR")-Phänomen genutzt werden.
Wenn NMR verwendet wird, um Bilder zu erzeugen, wird eine Technik verwendet, um NMR-Signale von spezifischen Orten in dem Subjekt zu gewinnen. Typischerweise wird der Bereich, der abzubilden ist (der interessierende Bereich) durch eine Sequenz von NMR-Messzyklen abgetastet, die in Übereinstimmung mit dem bestimmten Lokalisierungsverfahren genutzt werden. Der resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von zahlreichen bekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren. Um eine derartige Abtastung durchzuführen, ist es selbstverständlich erforderlich, NMR-Signale von spezifischen Orten in dem Subjekt auszulösen. Bewirkt wird dies durch Verwenden von Magnetfeldern (G_x, G_y und G_z), die auf dem polarisierenden Feld B₀ übereinander angeordnet sind, die jedoch einen Gradienten längs der jeweiligen x-, y- und z-Achsen besitzen. Durch Steuern der Stärke bzw. Größe dieser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die räumliche Verteilung der Spinanregung bzw. -erregung gesteuert werden und der Ort der resultierenden NMR-Signale kann identifiziert werden.
Es ist an sich bekannt, dass NMR dazu verwendet werden kann, die Bewegung der Spins zu ermitteln und abzubilden. Wie im US-Patent NR. Re. 32701 mit dem Titel "NMR Scanner With Motion Zeugmatography" offenbart, können erfasste NMR-Signale sensibilisiert werden, um sich bewegende Spins durch Anlegen eines bipolaren Magnetfeldgradienten zum geeigneten Zeitpunkt in jeder NMR-Messsequenz zu ermitteln. Die Phase des resultierenden NMR-Signals misst die Geschwindigkeit von Spins längs der Richtung des die Bewegung sensibilisierenden Magnetfeldgradienten. Mit komplexeren Bewegungssensibilisierungsmagnetfeldgradienten können auch höhere Bewegungsordnungen, wie etwa die Beschleunigung und der Ruck, gemessen werden.
Eine Anwendung, die einen bipolaren Gradienten nutzt, um das NMR für Spinbewegung zu sensibilisieren, ist die diffusionsgewichtete Abbildung, die in den US-Patenten Nrn. 4809801 und 5092335 erläutert ist. Ein großer bipolarer Gradient wird angewendet, um sich den bewegenden Spins eine Phasenverschiebung mitzuteilen. In diesen Geweben werden Fluide in Zufallsrichtungen diffundiert und die Spins besitzen eine entsprechende Zufallsphase. Wenn ein Bild auf Grundlage der Amplitude oder des "Modulus" der erfassten NMR-Signale rekonstruiert wird, wird deshalb die Signalintensität in Bereichen geringer, in denen Diffusion auf Grund der Phasenverteilung der NMR-Signale aus diesen Bereichen auftritt. Die Phase der NMR-Signale, die durch stationäre Gewebe erzeugt wird, bleibt unbeeinflusst durch den bipolaren Gradienten, und sie können in dem Modulusbild auf voller Helligkeit bleiben.
Standardmäßige Magnetresonanzelastographie-(MRE)-Verfahren, wie etwa diejenigen, die in den US-Patenten Nrn. 5825186 und 5592085 offenbart sind, erlauben die Abbildung mechanischer Gewebeeigenschaften. Zwei- oder dreidimensionale Bilder werden aus MRE-Daten erzeugt, die typischerweise über eine Zeit von vielen Minuten erfasst werden. Außerdem verwendet die typische MRE-Akquisition einen bewegungssensibilisierenden Gradienten, der mit einer mechanischen Stimulationsvorrichtung synchronisiert ist, die in dem Subjekt mit einer einzigen Frequenz Stress erzeugt. Tatsächlich und wie im US-Patent Nr. 5899858 offenbart, kann die Gradientenwellenform so geformt werden, dass die MRE-Messungen bei anderen Frequenzen desensibilisiert werden. Insbesondere offenbart die US-A-5825186 ein Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bilds von einem Subjekt, aufweisend das Anlegen eines polarisierenden Magnetfelds an das Subjekt, Anlegen bzw. Ausüben von Oszillationsstress auf bzw. an das Subjekt, um Spins in diesem eine Bewegung zu erteilen, Anlegen eines RF-Erregungsfelds an das Subjekt in Anwesenheit eines Gradientenfelds zur Erzeugung von Quermagnetisierung von Spins, und das Anlegen eines bewegungssensibilisierenden Gradienten, der synchron zu dem angelegten Oszillationsstress oszilliert. Ein Bild wird aus den erfassten NMR-Signalen rekonstruiert, die Netto-NMR-Signale werden dabei durch die Raumphasendispersion der erfassten NMR-Signale, hervorgerufen durch Scherwellen, moduliert. Um das Bild zu rekonstruieren, wird die Signalhöhe bzw. -stärke in jedem Bildpixel berechnet.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bilds von einem Probanden, aufweisend die Schritte: a) Anlegen eines magnetischen Pola risationsfelds an den Probanden; b) Anlegen einer Oszillationsspannung an diesen Probanden, um Spins in diesem in Bewegung zu versetzen; c) Anlegen eines RF-Erregungsfelds an den Probanden in Anwesenheit eines Gradientenfelds zur Erzeugung einer Quermagnetisierung von Spins in einer Erregungsspalte, die längs einer Erregungsachse in dem Probanden ausgerichtet ist; d) Anlegen eines Bewegungserfassungsgradienten, der eine Amplitudenkomponente aufweist, die synchron zu der angelegten Oszillationsspannung oszilliert; e) Rekonstruieren eines eindimensionalen Bilds durch Fourier-Transformieren eines NMR-Signals, das von der Erregungsspalte erfasst wird; f) Erzeugen eines ersten eindimensionalen Phasenbildes aus einem eindimensionalen Bild; g) Wiederholen der Schritte a) bis f), wobei die Phase des Bewegungserfassungsgradienten umgekehrt ist, um ein zweites eindimensionales Bild zu erzeugen; und h) Erzeugen eines eindimensionalen Phasendifferenzbildes durch Subtrahieren der ersten und zweiten eindimensionalen Phasenbilder.
Bei einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung handelt es sich um ein Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bilds eines Probanden, der durch eine Spinbewegung beeinflusst ist, aufweisend die Schritte: a) Anlegen eines magnetischen Polarisationsfelds an den Probanden; b) Anlegen eines RF-Erregungsfelds und eines magnetischen Gradientenfelds an den Probanden zur Erzeugung einer Quermagnetisierung von Spins in einer Erregungsspalte, die entlang einer Erregungsachse in dem Probanden ausgerichtet ist; c) Anlegen eines Magnetfeldgradienten an den Probanden zur Bewegungserfassung der Quermagnetisierung, wobei der Magnetfeldgradient eine Breitband-Zeitdomänenwellenform zur gleichzeitigen Erfassung mehrerer Frequenzen aufweist; d) Erfassung eines NMR-Signals von der Erregungsspalte; e) Rekonstruieren eines Referenzbilds durch Fourier-Transformieren des erfassten NMR-Signals; f) Erzeugen eines Referenzphasenbilds aus dem rekonstruierten Referenzbild; g) Anlegen einer Oszillationsspannung an den Probanden während der Anlegung des Bewegungserfassungsmagnetfeldgradienten, um in den quermagnetisierten Spins eine Bewegung mit einer der Frequenzen auszulösen; h) Wiederholen der Schritte a) bis d) zur Erfassung eines zweiten NMR-Signals; i) Rekonstruieren eines Bilds durch Fourier-Transformieren des erfassten zweiten NMR-Signals; j) Erzeugen eines Phasenbilds aus dem rekonstruieren Bild; k) Erzeugen eines Phasendifferenzbilds durch Berechnen der Differenz zwischen dem Phasenbild und dem Referenzphasenbild.
Die vorstehend genannten sowie weitere Aufgaben und Vorteile der Erfindung erschließen sich aus der nachfolgenden Beschreibung. In der Beschreibung wird auf die anliegenden Zeichnungen Bezug genommen, die einen Teil von ihr bilden, und in der Zeichnung ist illustrativ eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung gezeigt. Diese Ausführungsform stellt nicht notwendigerweise den vollen Umfang der Erfindung dar. Zur Interpretation des Umfangs der Erfindung wird auf die Ansprüche Bezug genommen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein Blockdiagramm eines NMR-Systems, das die vorliegende Erfindung verwendet;
2 zeigt ein elektrisches Blockdiagramm des Senders/Empfängers, der Teil des NMR-Systems von 1 bildet;
3 zeigt eine erste bevorzugte Ausführungsform einer 1D MRE Impulssequenz, die durch das MRI-System von 1 durchgeführt wird, um die vorliegende Erfindung in die Praxis umzusetzen;
4 zeigt eine zweite bevorzugte Ausführungsform einer 1D MRE Impulssequenz, die durch das MRI-System von 1 durchgeführt wird, um die vorliegende Erfindung in die Praxis umzusetzen;
5 zeigt eine Aufsicht eines zur Erzeugung eines Oszillationsstresses in einem Subjekt, das in dem MRI-System von 1 positioniert ist;
6 zeigt ein Flussdiagramm der in einer bevorzugten Ausführungsform, durch das die vorliegende Erfindung in die Praxis umgesetzt wird, verwendeten Schritte unter Verwendung von sowohl der Impulsfrequenzen von 3 wie von 4;
7 zeigt ein Flussdiagramm der in einer zweiten bevorzugten Ausführungsform zum in die Praxis umsetzen der vorliegenden Erfindung verwendeten Schritte; und
8 zeigt eine bildliche Darstellung einer Wiedergabe der Bilder, die durch die vorliegende Erfindung erzeugt werden, auf einer Anzeigevorrichtung.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
In 1 sind die Hauptbestandteile eines bevorzugten NMR-Systems gezeigt, das die vorliegende Erfindung enthält, und das durch die General Electric Company unter der Marke "SIGNA" in den Handel gebracht wird. Der Betrieb des Systems wird von einer Operatorkonsole 100 aus gesteuert, die einen Konsolenprozessor 101 umfasst, der eine Tastatur 102 abtastet und Eingangssignale von einem menschlichen Operator über ein Steuerpaneel 103 und eine Plasmaanzeige/einen Touchscreen 104 empfängt. Der Konsolenprozessor 101 kommuniziert über eine Kommunikationsverbindung 116 mit einem Anwendungsschnittstellenmodul 117 in einem getrennten Computersystem 107. Über die Tastatur 102 und Steuerungen 103 steuert ein Operator bzw. eine Bedienperson die Erzeugung und die Anzeige von Bildern durch einen Bildprozessor 106 in dem Computersystem 107, das mit einer Videoanzeige 118 auf der Konsole 100 über ein Videokabel 105 direkt in Verbindung steht.
Das Computersystem 107 umfasst eine Anzahl von Modulen, die miteinander über eine Backplane kommunizieren. Zusätzlich zu der Anwendungsschnittstelle 117 und dem Bildprozessor 106 umfassen diese ein CPU-Modul 108, das die Backplane steuert, und ein SCSI-Schnittstellenmodul 108, das das Computersystem 107 über einen Bus 110 mit einem Satz peripherer Vorrichtungen verbindet, einschließlich einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112. Das Computersystem 107 umfasst außerdem ein Speichermodul 113, das auf diesem Gebiet der Technik als Frame-Puffer zum Speichern von Bilddaten-Arrays bekannt ist, und ein serielles Schnittstellenmodul 114, das das Computersystem 107 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit dem Systemschnittstellenmodul 120 verbindet, das in einem getrennten Systemsteuerschrank 122 angeordnet ist.
Die Systemsteuerung 122 umfasst eine Reihe von Modulen, die miteinander über eine gemeinsame Backplane 118 verbunden sind. Die Backplane 118 umfasst eine Anzahl von Busstrukturen, einschließlich einer Busstruktur, die durch ein CPU- Modul 119 gesteuert ist. Das serielle Schnittstellenmodul 120 verbindet diese Backplane 118 mit der seriellen Hochgeschwindigkeitsverbindung 115, und das Impulsgeneratormodul 121 verbindet die Backplane 118 mit der Operatorkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125. Durch eben diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Operator, die die Abtastsequenz anzeigen, die durchzuführen ist.
Das Impulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten zum Ausführen der gewünschten Abtastsequenz. Es erzeugt Daten, die den zeitlichen Ablauf, die Stärke und Form der RF-Impulse anzeigen, die verarbeitet werden sollen, und den zeitlichen Ablauf und die Länge des Datenerfassungsfensters. Das Impulsgeneratormodul 121 steht ferner in Verbindung über die serielle Verbindung 126 mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127, und es führt diesen Daten zu, die den zeitlichen Ablauf und die Form der Gradientenimpulse anzeigen, die während der Abtastung erzeugt werden.
In einer Ausführungsform der Erfindung erzeugt das Impulsgeneratormodul 121 ferner Sync-Impulse über ein Kabel 128 für einen Wellengenerator- und -verstärker 129. Der Wellengenerator 129 erzeugt eine Wellenform, die mit der Frequenz und Phase der empfangenen Sync-Impulse synchronisiert werden kann, und diese Wellenform wird über einen gleichstromgekoppelten 300 Watt-Audioverstärker ausgegeben. Eine Frequenz im Bereich von 50 Hz bis 1000 Hz wird abhängig von dem bestimmten Objekt erzeugt, das abgebildet werden soll, und sie wird an einen Wandler 130 angelegt. Die Struktur des Wandlers 130 hängt von der speziellen Anatomie ab, die gemessen und abgebildet werden soll. Üblicherweise erzeugt der Wandler 130 jedoch eine Kraft bzw. einen Druck, die bzw. der oszilliert und einen entsprechenden oszillierenden Stress in einem gyro magnetischen Medium (d. h., in Geweben), an das sie bzw. er angelegt wird.
Schließlich steht das Impulsgeneratormodul 121 über eine serielle Verbindung 132 mit der Abtastraumschnittstellenschaltung 133 in Verbindung, die Signale an Eingängen 135 von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit der Position und dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems einhergehen. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt das Patientenpositionierungssystem 134 außerdem Befehle, die den Patientenauflagetisch bewegen und den Patienten in die gewünschte Stellung für die Abtastung transportieren.
Die durch das Impulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientenwellenformen werden an das Gradientenverstärkersystem 127 angelegt, das aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern 136, 137 und 138 besteht. Jeder Verstärker 136, 137 und 138 wird dazu genutzt, eine entsprechende Gradientenwicklung in einer Baugruppe zu erregen, die allgemein mit 139 bezeichnet ist. Die Gradientenspulenbaugruppe 139 bildet Teil einer Magnetbaugruppe 141, die einen Polarisierungsmagneten 140 enthält, der ein Polarisierungsfeld mit entweder 0,5 oder 1,5 Tesla erzeugt, und der sich horizontal durch eine Bohrung 142 erstreckt. Die Gradientenspulen 139 umschließen die Bohrung 142, und wenn sie erregt werden, erzeugen sie Magnetfelder in derselben Richtung wie das Hauptpolarisationsmagnetfeld, jedoch mit Gradienten G_x, G_y und G_z, die in den orthogonalen x-, y- und z-Achsenrichtungen eines kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet sind. Das heißt, wenn das durch den Hauptmagneten 140 erzeugte Magnetfeld in die z-Richtung gerichtet und B₀ bezeichnet wird, und wenn das gesamte Magnetfeld in der z-Richtung mit B_z bezeichnet wird, dann gilt, G_x = ∂B_z/∂x, Gy = ∂B_z/∂y und G_z = ∂B_z/∂z, und das Magnetfeld an jedem Punkt (x, y, z) in der Bohrung der Magnetbaugruppe 141 ist gegeben durch B(x, y, z) = B₀ + G_xx + G_yy + G_zz. Die Gradientenmagnetfelder werden genutzt, Rauminformation in die NMR-Signale zu codieren, die aus dem abgetasteten Patienten herrühren, und wie nachfolgend näher erläutert, werden sie dazu genutzt, die mikroskopische Bewegung von Spins zu messen, hervorgerufen durch den Druck, der durch den Wandler 130 erzeugt wird.
Innerhalb der Bohrung 142 befindet sich eine kreiszylindrische Ganzkörper-RF-Spule 152 angeordnet. Diese Spule 152 erzeugt ein kreispolarisiertes RF-Feld in Reaktion auf RF-Impulse, die durch ein Sender/Empfängermodul 150 in dem Systemsteuerschrank 122 bereitgestellt werden. Diese Impulse werden durch einen RF-Verstärker 151 verstärkt und mit der RF-Spule 152 durch einen Sende/Empfangsschalter 154 verbunden, der einen integralen Teil der RF-Spulenbaugruppe bildet. Wellenformen und Steuersignale werden durch das Impulsgeneratormodul 121 bereitgestellt und durch das Sender/Empfängermodul 150 zur RF-Trägermodulation und zur Modussteuerung verwendet. Die resultierenden NMR-Signale, die durch den erregten Kern in dem Patienten ausgestrahlt werden, können durch dieselbe RF-Spule 152 erfasst werden und über den Sende/Empfangsschalter 154 an einen Vorverstärker 153 gekoppelt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden demoduliert, gefiltert und digitalisiert in dem Empfängerabschnitt des Senders/Empfängers 150. Der Sende/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von dem Impulsgeneratormodul 121 gesteuert, um den RF-Verstärker 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus zu verbinden, und um den Vorverstärker 153 während des Empfangsmodus zu verbinden. Der Sende/Empfangsschalter 154 versetzt eine getrennte RF-Spule (beispielsweise eine Kopfspule oder eine Oberflächenspule) in die Lage, entweder im Sende- oder Empfangsmodus verwendet zu werden.
Zusätzlich zur Stützung des Polarisierungsmagneten 140 und der Gradientenspulen 139 und der RF-Spule 152 stützt bzw. trägt die Hauptmagnetbaugruppe 141 außerdem einen Satz von Ausgleichsspulen 156, die dem Hauptmagneten 140 zugeordnet sind und dazu verwendet werden, Inhomogenitäten im polarisierenden Magnetfeld zu korrigieren. Die Hauptstromversorgung 157 wird dazu verwendet, das polarisierende Feld, das durch den superleitenden Hauptmagneten 140 erzeugt wird, auf eine geeignete Betriebsstärke zu bringen, woraufhin sie getrennt wird.
Die NMR-Signale, die durch die RF-Spule 152 abgenommen werden, werden durch das Sender/Empfängermodul 150 digitalisiert und daraufhin zu einem Speichermodul 160 übertragen, das außerdem Teil des Steuersystems 122 bildet. Ein Arrayprozessor 161 arbeitet dahingehend, diese komplexen k-Raumdaten in ein Array komplexer Bilddaten Fourier zu transformieren. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 zu dem Computersystem 107 geliefert, wo sie im Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Reaktion auf Befehle, die von der Operatorkonsole 100 empfangen werden, können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden, oder sie können zusätzlich verarbeitet werden durch den Bildprozessor 106, wie nachfolgend näher erläutert, und sie können zu der Operatorkonsole 100 geliefert und auf der Videoanzeige 118 dargestellt werden.
Insbesondere unter Bezug auf 1 und 2 umfasst der Sender/Empfänger 150 Bestandteile, die das RF-Erregungsfeld B₁ durch den Leistungsverstärker 151 an der Spule 152A erzeugen, und Bestandteile, die das resultierende NMR-Signal empfangen, das in eine Spule 152B induziert wird. Wie vorstehend angesprochen, können die Spulen 152A und B getrennt sein, wie in 2 gezeigt, oder sie können einen einzigen gemeinsamen Spulenkörper bilden, wie in 1 gezeigt. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Erregungsfelds wird unter Steuerung bzw. Kontrolle eines Frequenzsynthetisators 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale (CF) durch die Backplane 118 von dem CPU-Modul 119 und dem Impulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des RF-Trägersignals an, das an einem Auslass 201 erzeugt wird. Der befohlene RF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärtswandler 202 angelegt, wo seine Amplitude in Reaktion auf ein Signal R(t) moduliert wird, das ebenfalls über die Backplane 118 von dem Impulsgeneratormodul 121 empfangen wird. Das Signal R(t) legt die Hülle fest und damit die Bandbreite des RF-Erregungsimpulses, der zu erzeugen ist. Er wird in dem Modul 121 durch sequenzielles Auslesen einer Reihe gespeicherter digitaler Werte erzeugt, die die gewünschte Hülle darstellen. Diese gespeicherten digitalen Werte können ihrerseits ausgehend von der Operatorkonsole 100 geändert werden, um eine beliebige gewünschte RF-Impulshülle erzeugen zu können. Der Modulator und Aufwärtswandler 202 erzeugt einen RF-Impuls mit einer gewünschten Larmor Frequenz am Ausgang 205.
Die Höhe der RF-Erregungsimpulsausgabe durch die Leitung 205 wird durch eine Erregerabschwächerschaltung 206 abgeschwächt, die einen digitalen Befehl TA von der Backplane 118 empfängt. Die abgeschwächten RF-Erregungsimpulse werden an den Leistungsverstärker 151 angelegt, der die RF-Spule 152A treibt. Für eine detailliertere Beschreibung dieses Teils des Senders/Empfängers 122 wird auf das US-Patent Nr. 4952877 Bezug genommen.
Weiterhin unter Bezug auf 1 und 2 wird das durch das Subjekt erzeugte NMR-Signal durch die Empfängerspule 152B abgenommen und durch den Vorverstärker 153 an den Eingang eines Empfängerabschwächers 207 angelegt. Der Empfängerabschwächer 207 verstärkt ferner das NMR-Signal und dieses wird um ein Ausmaß abgeschwächt, das durch ein digitales Abschwächungssignal (RA) ermittelt wird, das von der Backplane 118 empfangen wird. Der Empfängerabschwächers 207 wird ferner durch ein Signal von dem Impulsgeneratormodul 121 derart ein- oder ausgeschaltet, dass dieser während der RF-Erregung nicht überlastet wird.
Das empfangene NMR-Signal liegt auf der bzw. im Bereich der Larmor-Frequenz, die in der bevorzugten Ausführungsform für 1,5 Tesla 63,86 MHz beträgt und für 0,5 Tesla 21,28 MHz. Dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zwei-Schritt-Prozess durch einen Abwärtswandler 208 abwärts gewandelt, der das NMR-Signal zunächst mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 mischt und daraufhin das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Referenzsignal auf der Leitung 204 mischt. Das resultierende, abwärts gewandelte NMR-Signal auf der Leitung 212 besitzt eine maximale Bandbreite von 125 kHz und es ist auf einer Frequenz von 187,5 kHz zentriert. Das abwärts gewandelte NMR-Signal wird an den Eingang des Analog/Digital-(A/D)-Wandlers 209 angelegt, der das analoge Signal mit einer Rate von 250 kHz abtastet und digitalisiert. Das Ausgangssignal des A/D-Wandlers 209 wird an einen digitalen Detektor und einen Signalprozessor 210 angelegt, der die 16 Bit-in-Phase-(I)-Werte und 16 Bit-Quadratur(Q)-Werte entsprechend dem empfangenen digitalen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des empfangenen NMR-Signals wird durch die Backplane 118 an das Speichermodul 160 ausge geben, um eine eindimensionale Gruppierung komplexer k-Raumdaten zu bilden.
Um die Phaseninformation vorzuhalten, die in den erfassten komplexen k-Raumdaten erfasst wird, werden sowohl der Modulator wie der Aufwärtswandler 202 in dem Erregerabschnitt und der Abwärtswandler 208 in dem Empfängerabschnitt mit gemeinsamen Signalen betrieben bzw. betätigt. Insbesondere werden das Trägersignal am Ausgang 201 des Frequenzsynthetisators 200 und das 2,5 MHz-Referenzsignal am Ausgang 204 des Referenzfrequenzgenerators 203 in beiden Frequenzwandlerprozessen genutzt. Die Phasenkonsistenz wird dadurch aufrechterhalten und Phasenänderungen im ermittelten NMR-Signal zeigen exakt Phasenänderungen an, die durch die erregten Spins erzeugt werden. Das 2,5 MHz-Referenzsignal sowie die 5, 10 und 60 MHz-Referenzsignale werden durch den Referenzfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz-Mastertaktsignal erzeugt. Die zuletzt genannten drei Referenzsignale werden durch den Frequenzsynthetisator 200 zur Erzeugung des Trägersignals am Ausgang 201 verwendet. Für eine detailliertere Beschreibung des Empfängers wird auf das US-Patent Nr. 4992736 verwiesen.
In den Ausführungsformen der Erfindung, die vorliegend erläutert werden, wird ein getrennter Wandler 130 dazu verwendet, einen Oszillationsstress bzw. eine Oszillationsspannung oder -belastung anzulegen.
Wie in 5 gezeigt, umfasst ein Wandler 130 zum Anlegen eines Oszillationsstresses an Gewebe 300 eine Treiberspule 302, die an einem Ende einer Antriebwelle 304 angeordnet ist, die für eine Schwenkdrehung an einer stationären Tragstange 306 angebracht ist. Das andere Ende der Antriebswelle 304 steht mit einer Kontaktplatte 308 in Verbindung, die auf der Oberfläche des Gewebes 300 ruht. Die Antriebsspule 302 umfasst einen isolierten Draht von 30 AWG, der auf eine Aluminiumspule gewickelt ist, und wenn ein Oszillationsstrom an die Treiberspule 302 angelegt wird, interagiert der Strom mit dem B₀-Polarisationsmagnetfeld, um das obere Ende der Antriebswelle 304 mit der Treiberstromfrequenz vor und zurück zu bewegen. Hierdurch verschwenkt die Antriebswelle 304 um den Punkt 310 und ihr unteres Ende translatiert vorwärts und rückwärts in Richtung des Pfeils 312. Die Kontaktplatte 308 wird dadurch veranlasst, in derselben Richtung zu oszillieren, und auf Grund des Reibungseingriffes mit der Oberfläche des Gewebes 300 oszilliert sie. Diese Oszillation erzeugt Scherwellen, die sich in das Gewebe in einer Richtung ausbreiten, die durch den Pfeil 314 bezeichnet ist, der im Wesentlichen senkrecht zur Oberfläche des Gewebes 300 verläuft.
Die Scherwellen, die sich in das Gewebe 300 ausbreiten, werden in Übereinstimmung mit der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung unter Verwendung einer Magnetresonanzelastografie-(MRE)-Technik auf Grundlage der Lehren der US-Patente Nrn. 5825186 und 5592085 abgebildet. Anstatt ein 2D- oder 3D-Bild der Gewebe 300 zu erfassen, was mehrfache Erfassungen und lange Zeit erfordert, wird jedoch eine eindimensionale Erfassung durchgeführt. Wie nachfolgend erläutert, umfasst diese Erfassung die RF-Erregung einer Säule von Spins, die mit 316 bezeichnet sind, welche Säule im Gewebe 300 angeordnet und in Richtung der Scherwellenausbreitung ausgerichtet ist.
Zwei bevorzugte 1D-Magnetresonanzelastografie-Impulssequenzen werden nunmehr erläutert. Bei der einen handelt es sich um eine Gradientenecho-Impulssequenz und bei der anderen um eine Spinecho-Impulssequenz. Beide Impulssequenzen steuern den Impulsgenerator 121 zur Steuerung des MRI-Systems zur Erfassung der gewünschten MRE-Daten.
Insbesondere unter Bezug auf 3 verwendet die bevorzugte Gradientenecho-1D-MRE-Impulssequenz einen zweidimensionalen, selektiven RF-Erregungsimpuls 320, der gleichzeitig mit zwei orthogonalen Gradienten 322 und 324 erzeugt wird. Wie im US-Patent Nr. 4812760 erläutert, oszillieren die beiden Gradienten 322 und 324 amplitudenmäßig, um selektiv eine zylinderförmige Säule von Spins zu erregen, die entlang der Erregungsachse 325 angeordnet ist (5). Hierauf folgt eine Bewegungssensibilisierungsgradientenwellenform 326, die erregten Spins zur Bewegung längs der Gradientenachse codiert. Diese Bewegungscodierungsgradientenachse ist bevorzugt senkrecht zur Säulenerregungsachse 325 ausgerichtet, damit die Spinbewegung senkrecht zu der Achse 325 entlang der Länge der erregten Säule stattfindet. Die Gradientenwellenform 326 ist eine Breitbandzeitdomänenwellenform, die mehrere Sequenzen gleichzeitig sensibilisiert. In der bevorzugten Ausführungsform reicht dieser Frequenzbereich von 50 Hz bis 1000 Hz, so dass zahlreiche unterschiedliche Messungen ohne Änderung der Impulsfrequenz durchgeführt werden können.
Ein Auslesegradient 328 wird angelegt, nachdem ein Entphasungsgradientenimpuls 330 und NMR-Echosignal 332 erfasst und digitalisiert ist, wie vorstehend erläutert, um ein 1D-Array komplexer k-Raumdaten zu erzeugen. Der ausgelesene Gradient wird längs der Erregungsachse 325 geleitet, um entlang der Länge der erregten Säule während der Signalerfassung abzutasten.
Insbesondere unter Bezug auf 4 umfasst die 1D-Spinecho-MRE-Impulssequenz einen 90° selektiven RF-Erregungsimpuls 334, der in Anwesenheit eines ersten Scheibenselektionsgradienten 336 erzeugt wird. Eine Bewegungssensibilisierungsgradientenwellenform 338 wird daraufhin angelegt, um Spins zur Bewegung in einem breiten Bereich von Frequenzen zu sensibilisieren, wie vorstehend für die Wellenform 326 erläutert, und ein selektiver 180° RF-Refokussierungsimpuls 340 wird daraufhin angelegt. Ein zweiter Scheibenselektionsgradientenimpuls 342 wird gleichzeitig mit dem Refokussierungsimpuls 340 erzeugt, um eine Scheibe zu selektieren, die senkrecht zu der Scheibe verläuft, die durch den RF-Impuls 334 erregt wird. Die in der Säule angeordneten Spins, die durch den Schnitt der beiden ausgewählten Scheiben gebildet werden, refokussieren und erzeugen ein Spinecho-NMR-Signal 344. Das Spinecho-NMR-Signal wird in Anwesenheit eines Auslesegradienten 346 erfasst und digitalisiert, wie vorstehend erläutert, um ein 1D-Array komplexer k-Raumdaten zu erzeugen.
Die beiden Scheibenselektionsgradienten 336 und 342 werden senkrecht zueinander sowie senkrecht zur Erregungsachse 325 der erregten Säule ausgerichtet. Ihre Werte ermitteln den Ort bzw. die Stelle ihres Schnitts und damit den Ort der erregten Spalte von Spins. Der Auslesegradient 346 ist bevorzugt mit der Erregungsachse 325 zur Flucht gebracht, wie im Fall des Bewegungssensibilisierungsgradienten 338. Obwohl diese Spinecho-MRE-Impulssequenz länger als die Gradientenecho-MRE-Impulssequenz von 3 ist, erzeugt sie eine geringere Gradientenspulenerwärmung.
Jede der vorstehend genannten Impulssequenzen kann verwendet werden, um Echtzeit-MRE-Bilder der Scherwellen zu erzeugen, die die Gewebe 300 durchlaufen. Insbesondere unter Bezug auf 6 wird die gewünschte Impulssequenz im Prozessblock 400 selektiert und die Gradientenrichtungen sind so vorab festgelegt, wie vorstehend erläutert, um die Erregungssäule 316 am gewünschten Ort und in der gewünschten Richtung zu orientieren. Ohne den Wandler 130 einzuschalten, wird ein 1D-Referenzbild mit der gewählten MRE-Impulssequenz im Prozessblock 402 erfasst. Das erfasste NMR-Signal wird durch Durchführen einer komplexen Fourier-Transformation auf dem 1D-Array komplexer k-Raumdaten verarbeitet, um ein komplexes 1D-Bild zu erzeugen. Die Phase in jedem Abtastpunkt in dem komplexen 1D-Bild wird daraufhin berechnet, um ein 1D-Referenzphasenbild zu erzeugen: Φ_R = tan^–1 I/Q, wobei I und Q die Komponenten des Komplexbildwerts in jedem Pixel sind.
Wie im Prozessblock 404 angezeigt, wird der Wandler 130 daraufhin mit Energie versorgt, um die gewünschte Bewegungswellenform zu erzeugen. In dieser Ausführungsform der Erfindung ist der Bewegungssensibilisierungsgradient (326 oder 338) nicht mit dem Signal synchronisiert, das den Wandler 130 treibt, und der Wandler 130 wird als "asynchron" erregt bezeichnet. Daraufhin wird in die allgemein mit 406 bezeichnete Schleife eingetreten, in der 1D-MRE-Bilder erfasst, rekonstruiert und in Echtzeit angezeigt werden.
Wie durch den Prozessblock 408 dargestellt, besteht der erste Schritt in dieser Schleife 406 darin, das NMR-Signal unter Verwendung der gewählten MRE-Impulssequenz zu erfassen. Eine komplexe Fourier-Transformation des erfassten und digitalisierten NMR-Signals wird daraufhin durchgeführt und die Phase in jedem Abtastpunkt in dem resultierenden komplexen 1D-Bild wird im Prozessblock 410 berechnet: Φ_A = tan^–1 I/Q. Wie im Prozessblock 412 dargestellt, wird das 1D-Phasenbild Φ_A daraufhin von dem 1D-Referenzphasenbild Φ_R subtrahiert und das re sultierende 1D-Phasendifferenzbild (Φ_i = Φ_R – Φ_A) wird im Prozess 414 angezeigt. Das System läuft daraufhin entlang der Schleife zurück und erfasst und verarbeitet ein weiteres 1D-Phasendifferenzbild (Φ_i+1), das der Anzeige hinzugefügt wird. Ferner werden 1D-Phasendifferenzbilder erzeugt, bis der Prozess in Richtung des Operators austritt. Abhängig von der verwendeten MRE-Impulssequenz werden 1D-Phasendifferenzbilder (Φ_i) mit einer Frame-Rate von 10 bis 20 Frames pro Sekunde erzeugt. Der Operator wird dadurch damit versorgt, was er als Echtzeit-MRE-Bilder wahrnimmt.
Die bevorzugte Anzeige der Echtzeit-1D-MRE-Bilder ist in 8 gezeigt. Sie umfasst eine Grafikanzeige 500, in der die Phasendifferenzamplitude als Funktion des Orts längs der Erregungsachse 325 aufgetragen ist. Diese Wellenform 500 ändert sich kontinuierlich in Echtzeit, wenn sie aktualisiert wird. Ein "Wasserfall"-Bild 502 wird außerdem aus den Phasendifferenzbildern (Φ_i) erzeugt. Hierbei handelt es sich um ein 2D-Bild, das durch Farbcodieren der Phasenwerte in jedem 1D-Phasendifferenzbild (Φ_i) gebildet ist, und durch Anzeigen desselben als eine Zeile in dem Bild 502, angeordnet längs der Erregungsachse 325. Beispielsweise wird die Pixel-Farbe in jedem 1D-Phasendifferenzbild Φ_i moduliert unter Verwendung einer Look-up-Tabelle, die die Phasendifferenzamplitude in Beziehung zur Farbe setzt. Immer dann, wenn ein 1D-Frame erzeugt wird, wird er dem Wasserfallbild 502 hinzugefügt und die älteste Zeile wird von der Anzeige weggerollt. Die Grafikdarstellung 500 stellt dadurch nahezu eine Momentananzeige der Signalphase dar, hervorgerufen durch die sich ausbreitende Scherwelle im Gewebe 300, und das Wasserfallbild 502 stellt eine Kurzhistorienaufzeichnung bereit.
Eine weitere Technik zum Bereitstellen einer Echtzeitmessung der mechanischen Gewebeeigenschaften wird als "virtuelles Hydrophon" bezeichnet. Der Nutzer wählt einen Ort längs der Erregungsachse 325 und die Amplitude der Phase des 1D-Phasendifferenzbilds Φ_i am entsprechenden Ort wird daraufhin überwacht und verwendet, um einen hörbaren Ton zu erzeugen. Da die Phasenamplitudeninformation lediglich mit einer Rate von 10- bis 20-mal pro Sekunde aktualisiert wird, ist es nicht möglich, einfach an einem Ort abzutasten und die Phasenamplitude in Echtzeit abzuspielen. Beispielweise ergibt das Nyquist-Kriterium, das eine Abtastrate von 20-mal pro Sekunde an einem (einzigen) Ort hat, gibt lediglich Signale bis hin zu 10 Hz wieder. Um diese Beschränkung zu überwinden und Frequenzen im 50 Hz- bis 1000 Hz-Bereich wiederzugeben, werden mehrere, aufeinander folgende Phasenamplitudenabtastungen, die im gewünschten Ort zentriert sind, während des Abtastintervalls wiedergegeben. Wenn beispielsweise die Abtastrate 20 Hz beträgt, beträgt das Abtastintervall: I = 1/f = 1/20 = 50 ms.
Die Anzahl von Abtastungen, die zur Wiedergabe während des Intervalls ausgewählt werden, ist festgelegt durch die Distanz der Scherwelle, die sich durch das Subjekt während des Abtastintervalls ausbreitet. Diese Distanz wird gemessen und die Anzahl von Proben längs der Erregungsachse, die die Distanz überspannt, wird gewählt. Die Werte an diesen aufeinander folgenden Probenahmeorten werden wiederholt erfasst und daraufhin an einem Digital/Analogwandler in Aufeinanderfolge über das nachfolgende Abtastintervall angelegt. Das Ergebnis stellt die Reproduktion eines Audiosignals dar, das die Frequenz der Scherwelle im Bereich des ausgewähltes Orts wiedergibt.
In den vorstehend erläuterten, bevorzugten Ausführungsformen verwenden die MRE-Impulssequenzen von 3 und 4 Breitbandbewegungssensibilisierungsgradienten, die den Wandler 130 in die Lage versetzen, asynchron betrieben zu werden. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform ist der Betrieb des Wandlers 130 mit der Anwendung des Bewegungssensibilisierungsgradienten in der MRE-Impulssequenz synchronisiert. Diese synchrone Ausführungsform der Erfindung ist nützlich, wenn mehrere Erfassungen dazu kombiniert werden, das Signal/Rauschverhältnis des Bildes zu verbessern. Wie im vorstehend genannten US-Patent Nr. 5592085 erläutert, erzeugt in dieser Ausführungsform das Impulsgeneratormodul 121 Sync-Impulse, wenn es die Sensibilisierungsgradientenwellenform erzeugt, und diese werden an den Wellengenerator 129 angelegt (1), um die Phase des Signals, das den Wandler 130 treibt, mit der Phase des Sensibilisierungsgradienten zu synchronisieren.
Wenn die "synchronisierte" MRE-Impulssequenz verwendet wird, ist die Prozedur zum Erfassen der MRE-Daten eine andere. Wie im Prozessblock 600 in 7 dargestellt, wird die gewünschte Synchron-MRE-Impulssequenz gewählt und Scout-Abtastungen werden damit durchgeführt, um die Erregungssäule mit den abzubildenden speziellen Geweben präzise zu lokalisieren und auszurichten. Daraufhin wird in eine allgemein mit 602 bezeichnete Schleife eingetreten, in der MRI-Daten erfasst und in Echtzeit angezeigt werden. Wenn die synchronisierte MRE-Impulssequenz verwendet wird, bleibt der Wandler 130 erregt und die beiden Erfassungen werden während jeder Iteration der Schleife 602 durchgeführt. Wie durch den Prozessblock 604 dargestellt, wird eine erste Erfassung mit der gewählten 1D-MRE-Impulssequenz durchgeführt, die synchronisiert ist, um eine "positive" Bewegung darzustellen, die mit der mechani schen Bewegung sensibilisiert ist, die durch den Wandler 130 erzeugt wird. Die erfasste 1D-Gruppierung komplexer k-Raumdaten wird Fourier-transformiert, um ein komplexes 1D-Bildarray zu erzeugen und die Phase in jedem Abtastpunkt wird berechnet, wie vorstehend erläutert, um ein erstes Phasenbild Φ_R zu bilden. Die Phase der sinusförmigen Bewegungssensibilisierungsgradientenwellenform wird daraufhin um 180° in Bezug auf das Wandlertreibersignal umgeschaltet und eine zweite Erfassung wird durchgeführt, wie im Prozessblock 606 dargestellt. Die erfasste 1D-Gruppierung komplexer k-Raumdaten wird Fourier-transformiert und die Phase des resultierenden 1D-Bilds wird berechnet, um eine zweite Phasengruppierung Φ_A zu bilden. Wie im Prozessblock 608 dargestellt, werden die beiden resultierenden 1D-Phasenbilder daraufhin subtrahiert, um ein 1D-Phasendifferenzbild Φ_i = Φ_R – Φ_A zu bilden. Dieses Phasendifferenzbild Φ_i wird im Prozessblock 610 in derselben Weise angezeigt, wie vorstehend für das asynchrone MRE-Verfahren erläutert.
Mithilfe der vorliegenden Erfindung können Schwerwellen in Geweben mit unterschiedlichen Frequenzen kontinuierlich abgebildet werden, ohne die Impulssequenz zu modifizieren oder zu stoppen. Die Bewegungssensibilisierungsgradientenwellenformen 326 und 338 besitzen ein Frequenzspektrum, das das Erhöhen der Energie bei höheren Frequenzen enthält, um die Frequenzreaktion von Geweben zu kompensieren, an die Stress angelegt wird. Die Frequenz des Wandlers 130 kann von 50 Hz auf 1000 Hz zu zufälligen Zeitpunkten während des Experiments geändert werden und die resultierenden Scherwellen, die in den Zielgeweben erzeugt werden, werden auf der Anzeige in Echtzeit beobachtet. Der Erregungssäulenort und die -orientierung können ebenfalls bewegt werden, um zu prüfen, wie sich die Scherwellen durch unterschiedliche Gewebe ausbreiten. Dies erfordert die Modifikation der Gradientenwellenformen, die die Erregungssäule in den vorstehend erläuterten Impulssequenzen lokalisieren.

Claims

Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bilds von einem Probanden, aufweisend die Schritte: a) Anlegen eines magnetischen Polarisationsfelds an den Probanden; b) Anlegen einer Oszillationsspannung an diesen Probanden, um Spins in diesem in Bewegung zu versetzen; c) Anlegen eines RF-Erregungsfelds (320, 334, 340) an den Probanden in Anwesenheit eines Gradientenfelds (322, 336, 324, 342) zur Erzeugung einer Quermagnetisierung von Spins in einer Erregungsspalte, die längs einer Erregungsachse in dem Probanden ausgerichtet ist; d) Anlegen eines Bewegungserfassungsgradienten (326, 338), der eine Amplitudenkomponente aufweist, die synchron zu der angelegten Oszillationsspannung oszilliert; e) Rekonstruieren eines eindimensionalen Bilds durch Fourier-Transformieren eines NMR-Signals (332, 344), das von der Erregungsspalte erfasst wird; f) Erzeugen eines ersten eindimensionalen Phasenbildes aus einem eindimensionalen Bild; g) Wiederholen der Schritte a) bis f), wobei die Phase des Bewegungserfassungsgradienten umgekehrt ist, um ein zweites eindimensionales Bild zu erzeugen; und h) Erzeugen eines eindimensionalen Phasendifferenzbildes durch Subtrahieren der ersten und zweiten eindimensionalen Phasenbilder.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte a) bis h) wiederholt werden, um mehrere eindimensionale Phasendifferenzbilder im Wesentlichen in Echtzeit zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei jedes Phasendifferenzbild auf einer Anzeige als Zeile wiedergegeben wird, die entlang ihrer Länge in Übereinstimmung mit der Phase an Orten entlang der Erregungsachse farbcodiert wird, und wobei mehrere der farbcodierten Zeilen nebeneinander liegend wiedergegeben werden, um ein Wasserfallbild zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 1, aufweisend den Schritt, jedes Phasendifferenzbild durch Auftragen der Phasendifferenzamplitude als Funktion des Abstands entlang der Erregungsachse anzuzeigen.
Verfahren nach Anspruch 2, aufweisend den Schritt, ein Audiosignal aus den Phasendifferenzamplituden an einer bezeichneten Stelle in jedem einer Aufeinanderfolge eindimensionaler Phasendifferenzbilder zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Bewegungserfassungsgradient in einer Richtung im Wesentlichen lotrecht zu der Erregungsachse ausgerichtet wird.
Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bilds eines Probanden, der durch eine Spinbewegung beeinflusst ist, aufweisend die Schritte: a) Anlegen eines magnetischen Polarisationsfelds an den Probanden; b) Anlegen eines RF-Erregungsfelds (320, 334, 340) und eines magnetischen Gradientenfelds (322, 324, 336, 342) an den Probanden zur Erzeugung einer Quermagnetisierung von Spins in einer Erregungsspalte, die entlang einer Erregungsachse in dem Probanden ausgerichtet ist; c) Anlegen eines Magnetfeldgradienten (326, 338) an den Probanden zur Bewegungserfassung der Quermagnetisierung, wobei der Magnetfeldgradient eine Breitband-Zeitdomänenwellenform zur gleichzeitigen Erfassung mehrerer Frequenzen aufweist; d) Erfassung eines NMR-Signals (332, 344) von der Erregungsspalte; e) Rekonstruieren eines Referenzbilds durch Fourier-Transformieren des erfassten NMR-Signals; f) Erzeugen eines Referenzphasenbilds aus dem rekonstruierten Referenzbild; g) Anlegen einer Oszillationsspannung an den Probanden während der Anlegung des Bewegungserfassungsmagnetfeldgradienten, um in den quermagnetisierten Spins eine Bewegung mit einer der Frequenzen auszulösen; h) Wiederholen der Schritte a) bis d) zur Erfassung eines zweiten NMR-Signals; i) Rekonstruieren eines Bilds durch Fourier-Transformieren des erfassten zweiten NMR-Signals; j) Erzeugen eines Phasenbilds aus dem rekonstruieren Bild; k) Erzeugen eines Phasendifferenzbilds durch Berechnen der Differenz zwischen dem Phasenbild und dem Referenzphasenbild.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Schritte g) bis k) wiederholt werden, um zusätzliche Phasendifferenzbilder im Wesentlichen in Echtzeit zu erfassen und zu rekonstruieren.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei jedes Phasendifferenzbild als Zeile angezeigt wird, die in Übereinstimmung mit der Phasendifferenz an Orten entlang der Erregungsachse farbcodiert wird.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die farbcodierten Zeilen, die durch mehrere sequenziell erzeugte Phasendifferenzbilder erzeugt werden, nebeneinander wiedergegeben werden, um ein Wasserfallbild zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei das unmittelbar vorausgehend erfasste Phasendifferenzbild ebenfalls als grafische Wellenform auf der Anzeige wiedergegeben wird.
Verfahren nach Anspruch 8, aufweisend den Schritt, ein Audiosignal aus den Phasendifferenzamplituden an bezeichneten Orten in jeden einer Aufeinanderfolge von Phasendifferenzbildern zu erzeugen.