DE69928900T2

DE69928900T2 - Verfahren und System für die Aufnahme von arteriellen und venösen Bildern für die Magnetresonanzangiographie

Info

Publication number: DE69928900T2
Application number: DE69928900T
Authority: DE
Inventors: Thomas Kwok-Faj Rockville Foo; Vincent B. North Bethesda Ho
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1998-12-11
Filing date: 1999-12-09
Publication date: 2006-08-17
Anticipated expiration: 2019-12-10
Also published as: EP1008860A2; DE69928900D1; EP1008860B1; EP1008860A3; US6246897B1; JP2000175885A; JP4477176B2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ganz allgemein die Magnetresonanzbildgebung (MRI) und insbesondere ein System und Verfahren zum selektiven Erzeugen gesonderter Bilder venöser und arterieller Blutströme für den Einsatz in der MRI-Angiographie.
Quantitative Strömungsdaten können in der Diagnose und Behandlung von Patienten in der Tat nützlich sein und außerdem das Grundlagenverständnis über Krankheitsverläufe verbessern. Eine ganze Reihe von Techniken steht für das Messen eines Blutstroms zur Verfügung, beispielsweise auf Bildgebung basierende Verfahren, die sowohl in Projektionsals auch Computertomographie- (CT) sowie Ultraschall- und nuklearmedizinischen Techniken radiographische Bildgebung von Kontrastmitteln nutzen. Radiographische und nuklearmedizinische Techniken setzen den Einsatz von ionisierender Strahlung und/oder Kontrastmitteln voraus. Einige Verfahren erfordern das Voraussetzen von Annahmen über Strömungscharakteristiken, die in vivo nicht unbedingt zutreffen, oder setzen voraus, dass die Querschnittsfläche des Blutgefäßes und/oder die Strömungsrichtung bekannt ist. Ultraschalltechniken lassen sich in gewissen Situationen wegen des störenden Einflusses von Knochen oder Luft nur unter Schwierigkeiten anwenden.
MRI verwendet Hochfrequenzpulse und Magnetfeldgradienten, die auf einen in einem starken Magnetfeld plazierten Patienten angewandt werden, um betrachtbare Bilder zu erzeugen. Zur Verbesserung von MR-Bildern werden Kontrastmittel eingesetzt. Solche Kontrastmittel enthalten magnetisierbare Stoffe, die Metalle oder metallische Verbindungen enthalten. Die Kontrastmittel können paramagnetisch, ferromagnetisch oder superparamagnetisch sein und wirken aufgrund von Dipolwechselwirkungen mit Gewebeprotonen. Die meisten MR-Bildgebungskontrastmittel weisen ähnliche Wirkmechanismen auf. Die meisten basieren auf Gadoliniumchelaten und sind somit paramagnetische Agenzien, die ein magnetisches Moment hervorrufen, wenn sie in einem Magnetfeld angeordnet werden.
Mit dem gesteigerten Einsatz von MR-Kontrastmitteln für die MR-Angiographie (MRA) werden arterielle und venöse Signale in gleichem Maße verstärkt. Die reduzierte T₁-Relaxationszeit eliminiert die Möglichkeit einer Verwendung von räumlichen Sättigungs-HF-Pulsen, um entweder arterielle oder venöse Signale zu entfernen, so dass eine Unterscheidung von Strömungen ermöglicht wird. Eine automatische Boluserfassung nimmt sich dieses Problems lediglich an, indem die Akquisition nur dann ausgelöst wird, wenn die Strömung sich in der arteriellen Phase befindet. Wenn das Kontrastmittel allerdings bereits verabreicht ist, müssen nachfolgende Akquisitionen mit der erhöhten venösen Signalstärke auskommen, da das Kontrastmittel sich weiter in dem System verteilt. Darüber hinaus wird der zu erwartende Einsatz intravaskulärer Kontrastmittel mit wesentlich verbesserter Persistenz innovativere Techniken zur Unterscheidung zwischen Arterien und Venen voraussetzen.
Phasenkontrast-MR-Angiographie (MRA) ist eine nützliche und klinisch anwendbare Technik, um einen Blutstrom abzubilden. Die MRA verwendet strömungskodierende Gradientenpulse, die der Quermagnetisierung sich bewegender Spins eine geschwindigkeitsabhängige Phasenverschiebung verleihen, während stationäre Spins unbeeinflusst bleiben. Jede Pha senkontrastakquisition erzeugt zwei Bilder: ein Betragsbild, das proportional zu der Protonendichte des Objekts ist und außerdem T₁-gewichtet sein kann, und ein Bild, das die Phase des Objekts darstellt. Das erzeugte Phasenbild enthält lediglich Daten, die von sich bewegenden Spins stammen, während das umgebende unbewegte Gewebe unterdrückt wird. Mittels dieser Technik wurden Bilder erzeugt, die sowohl die über den gesamten Herzzyklus gemittelte Strömung als auch die Strömungen an einer Reihe einzelner Punkte in dem Zyklus darstellen. Das Phasenkontrast-MR-Verfahren erzeugt Phasenbilder mit Intensitäten, die den Betrag der Strömungsgeschwindigkeit und außerdem die Richtung der Strömung kennzeichnen. Folglich können derartige Bilder sowohl für eine qualitative Beobachtung eines Blutstroms als auch für eine quantitative Messung desselben verwendet werden. Die praktische Anwendung der Phasenkontrast-MR-Angiographie und -Venographie in der quantitativen Bestimmung der Strömungsgeschwindigkeit ist daher naheliegend.
In einem Phasenkontrastbild sind die Phasenverschiebungen, durch sich bewegende Spins in einem Pixel erzeugt werden, direkt proportional zu der Bewegung der Gruppe von Spins. Falls die Geschwindigkeit linear ist, ist die Phasenverschiebung direkt proportional zu der Geschwindigkeit, und das Vorzeichen der Phasenverschiebung kennzeichnet die Richtung der Strömung. Da Phasen als Winkel dargestellt werden, lassen sich eindeutige Werte der Geschwindigkeit und Richtung einer Strömung gewinnen, wenn die Phasenverschiebungen auf Werte zwischen ±π beschränkt werden. Dies bedeutet, dass der Geschwindigkeitscodierungswert oder VENC (Velocity Encoding Value) gegeben ist durch:
wobei γ gleich dem gyromagnetischen Verhältnis ist, und ΔM₁ gleich dem Gradientenmoment und proportional zur Fläche des strömungskodierenden Gradientenkurvenverlaufs ist. Dieser Wert von VENC ist so beschaffen, dass sämtliche Strömungsgeschwindigkeiten auf Werte zwischen ±π beschränkt sind. Der Störpegel in dem Phasenbild ist ebenfalls proportional zu dem Geschwindigkeitscodierungswert. Es lässt sich zeigen, dass der Störpegel σ_ν in dem Phasenbild mit dem VENC-Wert in Beziehung steht durch:
wobei M der Betrag der Spins in einem Voxel ist, und σ die Störvarianz der Akquisition ist. Damit steigt mit einem Anheben des VENC-Werts der in dem Phasenbild vorhandene Störpegel entsprechend.
In einer herkömmlichen TOF-MRA-Technik, die die Akquisition hinsichtlich der Systole und der Diastole zeitfiltert (Gating), um ein Bild mit verbesserter Wiedergabe einer arteriellen Strömung in einer Systole zu erzeugen, wird ein zweites Bild erzeugt, das eine geringere Hervorhebung der arteriellen Strömung in einer Diastole aufweist. Die venöse Strömung stimmt jedoch in beiden Bildern in der Regel überein. Siehe Pulmonary Vasculature: Single Breath Hold MR Imaging With Phased Array Coils. Radiology 1992; 183: 473–477, Foo TKF, MacFall JR, Hayes CE, Sostman HD und Slayman BE. Durch Subtraktion der beiden Bilder kann der gemeinsame venöse Strömungsmodus zusammen mit dem stationä ren Hintergrundstörpegel eliminiert werden. Allerdings eignet sich eine derartige Technik in der Praxis nicht bei Patienten mit einer Erkrankung peripherer Arterien, wo der Unterschied der Strömung zwischen der Systole und der Diastole unwesentlich ist. Andere technische Ansätze einer Unterscheidung zwischen arterieller und venöser Strömung benötigen eine Bildgebung während eines ersten Passierens des Kontrastmittels und eine anschließende Subtraktion der von dem anfänglichen arteriellen Passieren stammenden Bilder von jenen eines letzteren venösen oder Equilibrium-Passierens. Solche Techniken haben sich als zu sehr abhängig von den unberechenbaren Strömungen des Kontrastmittels in dem Patienten erwiesen.
Ferner ist bekannt, dass im Falle phasensensitiver MRA arterielle Strukturen mittels niedriger strömungskodierender Gradientenpulse betont werden können, und venöse Strukturen durch eine Steigerung der Intensität der strömungskodierenden Gradientenpulse hervorgehoben werden können, siehe, z.B. Grant D.M., Harris K.K. "Encyclopedia of Nuclear Magnetic Resonance", 1996, S.3570–3584.
Es wäre daher wünschenswert, über ein Verfahren und eine Einrichtung für die MRA zu verfügen, das zwischen arteriellen und venösen Signalen effizient unterscheidet, um mittels der Magnetresonanzbildgebung ein lediglich Venen darstellendes Bild oder ein lediglich Arterien wiedergebendes Bild zu erzeugen.
Die Erfindung betrifft ein System und Verfahren für eine Magnetresonanz-(MR)-Angiographie, das in der Lage ist, zwischen arteriellen und venösen Signalen effizient zu unterscheiden, um auf einem Display entweder ein arterielles Bild ohne Darstellung der Venen, oder ein venöses Bild ohne Darstellung der Arterien wiederzugeben, und das die oben erwähnten Probleme löst.
Das erfindungsgemäße Verfahren und das System sind in den Ansprüchen 1 bzw. 13 definiert.
Eine Unterdrückung arterieller und venöser Signale wird durch den Einsatz eines Merkmals der Phasenkontrast-MR-Angiographie erzielt. In der Phasenkontrast-MR-Angiographie bestimmt der Geschwindigkeitscodierung- oder VENC-Wert den Störpegel in dem Phasenbild. Dieser Störpegel ist direkt proportional zu dem VENC-Wert und wird in Geschwindigkeitseinheiten angegeben. Spins mit Geschwindigkeiten unterhalb jenen des Störpegels scheinen in dem Phasenbild nicht auf. Folglich werden durch Erhöhen des VENC-Wertes Signale, die von langsameren Spins in dem Phasenbild stammen, unterdrückt. Da die arterielle Strömungsgeschwindigkeit in einer Diastole kleiner ist als die venöse Strömungsgeschwindigkeit, werden von arteriellen Strukturen stammende Signale in hinsichtlich der Diastole zeitgefilterten Phasenkontrastakquisitionen unterdrückt. Da die venöse Strömungsgeschwindigkeit in einer Systole kleiner ist als die arterielle Strömungsgeschwindigkeit, werden von den venösen Strukturen stammende Signale in einer systolenzeitgefilterten Phasenkontrastakquisition unterdrückt.
Die vorliegende Erfindung wird mittels einer MR-Phasenkontrastbildakquisition durchgeführt, die dazu eingerichtet ist, effizient zwischen Arterien und Venen zu unterscheiden, und zwar vorzugsweise unter Verwendung einer einen segmentierten k-Raum verwendenden raschen Phasenkontrastpulssequenz, die dazu dient, Bilder zu akquirieren, die während einer systolischen Phase des Herzzyklus lediglich auf arterielle Strömung und während einer diastolischen Phase des Herzzyklus lediglich auf venöse Strömung ansprechen. Diese Technik wird durch Zeitfiltern (Gating) der MRI-Akquisitionen hinsichtlich jeder Phase des Herzzyklus bewirkt. Ein Teil der Akquisition wird hinsichtlich des diastolischen Abschnitts des Herzzyklus zeitgefiltert, in dem die arterielle Strömung minimal ist, wobei ein ausreichend hoher Geschwindigkeitscodierungswert ausgewählt wird, so dass das arterielle Strömungssignal in dem Phasenbild unterdrückt wird, in dem begleitenden Betragsbild jedoch vorhanden ist. Ein weiterer Teil der Akquisition wird hinsichtlich des systolischen Abschnitts des Herzzyklus zeitgefiltert, in dem die venöse Strömung geringer ist als die arterielle Strömung, wobei der Geschwindigkeitscodierungswert geeignet eingestellt ist, so dass das venöse Strömungssignal in dem Phasenbild unterdrückt wird, jedoch in dem begleitenden Betragsbild vorhanden ist. Durch Überlagern der entsprechenden Phasen- und Betragsbilder kann entweder ein MR-Arteriogramm oder ein MR-Venogram oder beides erzeugt werden.
Mittels solcher Pulssequenzakquisitionen ist es möglich, sehr rasch ein für Strömungsrichtungen sensitives Bild zu akquirieren. Falls beispielsweise die Akquisition hinsichtlich der Diastole zeitgefiltert ist, wo die arterielle Strömung minimal ist, weist das Phasenbild ausschließlich für die venöse Komponente eine von Null verschiedene Intensität auf. Andererseits wird das Betragsbild sowohl arterielle als auch venöse Signale enthalten, vorausgesetzt die Strömung verläuft vorwiegend in der Richtung von oben nach unten statt, wie es in den peripheren Gefäßen der Falls ist. Folglich wird lediglich ein einziger strömungsrichtungscodierender Gradient benötigt.
Die größeren Geschwindigkeiten arterieller Strömung in einer Systole und die Verwendung eines verhältnismäßig hohen Geschwindigkeitscodierungswerts ermöglicht eine Unterdrückung des venösen Signals durch Anheben des Störpegels in dem Phasenbild. Für ein lediglich Venen darstellendes Bild, wird eine zweite Akquisition in demselben R-R-Intervall hinsichtlich der Diastole zeitgefiltert, wo die arterielle Strömung minimal und geringer ist als die venöse Strömung. Durch Einsetzen eines kleineren Geschwindigkeitscodierungswerts wird die venöse Strömung in dem Phasenbild hervorgehoben, während die unter dem Störpegel liegenden arteriellen Signale unterdrückt werden. Pulsierungsartefakte in dem hinsichtlich der Systole zeitgefilterten Bild werden durch ein Reduzieren der Akquisitionszeit für das betreffende Bild vermieden. In der zweiten Akquisition kann gewöhnlich eine größere Anzahl von Ansichten pro Segment verwendet werden, da die venöse Strömung nicht pulsiert. In der zusätzlichen Zeit, die benötigt wird, um eine Datenakquisition des arteriellen Bildes in einer Systole zu vervollständigen, können während der Diastole weitere k-Raum-Linien für das venöse Bild gesammelt werden, um entweder das Signal/Störverhältnis oder die Auflösung des letzteren Bildes zu verbessern.
Dementsprechend ist gemäß einem Aspekt der Erfindung ein Verfahren zum Erzeugen von arteriell unterdrückten Bildern und venös unterdrückten Bildern für die MR-Angiographie offenbart, mit den Schritten: Festlegen eines ersten Geschwindigkeitscodierungswertes, um in dem Phasenbild einen Störpegel über dem Pegel von unerwünschten venösen Strömungsgeschwindigkeitssignalen während eines systolischen Abschnittes des Herzzykluss festzulegen, und Festlegen eines zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes, um in dem Phasenbild einen Störpegel über dem Pegel von unerwünschten arteriellen Strömungsgeschwindigkeitssignalen während eines diastolischen Abschnittes des Herzzykluss festzulegen.
Das Verfahren beinhaltet als Nächstes die Schritte: Akquirieren eines Phasenkontrast-MR-Bildes während jedes entsprechenden Abschnitts des Herzzyklus, in welchem die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale unter dem durch die ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte festgelegten Störpegel liegen, um dadurch die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale zu unterdrücken und die erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale in dem entsprechenden Abschnitt des Herzzykluss zu erfassen, und anschließend Rekonstruieren wenigstens eines MR-Bildes mit erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignalen, die während eines Abschnittes des Herzzykluss und ohne die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale dieses Abschnittes des Herzzykluss erfasst werden. Beispielsweise würde bei einem lediglich Venen darstellenden Bild das arterielle Signal unterdrückt sein, und bei einem lediglich Arterien darstellenden Bild würde das venöse Signal unterdrückt sein.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist ein System zur MR-Angiographie offenbart, das in der Lage ist, lediglich Arterien darstellende Bilder und lediglich Venen darstellende Bilder zu erzeugen, mit einem MRI-System mit mehreren Gradientenspulen, die um einen Tunnel eines Magneten herum positioniert sind, um ein polarisierendes Magnet feld einzuprägen, und einem HF-Sender/Empfänger-System und einem HF-Modulator, der von einem Impulssteuermodul gesteuert wird, um HF-Signale an eine HF-Spulenanordnung zu senden, um MR-Bilder zu erfassen. Die MRI-Vorrichtung enthält ferner einen Computer, der dafür programmiert ist, das MRI-System in einem Vorscanmodus zu aktivieren, um von einem Patienten während einer Systole ein venöses Signal und ein während einer Diastole arterielles Signal zu erfassen. Der Computer ist ferner dafür programmiert, einen ersten Geschwindigkeitscodierungswert bei einem höheren Pegel als dem des venösen Signals einzustellen und einen zweiten Geschwindigkeitscodierungswert bei einem höheren Pegel als dem des akquirierten arteriellen Signals einzustellen, und anschließend das MRI-System zu aktivieren, während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes als einen Störschwellenwert um ein Phasenkontrastbild zu aquirieren, und um während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes als den Schwellenwert ein Phasenkontrastbild zu aquirieren. Ein derartiges System ist dann in der Lage, durch einfaches Überlagern der Phasenbilder und der Betragsbilder sowohl ein lediglich Arterien darstellendes Bild als auch ein lediglich Venen darstellendes Bild zu erzeugen.
Vielfältige sonstige Merkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich:
1 zeigt ein Blockschaltbild eines MR-Bildgebungssystems für den Einsatz im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt eine grafische Darstellung von arteriellen und venösen Strömungsgeschwindigkeiten während eines Herzzyklus.
3 zeigt ein Flussdiagramm eines Abschnitts des Systems und Verfahrens der vorliegenden Erfindung.
4 zeigt ein Flussdiagramm eines Abschnitts des Systems und Verfahrens der vorliegenden Erfindung.
5 zeigt ein Blockschaltbild der vorliegenden Erfindung.
Es wird auf 1 Bezug genommen – ein Magnetresonanz-(MR)-Bildgebungssystem einer für die Verwirklichung der Erfindung geeigneten Bauart enthält einen Computer 10, der mittels eines Impulssteuermoduls 12 einen Gradientenspulenleistungsverstärker 14 steuert. Das Impulssteuermodul 12 und der Gradientenverstärker 14 erzeugen in Zusammenwirken die geeigneten Gradientenkurvenverläufe Gx, Gy und Gz für ein Spin-Echo, eine vom Gradienten abgerufene Echopulssequenz, ein Fast-Spin-Echo oder eine sonstige Art von Pulssequenzen. Die Gradientenkurvenverläufe sind Gradientenspulen 16 zugeordnet, die um den Tunnel des Magneten 34 so angeordnet sind, dass die Gradienten Gx, Gy und Gz längs entsprechender Achsen dem von dem Magneten 34 herrührenden polarisierenden Magnetfeld B₀ eingeprägt werden.
Das Impulssteuermodul 12 steuert ferner einen Hochfrequenzgenerator 18, der Teil eines HF-Sender/Empfänger-Systems ist, von dem Abschnitte durch einen in gestrichelten Linien dargestellten Block 36 umrandet sind. Das Impuls steuermodul 12 steuert ferner einen HF-Modulator 20, der den Ausgang des Hochfrequenzgenerators 18 moduliert. Die durch einen Leistungsverstärker 22 verstärkten und über einen Sende/Empfangsschalter 24 an die HF-Spule 26 angelegten resultierenden HF-Signale werden zur Anregung der Kernspins des (nicht gezeigten) Bildgebungsobjekts genutzt.
Die von den angeregten Kernen des Bildgebungsobjekts stammenden MR-Signale werden von der HF-Spule 26 aufgenommen und über den Sende/Empfangsschalter 24 an einen Vorverstärker 28 ausgegeben, um verstärkt und anschließend durch einen Quadraturphasendetektor 30 verarbeitet zu werden. Die erfassten Signale werden durch einen Hochgeschwindigkeits-A/D-Wandler 32 digitalisiert und an einen Rechner 10 zur Verarbeitung ausgegeben, um MR-Bilder des Objekts hervorzubringen. Der Computer 10 steuert außerdem Trimmspulenspannungsversorgungen 38, um eine Trimmspulenanordnung 40 mit Strom zu versorgen.
Die vorliegende Erfindung schließt ein Verfahren und System für MRI-Angiographie ein, das eine bevorzugte (selektive) Akquisition von arteriellen und venösen Bilder für den Einsatz in dem oben erwähnten MRI-System oder in einem beliebigen ähnlichen oder äquivalenten System zum Gewinnen von MR-Bildern beinhaltet.
Unter Bezugnahme auf 2 ist ein typisches kardiales R-R-Intervall gezeigt, bei dem die venösen und arteriellen Strömungsgeschwindigkeiten in der absteigenden Aorta während der Systole und der Diastole dargestellt sind. Wie gezeigt, findet die überwiegende arterielle Strömung in einer Systole statt. Dieses drei Phasen aufweisende Strömungsgeschwindigkeitsprofil für arterielles Blut ist ty pisch für die peripheren Gefäße. Die vorliegende Erfindung beinhaltet ein Verfahren zum Unterscheiden zwischen Arterien und Venen in der MR-Angiographie. Um dies zu erreichen, wird ein erster Geschwindigkeitscodierungs-(VENC)-Wert 50 bei einem Schwellwert so eingestellt, dass der Störpegel in dem Phasenbild während des systolischen Abschnitts des Herzzyklus über jenem des venösen Signals 52, jedoch unter jenem des ebenfalls in dem Phasenbild enthaltenen arteriellen Signals 54 liegt. Ein zweiter Geschwindigkeitscodierungswert 51 wird während des diastolischen Abschnitts des Herzzyklus bei einem Schwellwert so eingestellt, dass der Störpegel in dem Phasenbild in einer Diastole über dem Pegel des arteriellen Signals 52, jedoch unter jenem des venöses Signals 54 liegt.
Unter Bezugnahme auf 3 entscheidet ein VENC Wertewahlunterprogramm 56, um den ersten und zweiten VENC-Wert 50, 51 einzustellen, als Erstes, ob sich der Herzzyklus in einer Systole oder in einer Diastole befindet 58. Falls eine Diastole 60 vorliegt, wird der vorhergehende VENC-Wert 51 in Schritt 62 inkrementiert, und das arterielle Signal wird während der diastolischen Periode des Herzzyklus in Schritt 64 überwacht. Anschließend findet in Schritt 66 ein Vergleich zwischen dem arteriellen Signal und dem VENC-Wert statt, und falls das arterielle Signal über dem Störpegel für die betreffende Einstellung des VENC-Werts liegt 68, wird der VENC-Wert in Schritt 62 inkrementiert und die Schritte des Überwachens des arteriellen Phasensignals 64 und des Vergleichens des Signals der arteriellen Phase mit dem Störpegel, der dem eingestellten VENC-Wert 66 entspricht, wird wiederholt. Andernfalls, wenn der dem VENC-Wert entsprechende Störpegel über dem Signal der arteriellen Phase 70 liegt, wird der vorliegende Vorga bewert des Geschwindigkeitscodierungswerts für die Verwendung als der erste Geschwindigkeitscodierungswert zur Verfügung gestellt, um ein Phasenkontrastbild während der Diastole zu akquirieren, und das System kehrt zu dem Hauptalgorithmus nach 4 zurück 72. Falls hingegen nach dem Eintritt in das VENC-Wertewahlunterprogramm 56 in Schritt 58 ermittelt wird, dass sich der Herzzyklus in einer systolischen Phase 74 befindet, wird der VENC-Wert in Schritt 76 inkrementiert, und das venöse Signal in Schritt 78 überwacht, und solange das venöse Signal über dem Störsignal 80, 82 liegt, der VENC-Wert in Schritt 76 inkrementiert und in Schritt 78 und 80 beobachtet und verglichen. Sobald der VENC-Wert in Schritt 80 über dem venösen Signal liegt, kehrt das Unterprogramm zu dem Hauptalgorithmus 72 zurück 84. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die zeitlich gesteuerte Folge des Geschwindigkeitscodierungswerts anfänglich während der Systole oberhalb des venösen Signals eingestellt und anschließend während der Diastole unterhalb des venöses Signals jedoch über dem arteriellen Signal eingestellt.
Mit Bezugnahme auf 4 ist der Hauptalgorithmus 90 in Form eines Flussdiagramms gezeigt. Nach dem der Vorbereitungsscandurchlauf zum Auszuwählen des ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerts, wie anhand von 3 beschrieben, abgeschlossen ist 56, wird in Schritt 92 eine Elektrokardiogramm-(EKG)-zeitgefilterte MRI-Akquisition initiiert. Ein Bild wird während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes akquiriert, während das andere während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes akquiriert wird. Auf diese Weise wird ein Phasenkontrast-MRI-Bildes während jedes entsprechenden Abschnittes des Herz zyklus akquiriert, in welchem unerwünschte Strömungsgeschwindigkeitssignale unter dem durch die ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte festgelegten Störpegel liegen. Die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale beinhalten das venöse Signal während der Systole und das arterielle Signal während der Diastole, und werden jeweils während des betreffenden Abschnitts des Herzzyklus unterdrückt. Die akquirierten Signale sind dann die erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale in dem entsprechenden Abschnitt des Herzzyklus. Die erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale beinhalten das arterielle Signal in einer Systole und das venöse Signal in einer Diastole.
Bei dem Akquirieren eines Phasenkontrast-MR-Bildes werden während des systolischen Abschnitts des Herzzyklus ein Phasenzuordnungsbild 94 und ein Betragsbild 96 für das arterielle Signal akquiriert, und während der Diastole werden ein Phasenzuordnungsbild 98 und ein Betragsbild 100 für das venöse Signal akquiriert. Bei der Rekonstruktion der MR-Bilder wird das Phasenzuordnungsbild 94 des arteriellen Signals mit dem Betragsbild 96 maskiert 102, um ein gewichtetes arterielle Betragsbild zu rekonstruieren 104, um ein lediglich arterielles Bild darzustellen, bei dem die venösen Signale unterdrückt sind. In ähnlicher Weise wird das venöse Phasenzuordnungsbild 98 mit dem venösen Betragsbild 100 maskiert 106, um ein gewichtetes venöses Betragsbild 108 zu rekonstruieren, um ein lediglich Venen darstellendes Bild anzuzeigen, bei dem die arteriellen Signale unterdrückt sind.
Dementsprechend ist eine für die MR-Angiographie einsetzbare MRI-Vorrichtung offenbart, die in der Lage ist, lediglich Arterien darstellende Bilder und lediglich Venen darstellende Bilder zu erzeugen. Eine derartige MRI-Vorrichtung für die MR-Angiographie enthält ein Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebungssystem, wie es z.B. gemäß 1 offenbart ist, und einen Computer 10, der dafür programmiert ist, das MRI-System in einem Vorscanmodus zu aktivieren, um ein venöses Signal während einer Systole und ein arterielles Signal während einer Diastole von einem zu untersuchenden Patienten zu akquirieren. Der Computer 10 ist ferner dafür programmiert, einen ersten Geschwindigkeitscodierungswert so einzustellen, dass der Störpegel während der Systole in dem Phasenbild über demjenigen des venösen Signals liegt, und einen zweiten Geschwindigkeitscodierungswert, der ein einfaches Zurücksetzen des ersten Geschwindigkeitscodierungswerts beinhalten kann, so einzustellen, dass der Störpegel in dem zweiten Phasenbild während der Diastole über demjenigen des arteriellen Signals jedoch unter jenem des venösen Signals liegt. Das System ist dann dafür programmiert, das Magnetresonanz-(MR)-Bildgebungssystem zu aktivieren, um während der Systole ein Phasenkontrastbild unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes zu akquirieren, um einen Störschwellenwert für das systolische Phasenbild einzustellen, und während der Diastole ein Phasenkontrastbild unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes zu akquirieren, um den Störschwellenwert für das diastolische Phasenbild zu setzen.
Gemäß diesem Aspekt der Erfindung ist der Computer dafür programmiert, den während der Systole zu verwendenden ersten Geschwindigkeitscodierungswert einzustellen, indem der Geschwindigkeitscodierungswert so gewählt oder eingestellt wird, dass der Störpegel über einem in einem Vorbereitungsscan gewonnenen venösen Strömungssignal liegt, und das Phasenkontrast-MR-Bild während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes akquiriert, um den Störschwellenpegel in einer Systole einzustellen, und dadurch venöse Strömungssignale in einer Systole zu unterdrücken. Der zweite Geschwindigkeitscodierungswert wird während der Diastole eingestellt, indem der Geschwindigkeitscodierungswert schrittweise verringert wird, so dass der Störpegel in einer Diastole unter dem venösen Strömungssignal, jedoch über dem arteriellen Strömungsignals liegt, und das Phasenkontrastbild wird während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswert akquiriert, wodurch arterielle Strömungssignale unterdrückt werden. Der Computer ist somit dafür programmiert, die während eines Vorbereitungsscandurchlauf akquirierten venösen und arteriellen Signale mit dem ersten bzw. zweiten Geschwindigkeitscodierungswert zu vergleichen, und, falls der erste und der zweite Geschwindigkeitscodierungswert von der Art sind, dass die Störpegel nicht über dem akquirierten venösen Signal bzw. arteriellen Signal liegen, den Geschwindigkeitscodierungswert zu inkrementieren, bis beide Störpegel in den Phasenbildern über den entsprechenden venösen und arteriellen Signalen in dem entsprechenden Herzzyklus liegen. Anschließend werden der erste und zweite Geschwindigkeitscodierungswert während der Aktivierung des MRI-Systems verwendet, um das Phasenzuordnungsbild und das Betragsbild während der Systole lediglich für arterielle Signale, und während der Diastole lediglich für venöse Signale zu akquirieren. Die Phasenzuordnungsbilder und die Betragsbilder können anschließend kombiniert werden, um entweder ein lediglich Venen darstellendes Bild und/oder ein lediglich Arterien darstellendes Bild zu erzeugen.
Mit Bezugnahme auf 5 ist ein Angiographiesystem 110 offenbart, um gesonderte venöse Blutströmungsbilder und arterielle Blutströmungsbilder zu erzeugen, während arterielle Blutströmungssignale bzw. venöse Blutströmungssignale unterdrückt werden. Das Angiographiesystem 110 enthält eine MRI-Vorrichtung 112, die der gemäß 1 offenbarten Vorrichtung ähnelt und in der Lage ist, arterielle und venöse Signale von einem zu untersuchenden Patienten zu erzeugen. Die MRI-Vorrichtung 112 wird durch ein EKG-Taktungssignal 113 von einem Prozessor 114 aktiviert, der die arteriellen und venösen Signale von der MRI-Vorrichtung 112 entgegennimmt. Der Prozessor 114 empfängt außerdem von einer Benutzerschnittstelle 118 ein Eingabesignal 116 und gibt an einen Displaymonitor 122 ein Ausgangssignal 120 aus. Der Prozessor 114 enthält ein Geschwindigkeitscodierungs-(VENC)-Modul 124, das die arteriellen und venösen Signale empfängt und das EKG-Taktungssignal für die MRI-Vorrichtung 112 erzeugt. Der VENC-Modul 124 erzeugt den ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswert, die den Störschwellenpegel für das Akquirieren der Phasenkontrastbilder bestimmen. Das VENC-Modul 124 erzeugt den ersten Geschwindigkeitscodierungswert, nämlich einen diastolischen VENC-Wert, der in dem Phasenbild einen Störpegel festlegt, der über dem arteriellen Signal während der diastolischen Periode des Herzzyklus liegt, und erzeugt einen zweiten Geschwindigkeitscodierungswert, nämlich einen systolischen VENC-Wert, der in dem Phasenbild einen Störschwellenpegel festlegt, der größer als das venöse Signal, jedoch kleiner als das arterielle Signal in der systolischen Periode ist.
Das Geschwindigkeitscodierungsmodul 124 legt den während der Systole zu verwendenden systolischen VENC-Wert fest, indem ein Geschwindigkeitscodierungswert (schrittwei se) gewählt wird, um den Störschwellenwert in dem systolischen Phasenbild oberhalb eines venösen Strömungssignal einzustellen, und akquiriert das Phasenkontrast-MR-Bild während der Systole, wodurch venöse Strömungssignale unterdrückt werden. Das Geschwindigkeitscodierungsmodul 124 legt ferner den diastolischen VENC-Wert während der Diastole fest, indem der Geschwindigkeitscodierungswert (schrittweise) gewählt wird, um den Störschwellenwert in dem diastolischen Phasenbild unterhalb des venösen Strömungssignals, jedoch oberhalb eines arteriellen Strömungssignals einzustellen, und akquiriert das Phasenkontrastbild während der Diastole, wodurch arterielle Strömungssignale unterdrückt werden.
Der Prozessor 114 weist ferner ein diastolischen und systolisches Bildakquisitions- und Rekonstruktionsmodul 126 auf, das mit dem Geschwindigkeitscodierungsmodul 124 verbunden ist, um diastolische und systolische Betrags- und Phasenbilder hervorzubringen. Das diastolische und systolische Bildakquisitions- und Rekonstruktionsmodul 126 enthält ein diastolisches Akquisitions- und Rekonstruktionssubmodul 128, um das Betrags- und Phasenzuordnungsbild des venösen Signals unter Verwendung des diastolischen VENC ohne die arteriellen Signale zu akquirieren und zu rekonstruieren. Das diastolische und systolische Bildakquisitions- und Rekonstruktionsmodul 126 enthält ferner ein systolisches Bildakquisitions- und Rekonstruktionssubmodul 130, um ohne das venöse Signal unter Verwendung des systolischen VENC während des systolischen Abschnitts des Herzzyklus ein Betragsbild und ein Phasenzuordnungsbild des arteriellen Signals zu akquirieren und zu rekonstruieren. Ein Maskenmodul 132 enthält eine arterielle Maske 134 und eine venöse Maske 136 zum Überlagern der Betrags- und Phasenbilder, um ein lediglich Venen darstellendes Bild 138 und ein lediglich Arterien darstellendes Bild 140 zu erzeugen. Ein Bildwahlschalter 142 ist mit dem Maskenmodul 132 verbunden, um das lediglich Venen darstellende Bild 138 und das lediglich Arterien darstellende Bild 140 zu empfangen, und ein Ausgangssignal 120 an den Displaymonitor 122 auszugeben, um basierend auf einem Eingabesignal 116 von der Benutzerschnittstelle 118 entweder das lediglich Venen darstellende Bild 138 oder das lediglich Arterien darstellende Bild 140 auf dem Display wiederzugeben.
In noch einem erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel, das äquivalent anhand 5 beschrieben ist, ist eine MR-Angiographieeinrichtung offenbart, die dazu dient, entweder das venöse Blutströmungsbild oder das arterielle Blutströmungsbild anzuzeigen, und die ein Mittel zum Akquirieren eines MR-Bildes 112 und ein Mittel für eine EKG-Taktung von MRI-Akquisitionen 113 während einer diastolischen Periode und während einer systolischen Periode eines Herzzykluss enthält. Diese Einrichtung enthält ferner ein Mittel 124 zum Kodieren eines Geschwindigkeitscodierungswerts, um während MRI-Akquisitionen in der diastolischen Periode arterielle Blutströmungssignale zu unterdrücken, und während MRI-Akquisitionen in der systolischen Periode venöse Blutströmungssignale zu unterdrücken. Ferner ist ein Mittel 126, um ein Betragsbild und ein Phasenzuordnungsbild für jede in einer diastolischen Periode durchgeführten MRI-Akquisition 128 und in einer systolischen Periode durchgeführten MRI-Akquisition 130 zu akquirieren und zu rekonstruieren, gemeinsam mit einem Mittel zum Überlagern 132 der rekonstruierten Betrags- und Phasenzuordnungsbilder vorgesehen, um lediglich Venen 138 und lediglich Arterien 140 betreffende Ausgangssignale zu erzeugen. Außerdem ist ein Displaymittel 122, 142 offenbart, das dazu dient, das lediglich Venen darstellende Bild 138, das lediglich Arterien darstellende Bild 140 oder eine Kombination der beiden Bilder auf dem Displaygerät wiederzugeben. Vorzugsweise nimmt ein Auswahlsteuerungsmittel 142 ein Eingabesignal 116 von einer Benutzerschnittstelle 118 entgegen, um zu wählen, welche der venösen Blutströmungsbilder und arteriellen Blutströmungsbilder auf einem Displaygerät 122 wiederzugeben sind. Das Mittel zum Überlagern 132 enthält vorzugsweise zwei Maskierungsmodule 134 und 136, um entsprechende Betrags- und Phasenzuordnungsbilder zu kombinieren. Es ist selbstverständlich, dass die vorausgehende Beschreibung das bevorzugte Ausführungsbeispiel der in den Ansprüchen definierten MR-Angiographie-Einrichtung erläutert und lediglich als ein Beispiel zur Bestimmung äquivalenter Formen dient.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendet die vorliegende Erfindung eine einen segmentierten k-Raum verwendende rasche Gradienten-Echo-Phasenkontrastpulssequenz, um gleichzeitig gesonderte für arterielle und venöse Strömung sensitive Bilder zu akquirieren. Das venöse Bild wird hinsichtlich einer Systole mit einem verhältnismäßig hohen VENC-Wert und zwischen 8 bis 16 Ansichten pro R-R Segment zeitgefiltert. Dieser Akquisitionsansatz stellt eine Minimierung von Artefakten sicher, die auf eine pulsierende Strömung zurückzuführen sind, und hebt den Phasenbildstörpegel oder Schwellwert an, um eine venöse Strömung zu unterdrücken, da die Geschwindigkeiten venöser Strömungen in einer Systole wesentlich geringer sind als die Geschwindigkeiten arterieller Strömungen. In demselben R-R-Intervall wird das venöse Bild hinsichtlich einer Diastole mit einer wesentlich größeren Anzahl von Ansichten, vorzugsweise 32 bis 64, pro Segment zeitgefiltert, da eine venöse Strömung nicht pulsiert. Ein anderer, kleinerer VENC-Wert wird verwendet, um eine venöse Strömung in dem Phasenbild hervorzuheben, während die arteriellen Strömungssignale während der Diastole unterhalb des Phasenstörpegels unterdrückt werden. Aus jedem der akquirierten Datensätze kann die Betragsrekonstruktion sowohl arterielle als auch venöse Daten entnehmen, jedoch sprechen die einzelnen Phasenbilder lediglich entweder auf arterielle oder auf venöse Signale an. Wie beschrieben, wird die hinsichtlich der Systole zeitgefilterte Akquisition die arteriellen Daten, und die hinsichtlich der Diastole zeitgefilterte Akquisition die venösen Daten in den Phasenbildern enthalten. Indem die vier resultierenden Bilder, nämlich zwei Betragsbilder und zwei Phasenbilder, erneut kombiniert werden, können außerdem ein arterielles und venöses Bild mit höherem Signal/Stör-Verhältnis (SNR) akquiriert werden, oder können segmentiert werden, um hinsichtlich Venen oder Arterien gewichtete Betragsbilder zu erzeugen. Durch Überlagern der aus beiden Akquisitionen stammenden Betragsbilder wird das SNR des sich ergebenden Betragsbildes erheblich verbessert. Die beiden Akquisitionen lassen sich über mehrere Herzzyklen hinweg durchführen oder segmentieren, indem die hinsichtlich der Diastole zeitgefilterte Akquisition während des diastolischen Abschnitts des Herzzyklus durchgeführt wird, und die hinsichtlich der Systole zeitgefilterte Akquisition während der systolischen Phase desselben Herzzyklus durchgeführt wird. Indem die Ansichten pro Segment variiert werden, kann die Sammlung von Daten für das diastolische Bild vor demjenigen des systolischen Bildes vollständig sein. In der für die Vervollständigung der Datenakquisition für das systolische Bild erforderlichen zusätzlichen Zeit ist es möglich, die zentralen k-Raum-Linien für das diastolische Bild von neuem zu akquirieren, was die Anzahl von Mittelwerten des diastolischen Bildes effektiv steigert. Alternativ können höhere k-Raum-Kodierungs-Linien akquiriert werden, um die räumliche Auflösung des diastolischen Bildes zu verbessern. Eine weitere Abwandlung ist eine Kombination eines Übertastens der zentralen k-Raum-Linien in Akquisitionen von Linien mit einer höheren räumlichen Frequenz, um sowohl das SNR als auch die Auflösung des diastolischen Bildes zu verbessern.

Claims

Verfahren zum Erzeugen arteriell unterdrückter Bilder und venös unterdrückter Bilder in der Phasenkontrast-MR-Angiographie mit den Schritten: Festlegen eines ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (62–68), um in dem Phasenbild einen Störpegel (50) über dem Pegel von sich aus venösem Blut ergebenden unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignalen (52) während eines Abschnittes eines Herzzykluss festzulegen; Festlegen eines zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (72–82), um in dem Phasenbild einen Störpegel (51) über dem Pegel von sich aus arteriellem Blut ergebenden unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignalen (54) während eines anderen Abschnittes eines Herzzykluss festzulegen; Erfassen eines Phasenkontrast-MRI-Bildes (92) während jedes entsprechenden Abschnittes des Herzzykluss, in welchem unerwünschte Strömungsgeschwindigkeitssignale (52, 54) unter dem durch die ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte (70, 84) festgelegten Störpegel (50, 51) liegen, um dadurch die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale (52, 54) zu unterdrücken und die erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale (54, 52) in dem entsprechenden Abschnitt des Herzzykluss zu erfassen; und Rekonstruieren (120, 106) wenigstens eines MR-Bildes (104, 108) mit erwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignalen, die während eines Abschnittes des Herzzykluss ohne die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale dieses Abschnittes des Herzzykluss erfasst werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Erfassung eines Phasenkonstrast-MR-Bildes ferner die Schritte aufweist: Erfassen eines Phasenzuordnungsbildes (94, 98) und eines Betragsbildes (96, 100) für jedes Phasenkontrast-MR-Bild (92), wobei das Phasenzuordnungsbild während der Diastole unterdrückte arterielle Signale und während der Systole unterdrückte venöse Signale aufweist, um dadurch eine gut definierte Phasenbildzuordnung des venösen Signals (94) und eine gut definierte Phasenbildzuordnung des arteriellen Signals (94) zu erzeugen, und die Betragsbilden (96, 100) sowohl arterielle als auch venöse Signale aufweisen, und Maskieren (102, 106) jedes Phasenzuordnungsbildes (94, 98) mit seinem entsprechenden Betragsbild (96, 100), um zwei Bilder zu erfassen, wovon eines nur ein venöses Bild (108) und eines nur ein arterielles Bild (104) ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der erste Geschwindigkeitscodierungswert (50) während einer systolischen Periode festgelegt wird, um den Störpegel (50) in dem systolischen Phasenbild über einem Wert eines venösen Strömungssignals (52) einzustellen und wobei die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale (52) die venösen Strömungssignale (52) sind.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der zweite Geschwindigkeitscodierungswert (51) während einer diastolischen Periode festgelegt wird, um den Störpegel (51) in dem diastolischen Phasenbild über einem Wert eines arteriellen Strömungssignals (54) einzustellen und wobei die unerwünschten Strömungsgeschwindigkeitssignale (54) die arteriellen Strömungssignale (54) sind.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der erste Geschwindigkeitscodierungswert (50) während der Systole festgelegt wird, indem ein Geschwindigkeitscodierungswert zum Anpassen des Störpegels (50) über ein venöses Strömungssignal (52) für die Einstellung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (50) eingestellt wird, und der Erfassungsschritt eines Phasenkontrast-MR-Bildes (92) während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (50) ausgeführt wird, um den Störpegel festzulegen, um dadurch venöse Strömungssignale (50) zu unterdrücken, und der zweite Geschwindigkeitscodierungswert (51) während der Diastole festgelegt wird, indem der Geschwindigkeitscodierungswert zum Anpassen des Störpegels (50) unter das venöse Strömungssignal (52) jedoch über das arterielle Strömungssignal (54) eingestellt, und der Erfassungsschritt eines Phasenkontrast-MR-Bildes (92) ebenfalls während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (51) ausgeführt wird, um den Störpegel festzulegen, um dadurch arterielle Strömungssignale (54) zu unterdrücken,
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Rekonstruktionsschritt (102, 106) wenigstens eines MR-Bildes ferner dadurch definiert ist, dass er ein MR-Bild, das nur ein venöses Bild (108) darstellt und ein MR-Bild, das nur ein arterielles Bild (104) darstellt, beinhaltet.
Verfahren nach Anspruch 5, ferner mit dem Schritt der Reduzierung einer Anzahl von Ansichten pro Segment während der Systole, um dadurch die Phasenkontrasterfassungszeit im Vergleich zu der in einer Diastole zu reduzieren, um Pulsierungsartefakte aus arteriellen Strömungssignalen (54) zu minimieren.
Verfahren nach Anspruch 5, ferner mit dem Schritt der Aufwendung einer zusätzlichen Zeit während einer Diastolen-Bilderfassung, um zusätzliche k-Raum-Linien zu erfassen, um die Auflösung des Diastolenbildes (108) zu verbessern.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die zusätzliche k-Raum-Linienerfassung verwendet wird, um das Gesamt-Bildsignal/Stör-Verhältnis durch Mittelung der zentralen k-Raum-Linien zu verbessern.
Verfahren nach Anspruch 5, ferner mit dem Schritt der Kombination (1420) des während der Systole (130) erfassten Phasenkontrast-MR-Bildes mit dem während der Diastole (128) erfassten Phasenkontrast-MR-Bild, um eine arterielles und venöses Bild mit einem hohen Signal/Störverhältnis (120) zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Erfassung von Phasenkontrast-MR-Bildern (92), ferner die im Wesentlichen gleichzeitige Erfassung von zwei MR- Bildern, eines in der Diastole (128) und eines in der Systole (130) umfasst.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte der Einstellung der ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte (56) ferner definiert sind, als: Entscheiden (58), ob der Herzzyklus sich in der Systole oder Diastole befindet; Überwachen eines arteriellen Signals während der diastolischen Periode (64) des Herzzykluss und eines venösen Signals während einer systolischen Periode (78) der Herzzykluss, Vergleichen (80) des venösen Signals mit dem zuvor durch den ersten Geschwindigkeitscodierungswert eingestellten Störpegel, und wenn das venöse Signal größer als der Störpegel (82) in dem dem ersten Geschwindigkeitscodierungswert entsprechenden Phasenbild ist, dann Inkrementieren des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (76) und Wiederholen dieses Vergleichsschrittes (80), ansonsten Bereitstellen des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (84) zur Verwendung in dem MR-Bild-Erfassungsschritt; und Vergleichen (66) des arteriellen Signals mit dem zuvor durch den zweiten Geschwindigkeitscodierungswert eingestellten Störpegel, und wenn das arterielle Signal größer als der Störpegel (68) in dem dem zweiten Geschwindigkeitscodierungswert entsprechenden Phasenbild ist, dann Inkrementieren des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (62) und Wiederholen dieses Ver gleichsschrittes (660), ansonsten Bereitstellen des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (70) zur Verwendung in dem MR-Bild-Erfassungsschritt.
System zur MR-Angiographie (110), die nur arterielle Bilder (140) und nur venöse Bilder (138) erzeugen kann, mit: einem Magnetresonanzbildgebungs-MRI-System (112) mit mehreren Gradientenspulen (16), die um einen Tunnel eines Magneten (34) herum positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld einzuprägen, und einem HF-Sender/Empfänger-System (36) und einem HF-Modulator (20), der von einem Impulssteuermodul (12) gesteuert wird, um HF-Signale an eine HF-Spulenanorndung (26) zu senden, um MR-Bilder zu erfassen, und einem Computer (10, 114), der dafür programmiert ist: das MRI-System 112 in einem Vorscanmodus (56) zu aktivieren, um ein venöses Signal während einer Systole und ein arterielles Signal während einer Diastole von einem Patienten zu erfassen; einen ersten Geschwindigkeitscodierungswert (50) einzustellen, um einen Störpegel bei einem höheren Pegel als dem des venösen Signals (52) festzulegen; einen zweiten Geschwindigkeitscodierungswert (51) einzustellen, um einen Störpegel bei einem höheren Pegel als dem des arteriellen Signals (54) festzulegen; und das MRI-System (112) zu aktivieren (113), um ein Phasenkontrastbild während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (50) als einem Störschwellenwert zu erfassen, und um eine Phasenkontrastbild während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (51) als dem Schwellenwert zu erfassen.
System (110) nach Anspruch 13, wobei der Computer (10, 114) ferner dafür programmiert ist: das erfasste venöse Signal und arterielle Signal mit dem ersten bzw. zweiten Geschwindigkeitscodierungswerten zu vergleichen (66, 80, 124), und wenn die ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte nicht größer als das erfasste venöse Signal bzw. arterielle Signal sind, dann einen Geschwindigkeitscodierungswert zu inkrementieren (62, 76), bis beide Geschwindigkeitscodierungswerte größer als die entsprechenden venöse und arteriellen Signale in einem entsprechenden Herzzyklus sind; und dann die ersten und zweiten Geschwindigkeitscodierungswerte (50, 51) während der Aktivierung (113) des MRI-Systems (112) zu verwenden; und die während der Systole und Diastole erfassten Phasenkontrastbilder (132) zu kombinieren, um eine arterielles und venöses Bild mit einem höheren Signal/Stör-Verhältnis (SNR) zu rekonstruieren.
System (110) nach Anspruch 13, wobei der Computer (10, 114) ferner dafür programmiert ist: eine Phasenzuordnungsbild (94, 98) und ein Betragsbild (96, 100) für jedes Phasenkontrast-MR-Bild zu erfassen (28, 130), wobei die Phasenzuordnungsbild während der Diastole unterdrückte arterielle Signale und während der Systole unterdrückte venöse Signale aufweist, um dadurch eine gut definierte Phasenbildzuordnung des venösen Signals und eine gut definierte Phasenbildzuordnung des arteriellen Signals zu erzeugen, und wobei die Betragsbilden sowohl arterielle als auch venöse Signale darin enthalten, und ein Phasenzuordnungsbild mit seinem entsprechenden Betragsbild zu maskieren (132), um wenigstens ein Bild, entweder nur ein venöses Bild (138) oder nur ein arterielles Bild (140) zu erfassen.
System (110) nach Anspruch 15, wobei der Computer (10, 114) ferner dafür programmiert ist: den ersten Geschwindigkeitscodierungswert (50) während der Systole festzulegen, indem er den Geschwindigkeitscodierungswert (50) über einem venösen Strömungssignal (52) einstellt und das Phasenkontrast-MRI-Bild während der Systole unter Verwendung des ersten Geschwindigkeitscodierungswertes (50) als dem Störpegel erfasst und dadurch venöse Strömungssignale (52) unterdrückt; und den zweiten Geschwindigkeitscodierungswert (51) während der Diastole festzulegen, indem er den Geschwindigkeitscodierungswert (50) so tief einstellt, dass der Störpegel in dem Phasenkontrastbild unter dem venösen Strömungssignal (52) jedoch über dem arteriellen Strömungssignal (54) liegt, und das Phasenkontrastbild während der Diastole unter Verwendung des zweiten Geschwindigkeitscodierungswertes (51) erfasst, um den Störpegel festzulegen, um dadurch arterielle Strömungssignale (54) zu unterdrücken,
System (110) nach Anspruch 16, wobei der Computer (10, 114) ferner dafür programmiert ist, zwei Bilder zu rekonstruieren, wovon eines nur ein venöses Bild (138) und eines nur ein arterielles Bild (140) ist.
System nach Anspruch 17, mit: einer Benutzerschnittstelle (118), um eine MR-Bild-Ausgabe (138, 140) aus einer Gruppe auszuwählen, die aus einem Bild nur einer arteriellen Blutströmung und einem Bild nur einer venösen Blutströmung oder aus einer Kombination beider besteht.
System nach einem der Ansprüche 13 bis 18, mit: einer Einrichtung (113) für eine EKG-Taktung von MRI-Erfassungen während einer diastolischen Periode und während einer systolischen Periode eines Herzzykluss.