FI86775B - Kaernmagnetisk resonans anvaendande projektionsavbildningssystem foer en blodaoder. - Google Patents

Description

1 86775

Verisuonen ydinmagneettista resonanssia käyttävä projek-tiokuvaus järjestelmä Tämä keksintö koskee lääketieteellisiä ydinmagneet-5 tista resonanssia käyttäviä kuvausjärjestelmiä. Ensisijaisessa käyttötarkoituksessaan keksintö liittyy verisuonten projektiokuvaukseen suonissa virtaavan veren avulla. Muut käyttötarkoitukset sisältävät yleisen liikkuvien materiaalien projektiokuvauksen.

10 Ydinmagneettinen resonanssi, lyhennettynä NMR

(nuclear magnetic resonance) edustaa uutta aluetta lääketieteellisessä kuvaamisessa. Se on täysin vaaraton eikä sisällä ionisoivaa säteilyä. Yleisesti sanottuna magneettisia momentteja viritetään tietyillä spintaajuuksilla, 15 jotka ovat verrannolliset paikalliseen magneettikenttään. Näiden spinnien hajoamisesta seuraavat suurtaajuiset signaalit vastaanotetaan käyttäen vastaanottokeloja. Manipuloimalla magneettikenttiä muodostetaan signaalijono, joka edustaa tilavuuden eri alueita. Nämä yhdistetään muodosta-20 maan volumetrinen kuva kehon tiheydestä.

Kuvaava artikkelisarja NMRrstä ilmestyi kesäkuussa 1980 julkaisusta "IEEE Transactions on Nuclear Science" voi. NS-27 sivuilla 1220-1255. Peruskonseptit on kuvattu W.V. Housen johtoartikkelissa "Introduction to the Princi-25 ples of NMR" sivuilla 1220-1226.

Kuvattuna on useita kolmiulotteisia menetelmiä. Yhtä tärkeää ovat kuvanneet P.V. Lauterbur ja C.M. Lou otsikolla "Zeugmatography by Reconstruction from Projections" sivut 1227-1231. Tässä menetelmässä lineaarinen kenttägra-30 dientti kerrostetaan voimakkaalle aksiaaliselle magneettikentälle. Gradientin tuloksena kukin tilavuuden taso gradientin normaalissa suunnassa saa eri resonanssitaajuuden. Pursketta, joka sisältää taajuusspektrin, käytetään virittämään samanaikaisesti kutakin tasoa. Vastaanotettu sig-35 naali, joka seuraa viritystä, Fourier-muunnetaan sen yksittäisiksi komponenteiksi. Amplitudi kullakin taajuudella 2 86775 edustaa protonitiheyden tasointegraalia. Tämä prosessi voidaan toistaa käyttäen gradienttikenttää eri suunnissa informaation keräämiseksi joukosta tasoja. Näitä tasointe-graaleja voidaan käyttää tuottamaan tilavuuden kaksiulot-5 teisia projektiokuvia tai vaihtoehtoisesti kolmiulotteista informaatiota tilavuuden kunkin tilavuusalkion protoniti-heydestä.

Projektiokuva saadaan muodostamalla oleellisesti kaikkien niiden tasojen integroitu tiheys, jotka ovat koh-10 tisuorassa projektiokuvan tasoon nähden. Vaadittujen tasojen kokonaismäärä kaikissa kulmissa ja asennoissa on oleellisesti sama kuin kaksiulotteisen projektiokuvan ku-vaalkioiden lukumäärä. Rekonstruointiproseduuri sisältää klassisen rekonstruktion projektioista, jota käytetään 15 laajasti nykyisissä tietokoneistetuissa tomografiajärjestelmissä. Yleisimmin käytetty menettely on konvoluutiopa-luuprojektio.

Tuloksena olevilla kaksiulotteisilla projektioku-villa on useita haittoja suonten kuvauksen suhteen. Ensik-20 si kerrostetut välissä olevat rakenteet tekevät hyvin vaikeaksi suonten visualisoinnin ja ahtautumien tai kaventumien diagnoosin. Toiseksi tämän kuvausproseduurin luonne on sellainen, että kaikki mittaukset vaikuttavat kuhunkin rekonstruoituun kuva-alkioon. Tämä tekee kuvan erityisen 25 liikeherkäksi. Kaikki kohteen liikkeet aiheuttavat virheitä kuvaan johtuen yhteensopimattomuuksista, joissa kohde ei täsmää projektioihinsa. Nämä virheet voivat usein estää halutun informaation näkymisen.

Välissä olevien rakenteiden aiheuttamien ongelmien 30 välttämiseksi tehdään kolmiulotteisia rekonstruktioita, jotka muodostavat poikkileikkauskuvia. Lauterburin artikkelissa esitetty ratkaisu sisältää kaksiulotteisten pro-jektiokuvien joukon tekemisen kaikissa kulmissa kohteen läpi. Näiden projektiokuvien viivat edustavat viivainte-35 graaleja tai kohteen poikkileikkaustasojen projektioita. Siten käyttäen jälleen klassisia rekonstruointitekniikoita li 3 86775 mikä tahansa haluttu poikkileikkaustaso voidaan rekonstruoida. Välissä sijaitsevia kaksiulotteisia projektioita ei käytetä yllä mainituista syistä.

Vaikka näissä poikkileikkauskuvissa ei ole välissä 5 olevia rakenteita, ne ovat soveltumattomia suonten kuvaamiseen. Suonten kuvaaminen riippumatta siitä, mikä kuvaus-muoto, röntgensäde tai NMR on käytössä, suoritetaan parhaiten kaksiulotteisilla projektiokuvilla. Poikkileikkaukset esittävät ainoastaan siivuja suonten läpi. Lisäksi 10 kolmiulotteisen datan kerääminen vaatii suhteellisen pitkän ajan johtaen siten useisiin virheisiin johtuen kehon useista fysiologisista liikkeistä.

Toinen yleinen menetelmä NMR kuvausdatan keräämiseksi ja käsittelemiseksi on kuvattu E.R. Andrewin artik-15 kelissä otsikoltaan "Nuclear Magnetic Resonance Imaging: The Multiple Sensitive Point Method" saman julkaisun sivuilla 1232-1238. Tässä menetelmässä käytetään selektiivistä järjestelmää, joka kerää dataa kiinnostavan tilavuuden yksittäisistä tilavuusalkioista. Tämä on aikaansaatu 20 käyttäen dynaamisesti vaihtelevia kenttiä gradientteja varten. Yleisesti näiden dynaamisten kenttien yhteydessä kaikki muut paitsi pieni alue, joka ei sisällä ajan suhteen vaihtelevaa kenttää, integroituvat nollaksi. Siten, jos eritaajuiset ajan suhteen vaihtelevat kentät syötetään 25 kolmen kohtisuoran akselin suunnassa, vain yksi piste tai tilavuusalkio ei ole ajan suhteen vaihteleva. Signaali edustaa siten ainoastaan tätä pistettä ilman, että tarvitaan rekonstruointia projektioista.

Tämän järjestelmän vaikeutena on, että se vaatii 30 hyvin pitkän tiedonkeruuajän, koska signaali otetaan yhdestä tilavuusalkiosta kerralla. Riittävän pitkä aika täytyy viipyä kussakin tilavuusalkiossa riittävän signaaliko-hinasuhteen muodostamiseksi. Tätä ongelmaa lievitetään käyttäen dynaamisia gradientteja kahdella akselilla ja 35 staattista gradienttia kolmannella akselilla. Siten kolmannen akselin suunnassa kukin asento vastaa jälleen eri 4 86775 taajuutta. Käyttäen laajakaistaista viritystä ja Fourier-muuntamalla vastaanotettu signaali taajuusspektri muodostaa samanaikaisesti tilavuusalkiorivin tiheyden linjaa pitkin. Linja on se, joka vastaa kahden kohtisuoran dynaa-5 misen gradientin leikkausta, missä kaikki muut paitsi yksi linja keskiarvoistuvat nollaksi.

Vaikka tämä menetelmä välttää liikevirheet, jotka aiheutuvat projektioista rekonstruoitaessa, se edelleen muodostaa suhteellisen pitkän tiedonkeruuajän yhdessä fy-10 siologisista liikkeistä mukaanlukien hengitys- ja verenkierto seuraavan hämärtymisen kanssa. Lisäksi se on kolmiulotteinen kuvausjärjestelmä, joka, kuten on kuvattu, on yleisesti soveltumaton suonten kuvaamiseen.

Kolmas kuvausmenetelmä on myös linja- tai pistese-15 lektiivinen ja sitä on kuvattu L.E. Crooksin artikkelissa otsikoltaan "Selective Irradiation Line Scan Techniques for NMR Imaging" saman julkaisun sivuilla 1239-1244. Tällä yleisellä ratkaisulla on joukko muunnoksia. Yhdessä käytetään selektiivistä pulssia virittämään yksi kiinnostava 20 taso käyttäen staattista gradienttia ja sopivasti muovattua pulssia. Viritetystä tasosta tuloksena oleva signaali tallennetaan. Tasapainon jälkeen viritetään kohtisuora taso korkeammalla intensiteetillä siten, että magnetisointi käännetään tai tehdään negatiiviseksi. Tämän tyyppinen sä-25 teily ei tuota vastaanotettavaa signaalia. Ensimmäinen vaihe toistetaan sitten selektiivisesti virittämällä kiinnostava taso ja tallentamalla resultoiva signaali. Tässä tapauksessa puuttuu kuitenkin linja kiinnostavasta tasosta, koska sen on saturoinut kiinnostavan tason suhteen 30 kohtisuoran tason korkeaintensiteettinen viritys. Siten leikkauslinja ei sisälly resultoivaan signaaliin. Ensimmäisen ja toisen tallennetun signaalin yksinkertainen vähennyslasku edustaa leikkauslinjaa. Mittaamalla eri linjoja useissa kulmissa ja asennoissa kiinnostavassa tasossa 35 käyttäen tätä vähennysmenettelyä tehdään tason rekonstruk-tiokuva käyttäen klassisia projektiosta rekonstruointitek-niikoita.

5 86775

Vaihtoehtoinen samaa kohtisuorien tasojen linja-leikkausta käyttävä toteutus välttää vähennysoperaation. Tässä tapauksessa kohtisuora taso viritetään välittömästi invertoivalla säteilyllä. Leikkauslinjaan vaikutetaan 5 niin, että tuotetaan spinkaikusignaali myöhempänä ajankohtana. Siten tänä myöhempänä ajankohtana signaali edustaa vain haluttua linjaa. Jälleen käytetään joukkoa viivainte-graalisignaaleja muodostelmaan poikkileikkauskuva.

Samanlaisia herkkyyspiste- ja herkkyyslinjamenetel-10 miä on ehdotettu, jotka johtavat kaikkien muiden paitsi tietyn kiinnostavan tason saturaatioon. Tätä seuraa välittömästi samanlainen viritys kohtisuorassa suunnassa, joka saturoi kaiken muun tasossa paitsi yhden linjan. Voidaan kerätä joko viivaintegraalisignaali tai voidaan käyttää 15 kolmatta kohtisuoraa viritystä signaalin saamiseksi yhdestä pisteestä tai tilavuusalkiosta. Saturaatio saavutetaan suhteellisen pitkällä "poltto"-suurtaajuuspulssilla gradientin läsnäollessa, joka demagnetisoi alueen, joka vastaa viritettyjä taajuuksia. Tätä proseduuria on kuvattu A.N. 20 Garrowayn, P.K. Grannellin ja P. Mansfieldin artikkelissa "Image Formation in NMR by a Selective Irradiative Process", joka on julkaistu teoksessa J. Phys. C: Solid State Physics, Voi. 7, 1974 sivut L457-L462.

Vielä eräs lähestymistapa NMR kuvaamiseen on kuvat-25 tu tuoreessa kirjassa otsikoltaan "Nuclear Magnetic Resonance Imaging In Medicine", julkaistu 1981 Igaku-Shoin, Ltd. Tokio toimesta. Tämän kirjan kolmannessa luvussa Lawrence E. Crooks luo katsauksen eri kuvaustekniikoihin. Jo mainittujen menetelmien lisäksi on kuvattu toinen tasoin-30 tegrointitoteutus sivuilla 44-47. Tässä kukin tasointe-graali on vaihekoodattu syöttämällä gradientti kohtisuorassa tason suhteen. Kun gradientti poistetaan, tason yti-millä on sykliset vaihejakautumat riippuen magneettikentän voimakkuudesta. Keräämällä tiedot näistä tasointegraaleis-35 ta käyttäen vaihejakautumia, joilla on erilaiset tilataa-juudet, kerätään informaatio kutakin tason viivaa koskien.

86775 6 Tämä informaatio koodataan jälleen käyttäen Fourier-muun-noksia. Tätä sovellutusta on nimitetty spinkiertokuvauk-seksi.

Vähän aikaa sitten on raportoitu uudesta ratkaisus-5 ta, joka muodostaa myös sykliset jakautumat tasoa pitkin. Tässä tapauksessa sykliset muutokset saavutetaan kuitenkin kohdistamalla gradientti suurtaajuusvirityskentän intensiteetillä. Jos gradientti on tehty kyllin vahvaksi, sykliset muutokset ilmenevät sen tason yli, jolla 90° viritys-10 alueet muodostavat maksimivasteen ja 0°:n ja 180°:n alueilla ei ole vastetta. Kuten aiemminkin virityssarjät intensiteetiltään vaihtelevine gradientteineen muodostavat syklisiä muutoksia eri tilataajuuksilla, jotka voidaan muuntaa jakautuman rekonstruoimiseksi valitun tason sisäl-15 lä. Tätä prosessia on kuvattu D.J. Houltin artikkelissa otsikoltaan "Rotating Frame Zeugmatography" ja joka on julkaistu Phil. Trans. R. Soc.rssa, London B289:543-547 ( 1980) .

Kaikki NMR kuvausjärjestelmät, joista on raportoi-20 tu, ovat soveltumattomia suonten kuvaamiseen useista edellä mainituista syistä. Ensiksi kaikkia muita paitsi ensimmäistä tekniikkaa on käytetty muodostamaan kolmiulotteisia poikkileikkauskuvia, jotka ovat soveltumattomia suonten kuvaamiseen. Suoni kulkee useiden tasojen läpi niin, että 25 kukin poikkileikkaus on arvoltaan rajoitettu. Projektioku-vauksen, jollaista nyttemmin on käytetty röntgensädeangio-grafiassa, on osoitettu selvästi olevan suotavin tapa suonten kaventumien ja ahtautumien diagnoosia varten. Yhdessä tapauksessa, jossa projektio-NMR-kuvausta on harkit-30 tu, kuten ensimmäisenä esitetyn artikkelin järjestelmässä, välissä oleva kudos haittaisi vakavasti kuvan tehokkuutta. Lisäksi nämä kuvat vaativat hyvin pitkän tiedonkeruuajän ja muodostavat vakavia virheitä kohteen liikkeen johdosta. J.R. Singerin kirjoittama artikkeli virtausmittauksista 35 otsikoltaan "Blood Flow Measurements by NMR of the Intact Body" on julkaistu sivuilla 1245-1249 aiemmin mainitussa li 7 86775 julkaisussa IEEE Transactions on Nuclear Science. Tässä artikkelissa on esitetty menettely spinkaiun vaihesiirros-ta, joka on verrannollinen keskimääräiseen nopeuteen. Singer ehdottaa käytettäväksi sekä herkkyys- että verhokäyrä-5 ilmaisua protonitiheyden ja koko tilavuuden virtauksen kartoittamiseksi käyttäen kolmiulotteisia kuvaustekniikoi-ta. Resultoivat kolmiulotteiset kuvat esittäisivät sekä tiheyttä että virtausta. Kuten aiemminkin periaatteellinen vaikeus näissä kuvissa on hyvin pitkä tiedonkeruuaika siilo hen liittyvine vääristymineen ja suhteellinen kyvyttömyys muodostaa diagnoosi suonitaudeista poikkileikkauskuvien avulla.

Eräs toinen kuvaussekvenssi, jota on kuvattu J.R. Youngin ja muiden artikkelissa otsikoltaan "Magnetic Re-15 sonance Properties of Hydrogen: Imaging the Posterior Fossa" Amer. Journal of Radiology, Vol. 137 sivut 895-901, marraskuu 1981 ja jota käytetään useissa nykyisissä kaupallisissa instrumenteissa poikkileikkauskuvausta varten, sisältää yhden ainoan virityspurskeen halutun tason valit-20 semiseksi. Tämä purske esiintyy z-suuntaisen gradientin läsnäollessa. Siten purskesekvenssi valitsee tilavuuden tietyn xy-tason. Välittömästi purskeen jälkeen, kun FID signaali vastaanotetaan, z-gradientti sammutetaan ja syötetään poikittainen gradientti. Tämä johtaa siihen, että 25 tason kukin linja, kohtisuorassa poikittaiseen gradient-tiin nähden, kehittää eri taajuuden. Poikkileikkauskuvausta varten tämä sekvenssi toistetaan samalla kun poikittaista gradienttia pyöritetään eri kulmiin. Projektioku-vausta varten, joka on tämän patenttihakemuksen kohde, 30 vaaditaan vain yksi viritys poikittaisen gradientin läsnäollessa tietyn viritetyn tason projektion muodostamiseksi.

Järjestelmissä, jotka vaativat spinnin kääntämistä, kuten laajasti käytetyt käänteispalautussekvenssit, tulos voi vääristyä, jos 180° kääntö ei ole tasainen koko alu-35 eella. Tämä voi aiheutua suurtaajuuskentän epähomogeeni-suudesta. Tämän ongelman minimoimiseksi inversioviritys i 8 86775 voidaan muodostaa nopealla adiabaattisella läpiviennillä eli AFPsllä. Tätä on kuvattu E. Fukushinan ja S.B.W. Roe-derin kirjoittaman ja Addison-Wesleyn julkaiseman kirjan "Experimental Pulse NMR" sivuilla 17-20. Inversion toteut-5 tamiseksi taajuus pyyhkäistään resonanssin läpi sellaisella nopeudella, että arvioitavissa olevaa relaksaatiota ei tapahdu pyyhkäisyn aikana. Kokonaistulos on 180° inversio, joka on suhteellisen epäherkkä kentän homogeenisuuden suhteen .

10 Saman keksijän US-patenttihakemus n:o 6/332 935 kattoi peruskonseptin ja menetelmät kaksiulotteisen pro-jektiokuvan tuottamiseksi tilassa liikkuvasta materiaalista. Tämä on erittäin suotava menetelmä verisuonten kuvaamiseksi. Hakemus esitti joukon menetelmiä ainoastaan liik-15 kuvan materiaalin kuvaamiseksi ja staattisen materiaalin kumoamiseksi. Näihin sisältyy 180° inversiosignaali, kak-sipurskeinen inversiosignaali, eri aikoina kerättyjen eri nopeuksia edustavien signaalien vähentäminen, signaalien vastaanottaminen, viritetyn alueen vierestä ja liikkuvista 20 ytimistä johtuvan vaihesiirron käyttö.

Hakemus kuvasi myös useita menetelmiä projektioku-van muodostamiseksi. Yhteen näistä sisältyi tason viritys ja sitten tason hajottaminen vaadituksi viiva-integraalien joukoksi. Kuvatussa menetelmässä käyttäen yhtä viritystä 25 käytettiin vaihtovirtagradienttia tason eristämiseksi. Tä mä ratkaisu joillekin liikkuvan materiaalin kuvaustekniikoille on jossain määrin vaikea, koska suurtaajuiset vaih-tovirtagradienttisignaalit voivat vaatia merkittävät määrät tehoa.

30 Myös 180° inversiosignaalia käyttävä liikkuvan ma teriaalin kuvaustekniikka voi olla kohtuuttoman kriittinen. Kaikki poikkeamat 180°reen virityksestä tuottavat vapaasti indusoituneen vaimennussignaalin staattiselle materiaalille epäonnistuen siten välissä olevan kudoksen kumo-35 amisessa.

Tämä hakemus ei esittänyt erityisesti menetelmää ( 9 86775 verivirran suunnan määrittämiseen. Tämä voi olla tärkeää määritettäessä valtimo- ja laskimovirtauksia. Esimerkiksi kuvattaessa suonia, jotka johtavat aivoihin, voi olla tärkeää erottaa kaulavaltimot kaulalaskimoista limittyvien 5 kuvien välttämiseksi.

Tämän keksinnön kohteena on muodostaa NMR projek-tiokuva kehon suonista.

Tämän keksinnön toinen kohde on muodostaa suonten projektiokuva käyttäen tasoviritysten tekniikkaa, joka 10 vaatii vain yhden virityksen eikä vaadi suurtehoisia vaih-tovirtagradienttisignaaleja.

Tämän keksinnön eräs kohde on muodostaa suonten projektiokuva, jossa viritysvaatimukset staattisten materiaalien kumoamiseksi eivät ole kriittisiä.

15 Tämän keksinnön vielä eräs kohde on muodostaa suon ten projektiokuva, joka ilmaisee virtauksen suunnan mahdollistaen laskimoiden ja valtimoiden erottamisen.

Lyhyesti keksinnön mukaisesti luodaan kaksiulotteinen projektiokuva magneettisista spinneistä tilassa.

2 0 Staattisesta materiaalista aiheutuvat magneettiset spinnit kumotaan. Liikkuvasta materiaalista johtuvat magneettiset spinsignaalit säilyvät muodostaen kaksiulotteisen projek-tiokuvan kehon verisuonista. Poikittaista gradienttia seu-raava tasoviritys yksinkertaistaa kunkin tason projektion 25 keräämistä. Saturaatioviritys ja adiabaattinen nopea läpivienti vähentävät kentän yhtenäisyyden kriittistä luonnetta. Tason viritys ja signaalien vastaanotto tason ylä- ja alapuolelta määrittävät virtauksen suunnan.

Keksinnön kuvaamiseksi täydellisemmin voidaan vii-30 tata seuraavaan sen useiden havainnollistavien suoritusmuotojen yksityiskohtaiseen kuvaukseen, joka on annettu oheisten piirustusten yhteydessä, joissa kuvio 1 on kaaviollinen piirros, joka havainnollistaa keksinnön yhtä suoritusmuotoa, 3 5 kuviot 2A ja 2B ovat osia keksinnön yhden suoritus muodon lohkokaaviosta, johon sisältyy eri aikoina johdetun informaation vähentäminen, 10 86775 kuvio 3 koostuu niiden signaalien aaltomuodoista, joita käytetään ja vastaanotetaan keksinnön yhdessä suoritusmuodossa, kuvio 4 koostuu suurtaajuussignaalin aaltomuodosta 5 keksinnön yhtä suoritusmuotoa varten, kuvio 5 koostuu signaalien aaltomuodoista keksinnön suoritusmuotoa varten, joka käyttää adiabaattista nopeaa läpivientiviritystä, kuvio 6 koostuu signaalien aaltomuodoista keksinnön 10 suoritusmuotoa varten, joka havaitsee virtaussuunnan, kuvio 7 koostuu signaalien aaltomuodoista keksinnön suoritusmuotoa varten, joka käyttää kaksoisviritystä virtaussuunnan havaitsemiseen, kuvio 8 koostuu signaalien aaltomuodoista keksinnön 15 suoritusmuotoa varten informaation keräämiseksi samanai kaisesti molempia virtaussuuntia varten, ja kuvio 9 koostuu lohkokaaviosta, joka havainnollistaa keksinnön yhtä suoritusmuotoa staattisen ja virtausku-van yhdistämiseksi.

20 Keksinnön laajat mahdollisuudet voidaan parhaiten ymmärtää viitaten kuvioon 1. Tässä pyritään muodostamaan kuva verisuonesta 11 ihmisen anatomian erityisessä tilassa 10. Verisuonitaudit ovat selvästi yleisin ihmisten kuolinsyy. Laajasti toivotaan vaaratonta menetelmää suonten vi-25 sualisoimiseksi niin, että voitaisiin suorittaa väestön massakuvauksia. Tämän tyyppinen prosessi vaatii suonten projektiokuvien muodostamista. Tämä on jyrkkä vastakohta olemassa oleville röntgensädetomografia- ja NMR-poikki-leikkauskuville. Nämä kerroskuvat ovat arvoltaan vähäisiä 30 arvioitaessa suonten ahtautumista, koska se vaatii suuren joukon niitä suonen seuraamiseksi. Selvästi poikkileik-kausmuoto on arvoltaan vähäinen muodostettaessa heijastus-kuvia suonitauteja varten. Myös NMR poikkileikkauskuvat ovat erityisen herkkiä virheille, jotka aiheutuvat epäta-35 saisista magneettikentistä.

Siksi tässä keksinnössä luodaan projektiokuvia suo- 11 86775 nista. Esimerkiksi tehdään kaksiulotteinen projektiokuva tilasta 10, joka sisältää suonen 11. Tämä projektio voidaan esittää tasolla 28 xz-tasossa.

Puhdas projektiokuva ei visualisoisi suonta 11 joh-5 tuen kaikista välissä olevista anatomisista rakenteista. Röntgensädetutkimuksissa suonet erotetaan ruiskuttamalla varjoainetta. Tässä keksinnössä, jossa käytetään NMR kuvausta, erotettu projektiokuva suonesta 11 tehdään käyttämällä hyödyksi veren 12 virtaavaa liikettä suonen läpi. 10 Prosessori 29 yhdessä suurtaajuusvirityssignaalin 26 kanssa kumoaa tilan 10 suhteellisen staattisen materiaalin tuottamat spinsignaalit ja muodostaa siten signaalin, joka perustuu ainoastaan suoneen 11. Tällä tavoin luodaan haluttu projektiokuva täysin vaarattomalla tavalla ilman 15 varjoaineiden ruiskutusta tai ionisoivan säteilyn käyttöä.

NMR projektiokuvauksen yksityiskohtien kuvaus seuraa tilan 10 staattisen materiaalin kumoamisen kuvausta. Yleisesti kuitenkin pääasiallinen aksiaalinen magneettikenttä tuotetaan käyttäen esimerkiksi napakappaleita 13 ja 20 14, jotka on viritetty keloilla 16 ja 17. Näitä käytetään tasavirtalähteellä Vx kelojen 16 ja 17 tuottaessa kentät samaan suuntaan oleellisesti tasaisen kentän synnyttämiseksi tilan 10 kiinnostavan alueen läpi. Tämä on pitkälti voimakkain kenttä järjestelmässä voimakkuuden ollessa noin 25 : luokkaa yksi kilogaussi, sekä tämän kelan että jäljellä olevien kelojen yhteydessä kirjainparit A-D ovat yksinkertaisesti mukavin tapa liitäntöjen osoittamiseksi.

Erityiset alueet valitaan käyttäen gradienttikelo-ja. Kelat 18 ja 19 muodostavat gradienttikentän z-suunnas-30 sa lähteen 20, V2 käyttämänä. Samalla tavoin kelat 23 ja 24 ovat kohteen 10 vastakkaisilla puolilla ja muodostavat siten gradienttikentän x-suunnassa lähteen 25, V3 käyttämänä. Toisin kuin kelat 16 ja 17, jotka luovat tasaisen kentän, nämä gradienttikelat voimistavat toisiaan muodostamaan 35 vaihtelevan kentän vastaavalle alueelle.

Kelat 21 ja 22 ovat suurtaajuuskeloja, jotka palve- i2 86775 levät sekä lähetin- että vastaanottotoimintoja. Ne muodostavat kentät samaan suuntaan oleellisesti tasaisen kentän muodostamiseksi tilaan 10. Kun kytkin 27 on lähetysasen-nossa 26, generaattoria V4 käytetään virittämään magneetti-5 siä spinnejä tilassa 10. Kun kytkin 27 on kytketty vas-taanottoasentoon, vastaanotetaan signaali 31 magneettisista spinsignaaleista tilassa 10. Nämä käsitellään prosessorissa 29 muodostamaan suonessa 11 liikkuvan veren 12 pro-jektiokuva. Resultoiva projektiokuva 32 näytetään näytöllä 10 30.

Virityssignaali 26 ja prosessori 29 on yhdistetty kumoamaan tai eliminoimaan kaikki magneettispinsignaalit, jotka johtuvat kohteen 10 rakenteista, jotka ovat oleellisesti staattisia. Yksi menetelmä staattisen materiaalin 15 magneettisista spinneistä aiheutuvien signaalien eliminoi miseksi on esitetty kuvioissa 2A ja 2B. Tässä magneettiset spinnit viritetään ja signaalit vastaanotetaan kahtena eri aikavälinä TA ja Τβ. Nämä vastaavat aikavälejä, joina veren nopeus on erilainen. Tavallinen suurtaajuusvirityssig-20 naali 26, V4 syötetään purskegeneraattorilla 40. Pulssimuo- don yksityiskohdat riippuvat tietystä käytetystä kuvaus-järjestelystä. Joka tapauksessa kehitetään kaksi pursketta kahtena aikavälinä.

Liikkuva veri tai muu materiaali voi johtaa laskuun 25 vastaanotetussa NMR signaalissa, koska viritetyt spinnit siirtyvät pois herkältä alueelta ennen kuin ne johtavat vastaanotettuihin signaaleihin. Siten suurinopeuksinen alue tuottaa pienemmän signaalin kuin hidasnopeuksinen alue. Ajoittamalla virityssignaali V4 tutkittavan potilaan 30 EKGrllä vastaanotetut signaalit 31 voidaan kerätä edustaen suonen 11 veren 12 suhteellisen korkean ja suhteellisen alhaisen nopeuden hetkiä. Vastaanotetut signaalit 31 demoduloidaan käyttäen demodulaattoria 41 ja syötetään kytkimelle 42, joka myös aktivoidaan hetkillä TA ja τβ EKG sig-35 naalilla. Siten signaali virityksestä TA tallennetaan 43:ssa muistiin A ja signaali virityksestä Τβ tallennetaan 13 86775 44:ssä muistiin B. Nämä vähennetään vähentimessä 45 muodostamaan haluttu signaali, joka edustaa vain suonia ja kumoaa kaiken staattisen materiaalin. Vähennetty signaali syötetään kuvaustietokoneelle 46, joka, kuten seuraavassa 5 kuvataan, rekonstruoi kaksiulotteisen projektiokuvan.

Signaalit, jotka johtuvat mistä tahansa oleellisesti staattisesta materiaalista kumoutuvat, koska komponent-tisignaalit ovat samat hetkillä TA ja TB. Signaalit suonesta 11 ovat kuitenkin erilaiset, koska ne on otettu ve-10 ren 12 nopeuden ollessa erilainen.

Vaikka kuviot 2A ja 2B esittävät erityistä suoritusmuotoa, tätä samaa periaatetta voidaan soveltaa monella tavoin. Esimerkiksi voidaan tuottaa sekvenssipulsseja 26, jotka kaikki edustavat hetkeä TA sydämen toiminnassa. Tätä 15 pulssisekvenssiä voidaan tarvita muodostamaan täydellinen projektiokuva vastaten aikaväliä Tft. Tätä seuraa sekvenssi sydämen toimintajakson hetkenä Τβ. Vähennysoperaatioon voi silloin sisältyä täydellinen kuvainformaatio eikä suoriteta vähennystä kullakin sydämen toimintajaksolla. Joka ta-20 pauksessa on suotavaa, että suoni on samasta paikasta hetkinä TA ja Τβ kaiken informaatiohävikin välttämiseksi.

Tähän mennessä kuvaus on ollut identtinen US-pa-tenttihakemuksen 6/332 935 kattaman peruskonseptin kanssa. Kuitenkin pikaprojektiokuvausjärjestelmän selityksessä, 25 jossa kukin taso hajotetaan ryhmäksi viivaintegraaleja käytetään joko vaihtovirtagradientti- tai monivirityksiä. Vaikka nämä ovat erinomaisia kuvausmenetelmiä, on usein suotavaa käyttää yksinkertaisempia järjestelmiä. Tämän toteuttamiseksi me käytämme projektiokuvausjärjestelmää, 30 joka on samanlainen kuin jota käytetään joissakin poikki-leikkauskuvausjärjestelmissä, jotka vaativat vain yhtä suurtaajuusviritystä ilman vaihtovirtagradienttia.

Ensiksi z-gradientin läsnäollessa syötetään tietyn-taajuinen 90° suurtaajuuspurske virittäen spinnejä tietys-35 sä xy-tasossa. Välittömästi purskeen jälkeen aikana, jonka FID vastaanotetaan, z-gradientti sammutetaan ja syötetään 14 86775 poikittainen gradientti. Siten kukin linja viritetyssä tasossa, joka on kohtisuorassa poikittaiseen gradienttiin nähden tuottaa eri taajuisen FID signaalin. Yhdistettynä vastaanotetun FID signaalin hajottaminen sen komponentti-5 taajuuksiin muodostaa halutut viivaintegraatit tai tason projektion poikittaiseen gradienttiin nähden kohtisuorassa suunnassa. Tämä prosessi toistetaan kussakin tasolohkossa käyttäen erilaista viritystaajuutta muodostaen koko tilavuuden halutun kaksiulotteisen projektiokuvan. Tämä pro-10 jektiokuvausratkaisu on yksinkertaisempi kuin US-patentti-hakemuksessa 6/332 935 kuvatut. Suuritehoisia vaihtovirta-gradientteja tai monivirityksiä ei tarvita.

Viitaten kuvioon 1 ja aaltomuotodiagrammiin kuviossa 3 gradienttikelan 18 liittimen B ollessa kytkettynä 15 gradienttikelan 19 B terminaaliin pulssigradienttisignaali 20 syötetään käyttäen V2:ta. Samanaikaisesti suurtaajuus-kelan 20 liittimen D ollessa kytkettynä suurtaajuuskelan 22 liittimeen D ja kytkimen 27 ollessa vastaanottoasennos-sa kytkettynä 26teen suurtaajuuspurske V4 syötetään ampli-20 tudiltaan ja kestoltaan sopivana klassisen 90° virityksen muodostamiseksi. Tämän purskesignaalin jälkeen gradientti-signaali V2 sammutetaan, poikittaisgradienttisignaali 25 kytketään päälle kelan 23 liittimen C ollessa kytkettynä kelan 24 liittimeen C ja V3 pulssitetaan päälle FID signaa-25 Iin aikavälin aikana. Tämän saman aikavälin aikana kytkin 27 on kytkettynä liittimeen 31 niin, että vastaanotettu FID signaali voidaan käsitellä prosessorilla 29. Tässä tapauksessa prosessori 29 on taajuushajotusjärjestelmä, kuten tietokoneistettu Fourier-muunnin, jossa FID signaali 30 hajotetaan sen osataajuuksiin, joista kukin edustaa vii-vaintegraalia valitun xy-tason y-suunnassa.

Koko prosessi toistetaan käyttäen eri pursketaa-juuksia V4:lle valiten siten xy-tasot eri 2-asennoissa määrittäen kullakin kerralla xy-tason viivaintegraalit tai 35 projektiot projektiotasolla 28. Tämä muodostaa koko kaksiulotteisen projektion 32 näytettynä 30:llä.

N.

ii is 86775

On kuitenkin suotavaa käyttää tätä tehokasta pro-jektiokuvausjärjestelmää näyttämään vain suonissa liikkuva materiaali ja kumota sen vuoksi kaikki staattinen materiaali. Yksi ratkaisu on käyttää yllä mainittua ajallista 5 vähennysjärjestelmää, jota on havainnollistettu kuvioissa 2a ja 2b. Tässä virityksistä sydämen toimintajakson eri aikoina saadut signaalit tallennetaan ja vähennetään. Tätä voidaan soveltaa suoraan kuviossa 3 esitettyyn projektio-järjestelmään.

10 Kuvion 3 projektiojärjestelmää voidaan soveltaa myös US-patenttihakemuksessa 6/332 935 kuvattuun inversio-tekniikkaan. Tässä 90° virityksen sijasta V4 saa 180° virityksen kaksinkertaistamalla joko signaaliamplitudi tai aika tai jokin sopiva yhdistelmä. 180° inversio ei tuota 15 vapaan induktion hajoamissignaalia kumoten siten signaalin kaikesta staattisesta materiaalista. Suonissa liikkuva veri ei kuitenkaan koe täydellistä inversiota tuottaen siten FID signaalin. Sen johdosta kuvion 3 järjestelmä tuottaa ainoastaan liikkuvan veren halutun projektiokuvan ja muo-20 dostaa suonikuvan 32 näytölle 30.

Tämä signaaliviritysprojektiojärjestelmä yksinkertaistaa asiaa siinä, että se minimoi suurtaajuustehon eikä vaadi vaihtovirtagradienttisignaalia. Sen signaalikohina-suhde on kuitenkin huonompi kuin hakemuksessa 6/332 925 25 kuvatun kaksoisviritysratkaisun. 90°-180° sekvenssin käyttö tuottaa spinkaiun eikä FID:n kaksinkertaistaen siten signaalin keston ja lisää signaalikohinasuhdetta. Inver-siosysteemiä varten sekvenssi tulee olemaan 180°-180°, kuten on esitetty hakemuksessa 6/332 925, jolloin staatti-30 nen materiaali kumotaan ja vain liikkuva veri muodostaa kaiun.

Yksi vaikeus inversioviritysmenetelmässä on tarkkuus, joka vaaditaan kaiken staattisen materiaalin kumoamiseen. Jos keloilla 21 ja 22 tuotetut suurtaajuuskentät 35 eivät ole tasaisia, jotkin kohteen 10 osat eivät koe tarkkaa inversiota ja tuottavat siten FID signaalin, joka tu- ie 86775 lee näkyinään näytössä 30. Jos tämä signaali on liian voimakas, se voi peittää halutun suonen 11 veren 12 liikkeestä seuraavan kuvan 32. Yksi ratkaisu suurtaajuuskentän tasaisuusvaatimusten minimoimiseksi on käyttää saturaatio-5 tai ”poltto"viritystä, jota seuraa 90° purske virityssig-naalia varten, kuten on esitetty kuviossa 4. Tässä käytetään matalatasoista viritystä, joka on verrattavissa ajallisesti T^een, saturoimaan spinnit viritetyllä alueella niiden tekemiseksi epäherkiksi. Tätä proseduuria on kuvat-10 tu aiemmin referoidussa A.N. Garrowayn ja muiden artikkelissa "Image Formation in NMR by a Selective Radiation Process". Tätä saturaatioviritystä, kuten on esitetty kuviossa 4, seuraa välittömästi 90° purske. Saturoituneet alueet, jotka edustavat staattista materiaalia ovat vas-15 teettömät eivätkä tuota FID signaalia. Kuitenkin liikkuva veri, jota ei ole täysin saturoitu, tuottaa FID signaalin ja kuvan. Tämä signaali V4, joka on esitetty kuviossa 4 yksinkertaisesti palauttaa 90° virityksen kuviossa 3, kuten teki 180° inversiosignaali.

20 90° purskeen seuraaman saturaatiosignaalin käyttö voi korvata 180° inversiovirityksen kaikissa hakemuksen 6/332 925 projektiokuvaussuoritusmuodoissa ja muodostaa halutun immuunisuuden epäyhtenäisyyden suhteen. Tähän sisältyvät spinkierto-, monitaso- ja kaikki muut projek-25 tiojärjestelmät, joissa voidaan käyttää inversioviritystä staattisen materiaalin kumoamiseen ja vain liikkuvan materiaalin kuvaamiseen.

Eräs vaikeus saturaatio-90° virityksessä on sen lisääntynyt ajallinen kesto, koska saturaatiosignaali on 30 verrattavissa Tx:een. Voi olla avuksi ajoittaa toistuvat signaalit synkronismiin elektrokardiogrammin kanssa liikkuvien suonten ongelman välttämiseksi.

Pitkän kuvausajan ongelma voidaan kuitenkin voittaa käyttämällä adiabaattista pikaläpikulkua eli AFP viritys-35 tä, jossa inversio saavutetaan pyyhkäisemällä suurtaajuus-signaali V4 resonanssin läpi. Tämä viritys on myös suhteel- li I? 86775 lisen immuuni suurtaajuuskentän epäyhtenäisyydelle. Valitettavasti aiemmin kuvattua projektiokuvausjärjestelmää ei voi suoraan soveltaa, koska itse pyyhkäisytaajuutta ei voida käyttää tason valintaan. Vaihtovirtagradienttijär-5 jestelmää voidaan kuitenkin käyttää yhdessä AFP viritys-signaalin kanssa, kuten on esitetty kuviossa 5. Tässä, kun V4:llä on pyyhkäisty suurtaajuussignaali, vaihtovirtagra-dienttisignaali syötetään V2:een. Tämän vaihtovirtagradi-enttisignaalin nollataso tulee olemaan ainoa taso, joka 10 vastaanottaa virityksen. Nollatasoa muutetaan helposti muuttamalla kelojen 18 ja 19 suhteellista viritystä. Maadoittamalla B kelalla 18 ja kytkemällä signaali kV2 liittimeen B kelalla 19 nollatasoa voidaan muuttaa muuttamalla k:ta, missä k = 1 tuottaa kahden kelan välissä olevan nol-15 latason. Halutun signaalin inversiosignaalista johtuvan virityksen jälkeen signaalit luetaan, kuten aiemmin kuviossa 3, käyttäen poikittaista gradienttia V3. Tämä ratkaisu muodostaa stabiilin inversiomenetelmän suhteellisen lyhyenä aikavälinä.

20 Monissa kliinisissä tilanteissa on suotavaa erottaa laskimovirtaukset valtimovirtauksista. Yksi ratkaisu tähän on kuvioiden 2a ja 2b ajallinen vähennysmenetelmä. Koska valtimoverellä on voimakkaampi sykkivä komponentti käyttäen sopivaa ajoitusta voidaan tehdä kuva ainoastaan valti-25 moista jättäen huomiotta suonet, joilla on heikompi nopeuden sykkivä komponentti.

Toinen tapa erottaa laskimo- ja valtimovirtaus perustuu niiden suuntiin. Esimerkiksi kuvattaessa kaulan suonia kaulavaltimot kuljettavat verta ylöspäin aivoihin 30 kun taas kaulalaskimot kuljettavat verta alaspäin takaisin sydäntä kohti. Jos viritetään xy-taso ja vastaanotetut signaalit kerätään pelkästään viritetyn tason yläpuolelta tai alapuolelta, nämä kaksi suuntaa voidaan erottaa. Siten xy-tason viritystä käyttäen 90° pursketta V4:lle 2-gradi-35 entin läsnäollessa, kuten on esitetty kuviossa 6, voi seurata vaihtovirtagradientti, jonka nollataso on viritetyn w · 18 86775 tason joko ala- tai yläpuolella. Jälleen signaali tästä nollatasosta luetaan poikittaisen gradientin V3 läsnäollessa tason viivojen hajoittamiseksi eri taajuuksiin. Vain liikkuva materiaali, joka on virrannut viritetystä tasosta 5 nollatasoon viritetyn tason ylä- tai alapuolelle tuottaa signaalit, jotka myötävaikuttavat suonten projektiokuvan 32 syntyyn. Tämä sekvenssi toistetaan kaikille tasoille tilavuudessa kuvan saamiseksi valmiiksi.

Vaihtovirtagradientin käyttö suuntaherkässä suoni-10 kuvauksessa voidaan välttää käyttämällä kuvion 7 kaksois-viritysmenetelmää. Tässä ylöspäin tai alaspäin suuntautuva virtaus valitaan käyttämällä spinkaikuviritystä, jossa 180° viritys vastaa alkuperäisen viritetyn tason ylä- tai alapuolisia tasoja. Kuten on esitetty 90° viritystä käy-15 tetään ensin V4:llä z-gradientin V2 läsnäollessa halutun tason virittämiseksi. FID, joka on esitetty katkoviivoilla seuraten tätä viritystä, jätetään huomiotta, koska se edustaa signaaleja staattisesta materiaalista. Kun z-gra-dientti V2 on jälleen kytketty päälle, 180° viritys syöte-20 tään V4:llä suhteellisen lyhyen aikavälin jälkeen. Tämä 180° viritys on taajuudeltaan hivenen alhaisempi tai korkeampi kuin 90° viritys. Liikkuva materiaali, kuten veri, joka on siirtynyt 90° viritetystä tasosta 180° viritettyyn tasoon, tuottaa spinkaikusignaalin 27:ssä. Tämän spinkaiun 25 aikana, kuten on esitetty kuviossa 7, poikittainen gradi-entti V3 kytketään päälle valitun tason hajoittamiseksi joukoksi viivoja halutun projektion tuottamiseksi. Tämä prosessi toistetaan käyttäen eri taajuuksia V4 purskeille, jolloin jokainen 180° purske on vastaavasti taajuudeltaan 30 hivenen korkeampi tai alhaisempi kuin 90° purske riippuen siitä halutaanko kuva ylöspäin tai alaspäin suuntautuvasta virtauksesta. Molemmat kuvat voidaan haluttaessa saada sekvenssinä.

Kuviossa 7 valittiin joko ylöspäin tai alaspäin 35 suuntautuva virtaus perustuen 180° purskeen taajuuteen suhteessa 90° purskeeseen. Käytettäessä kahta 180° purs- 19 86775 kettä johtaen kahteen spinkaikuun, kuten on esitetty kuviossa 8 signaalit, jotka edustavat ylöspäin ja alaspäin suuntautuvaa virtausta voidaan molemmat kerätä samasta 90° virityksestä. Nämä eivät vaikuta toisiinsa, koska ne edus-5 tavat eri ytimiä kussakin tapauksessa. Kuten on esitetty kuviossa 8, 90° pursketta seuraa ensin korkeampitaajuinen 180° purske ja sitten matalampitaajuinen 180° purske. Nämä riippuen z-gradientin suunnasta voivat esimerkiksi edustaa vastaavasti ylempiä ja alempia tasoja. Ne molemmat tuotta-10 vat erilliset spinkaiut, kuten on esitetty. Nämä vastaanotetaan poikittaisen gradientin V3 läsnäollessa haluttujen projektiokuvien hajottamisen ja muodostamisen mahdollistamiseksi. Nämä kukin edustavat erillisiä ylöspäin ja alaspäin suuntautuvan virtauksen kuvia. Kuten on aiemmin ku-15 vattu, kuviossa 7 katkoviivalla esitettyjä aaltomuotoja voidaan käyttää muodostamaan kuva staattisesta materiaalista, jota voidaan käyttää joko yhdistettynä vertauskuviin tai korjaamaan niitä viritettyjen tasojen limittymisestä aiheutuvien jäännössignaalien suhteen. Tämä limit-20 tyminen voidaan minimoida muotoilemalla virityspulssit siniaaltomuodoiksi, jotka aproksimoivat tasoleikkauksia, kuten on laajasti esitetty NMR kirjallisuudessa.

90° pursketta seuraavaa katkoviivalla esitettyä FIDstä kuvioissa 7 ja 8 voidaan käyttää korostamaan kuvia. 25 Jos V3 on myös kytkettynä päälle tämän ensimmäisen FID:n aikana, kuten on esitetty katkoviivalla, signaali voidaan jälleen hajottaa tilavuuden staattisen materiaalin projek-tiokuvan tuottamiseksi. Tämä voi olla käyttökelpoinen tuotettaessa yhdistettyä kuvaa, jossa esimerkiksi staattinen 30 anatominen kuva on yhdellä välillä ja liikkuva veri toisella. Lisäksi 90° ja 180° virityksillä valitut tasot voivat jonkin verran limittyä. Siten spinkaiku tulee sisältämään joitakin staattisia rakenteita edustavia signaaleja johtuen näiden kahden tason limityksestä. Signaali ensim-35 mäisestä FID:stä, joka edustaa vain staattista materiaalia voidaan käsitellä, kuten on aiemmin kuvattu ja käytetty 20 86775 kumoamaan se kuvan osa, joka johtuu tasojen limityksen aiheuttamasta staattisesta materiaalista. Kukin signaali FID ja spinkaiku viedään identtisen Fouriermuunnoskäsittelyn läpi kunkin tason viivaintegraalien löytämiseksi, kuten on 5 aiemmin kuvattu.

Tämä on kuvattu kuviossa 9, joka esittää käytetyn prosessorin 29. Tässä vastaanotettu signaali 27 tai 31 syötetään porttipiiriin 50, joka päästää ulos staattista materiaalia edustavan FID:n ja toisen tai molemmat spin-10 kaiut, jotka edustavat virtauksen suunnan määrittäviä signaaleja. Nämä on hajotettu käyttäen Fourier muuntimia 51 ja 52 projektiokuvien luomiseksi. Nämä staattiset ja vertauskuvat yhdistetään yhdistimessä 53 muodostamaan joko yhdistetty kuva, joka esittää staattisen anatomian plus 15 virtaavan veren tai tarkan vertauskuvan, jossa jäljelle jäänyt staattinen kuvainformaatio on vähennetty.

Kuvioissa 7 ja 8 kuvattuja menetelmiä suunnallisen virtauksen kuvaamiseksi voidaan käyttää myös suunnasta riippumattoman virtauksen kuvaamiseen. Viitaten kuvioon 7, 20 jos ensimmäinen purske V4 on tehty 180° kapeakaistaiseksi tasonvalintasignaaliksi ja toinen purske on laajakaistainen 180° purske, spinkaiku edustaa tällöin vertauskuvaa, jos se käsitellään, kuten on aiemmin kuvattu. Itse asiassa vain liikkuva materiaali, joka kokee osittaisen virityksen 25 ensimmäisen purskeen yhteydessä, jolla on 90° komponentti, johtaa spinkaikuun. Laajakaistainen 180° toinen purske kääntää kaiken liikkuvan materiaalin spinnit riippumatta siitä, mihin se on siirtynyt. Ensimmäinen 180° purske on muotoiltu perustuen oletettuun virtaukseen. Esimerkiksi, 30 jos oletetaan veren kulkevan suuressa valtimossa noin 50 cm/s ja viritetyn tason kerrosvahvuus on noin 2 mm. Siten liikkuvalta verihiukkaselta kuluu noin 4 millisekuntia viritetyn tason ohittamiseen. Siten jos ensimmäinen 180° purskeella on noin 4 ms kesto, liikkuva materiaali vas-35 taanottaa keskimäärin 90° virityksen, koska veri viritetyn alueen keskellä vastaanottaa vain puolet 180° kokonaisin- 21 86775 versiosta. Luonnollisesti osa verestä vastaanottaa alle 90° ja osa enemmän. Nämä tuottavat myös osittaiset spin-kaiut. Staattinen materiaali vastaanottaa kuitenkin täydellisen inversion. Kuten on aiemmin ilmaistu, pienemmän 5 herkkyyden saavuttamiseksi suurtaajuuskentän yhtenäisyyden suhteen ensimmäinen 180° pulssi voidaan muuttaa saturaa-tioviritykseksi, jota seuraa 90° pulssi, kuten kuviossa 4, tai adiabaattinen pikaläpivienti vaihtovirtagradientin läsnäollessa, kuten kuviossa 5.

10 Kaikkia kirjallisuudessa esitettyjä monia menetel miä NMR kuvausjärjestelmien toiminnan parantamiseksi voidaan soveltaa tähän verisuonten kuvausjärjestelmään. Esimerkiksi P.A. Bottomleyn artikkelissa "NMR Imaging Techniques: A Review" julkaisussa Review of Scientific Instru-15 ments, Vol. 53, syyskuu 1982 sivut 1319-1337 on esitetty menetelmä, joka tunnetaan "ajankääntönä", johon sisältyy gradienttipulssien merkin kääntö lyhyeksi periodiksi optimaalisen herkkyyden saavuttamiseksi. Tätä voidaan selvästi soveltaa tässä keksinnössä käytettyihin sopiviin gradient-20 tipulsseihin.

!

Claims (12)

1. 22 86775 Patentt ivaat imukset
2. 1. Menetelmä tilassa liikkuvan materiaalin kaksiulotteisen projektiokuvan tuottamiseksi, tunnettu 5 siitä, että epäherkistetään magneettiset spinnit tilavuuden alueessa käyttäen saturaatioviritystä, viritetään alueen spinnit purskeella niin, että vain liikkuva materiaali, joka on siirtynyt alueeseen eikä 10 ole kokenut täydellistä saturaatiota, tuottaa ulostulosignaalin, ja ulostulosignaaleja käsitellään tilavuuden kaksiulotteisen projektiosignaalin tuottamiseksi.
3. 2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, 15 tunnettu siitä, että vaihe, jossa tuotetaan tila vuuden kaksiulotteinen projektiokuva, sisältää ensimmäisen gradientin syöttämisen siten, että sa-turaatioviritykset ja purskeviritykset virittävät taso-alueen tilavuudessa, 20 toisen gradientin syöttämisen kohtisuorassa ensim mäisen gradientin suhteen purskevirityksen jälkeen niin, että kukin viivaintegraali tasoalueessa tuottaa eri taajuuden, ulostulosignaalin hajoittamisen osataajuuksiinsa 25 kunkin pisteen intensiteetin muodostamiseksi tasoalueen esittämää linjaa pitkin, ja sekvenssin toistamisen käyttäen eri taajuuksia sa-turaatio- ja purskevirityksiä varten viivaintegraalien ryhmän muodostamiseksi tilavuuden kutakin tasoaluetta var-30 ten.
4. 3. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että sekvenssi toistetaan käyttäen eri viritystaajuuksia ensimmäisen gradienttikentän läsnäollessa spinnien virittämiseksi tilan eri tasoalueissa.
5. 4. Patenttivaatimuksen 3 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että ydinmagneettisten spinnien I: virittäminen kussakin tasoalueessa suoritetaan, kun liik kuva materiaali liikkuu ensimmäisellä nopeudella, ja si sältää 23 86775 prosessin toistamisen kussakin tasoalueessa, jossa 5 liikkuva materiaali siirtyy toisella nopeudella, ja käsiteltyjen signaalien vähentämisen kaiken staattisen materiaalin kumoamiseksi.
6. 5. Patenttivaatimuksen 3 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että ydinmagneettisten resonans- 10 sispinnien virittäminen kehon tasoalueessa edustaa inver-sioviritystä, jolloin mikään staattinen materiaali ei tuota vapaan induktion hajoamissignaaleja.
7. 6. Patenttivaatimuksen 3 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että syötetään vaihteleva gradi- 15 enttikenttä samaan suuntaan kuin ensimmäinen gradientti-kenttä vapaan induktion hajoamissignaalin aikana, jolloin vaihtelevan gradienttikentän nollataso on viritetyn taso-alueen vieressä, jolloin vain liikkuva viritetty ydin, joka on siirtynyt nollatasoon, tuottaa ulostulosignaalin. 20 7. Laite tilassa liikkuvan materiaalin kaksiulot teisen projektiokuvan muodostamiseksi käyttäen ydinmag-neettista resonanssia, tunnettu siitä, että se käsittää välineet ensimmäisen magneettisen gradienttikentän 25 syöttämiseksi yhdensuuntaisena kaksiulotteisen projektio- kuvan kanssa, välineet ydinmagneettisten resonanssispinnien virittämiseksi tilan tasoalueessa kohtisuorassa ensimmäiseen gradienttikenttään nähden ja kohtisuorassa kaksiulottei-30 seen projektiokuvaan nähden, välineet toisen magneettisen gradienttikentän syöttämiseksi kohtisuorassa ensimmäiseen magneettiseen gradienttikenttään nähden virityssignaalin jälkeen sinä aikana, jona vapaan induktion hajoamissignaalit vastaanotetaan, 35 välineet vapaan induktion hajoamissignaalien käsit telemiseksi tilan tasoalueessa liikkuvan materiaalin pro- 24 86775 jektion muodostamiseksi, ja välineet sekvenssin toistamiseksi käyttäen eri taajuisia eri virityssignaaleja spinnien virittämiseksi tilan eri tasoalueissa tilan kaksiulotteisen projektion saatta-5 miseksi valmiiksi.
8. 8. Patenttivaatimuksen 7 mukainen laite, tunnettu siitä, että välineet signaalin käsittelemiseksi liikkuvan materiaalin projektion muodostamiseksi käsittävät 10 välineet ydinmagneettisten resonanssispinnien vi rittämiseksi tilan kussakin tasoalueessa sinä aikana, jona liikkuvalla materiaalilla on ensimmäinen nopeus, välineet ydinmagneettisten spinnien virittämiseksi tilan kussakin tasoalueessa sinä aikana, jona liikkuvalla 15 materiaalilla on toinen nopeus, ja välineet näistä kahdesta virityksestä kussakin tasoalueessa seuraavien käsiteltyjen signaalien vähentämiseksi .
9. 9. Patenttivaatimuksen 7 mukainen laite, t u n -20 n e t t u siitä, että viritysväline on inversioviritys, jolloin mikään staattinen materiaali ei tuota vapaan induktion hajoamissignaaleja.
10. 10. Patenttivaatimuksen 7 mukainen laite, tunnettu siitä, että viritysväline on kahden amplitudil- 25 taan ja kestoltaan sellaisen purskevirityksen sekvenssi, että mikään staattinen materiaali ei tuota vapaan induktion signaaleja toisen purskeen jälkeen.
11. 11. Patenttivaatimuksen 7 mukainen laite, tunnettu siitä, että viritysväline on saturaatioviritys, 30 jonka kesto on oleellisesti verrattavissa 'Tween, jota seuraa kestoltaan Tx:ta lyhyempi virityspurske, jolloin staattinen materiaali saturoituu, eikä tuota signaaleja vasteena viritykseen.
12. 12. Patenttivaatimuksen 7 mukainen laite, t u n -35 n e t t u siitä, että se sisältää välineet vaihtelevan gradientin syöttämiseksi samaan suuntaan kuin ensimmäinen t- 25 86775 gradienttikenttä vapaan induktion hajoamissignaalin aikana, ja että vaihtelevan gradienttikentän nollataso on viritetyn tasoalueen vieressä, jolloin vain liikkuvat viritetyt ytimet, jotka ovat siirtyneet nollatasoon, tuottavat 5 ulostulosignaalit. 26 86775