NL1025899C2 - Perfusie magnetische resonantie beeldvorming die gebruikt maakt van geencodeerde RF labelpulsen. - Google Patents

Description

Titel: Perfueie magnetische resonantie beeldvorming die gebruikt maakt van geëncodeerde RF labelpulsen

De uitvinding betreft werkwijzen voor nucleaire magnetische resonantiebeeldvorming en systemen hiervoor. Meer in het bijzonder betreft de uitvinding de productie van MRI perfusiebeelden.

Elke kern die een magnetisch moment heeft probeert zichzelf te 5 richten naar de richting van het magnetische veld waarin de kern is opgesteld. Terwijl dat gebeurt procedeert de kern echter rond deze richting met een karakteristieke hoekfrequentie (Larmor frequentie), die afhankelijk is van de sterkte van het magnetisch veld en de eigenschappen van de specifieke soort kern (de magnetogyrische constante gamma γ van de kern). Kernen die dit 10 verschijnsel vertonen worden hierin aangeduid als "spins".

Als een materie zoals menselijk weefsel wordt onderworpen aan een uniforme magnetische veld (polarisatieveld Bo), proberen de individuele magnetische momenten van de spins zich te richten met dit polariserende veld, maar precederen rond het veld in een willekeurige volgorde op hun 15 karakteristieke Larmor frequentie. Een netto longitudinale magnetisatie Mo wordt geproduceerd in de richting van het polariserende veld, maar de willekeurig georiënteerde magnetische componenten in het loodrechte of transverse vlak (x-y vlak) vallen tegen elkaar weg. Als de stof het weefsel echter onderworpen wordt aan een magnetisch veld (excitatieveld Bi) dat in 20 het x-y vlak ligt en een frequentie dicht bij de Larmor frequentie heeft, dan kan de netto longitudinale magnetisatie Mo geroteerd worden of "tipped"in het x-y vlak teneinde een netto transversie magnetische moment Mt te veroorzaken, dat roteert of spint in het x-y vlak op de Larmor frequentie. De praktische waarde van dit verschijnsel ligt in het signaal dat uitgezonden 25 wordt door de geëxciteerde spins na dat het excitatiesignaal Bi afgelopen is. Er 1025899

2 I

zijn een groot aantal meetsequenties waarmee dit nucleair magnetisch I

resonantiefenomeen C'NMR") gebruikt wordt. I

Als men NMR gebruikt om beelden te produceren, dan wordt de I

techniek gebruikt om NMR signalen van specifieke plaatsen in het onderwerp I

5 te verkrijgen. Gewoonlijk wordt het gebied waarvan een beeld gevormd moet I

worden (het van belang zijnde gebied) gescanned met een reeks van NMR I

meetcycli die kunnen verschillen overeenkomstig de bijzondere I

lokalisatiemethode die gebruikt wordt. Het resulterende stelsel ontvangen I

NMR signalen wordt gedigitaliseerd en bewerkt om het beeld te reconstrueren I

10 op een van een aantal wel bekende reconstructiewerkwij zen. Om een zodanige I

scan uit te voeren is het uiteraard nodig om NMR signalen vanuit specifieke I

lokaties van het voorwerp op te wekken. Dit wordt bereikt door gebruik te I

maken van magnetische velden (Gx, Gy en Gz) die dezelfde richting hebben als I

het polariserende veld Bo, maar die een gradiënt hebben langs reep. de x, y en I

15 z assen. Door het besturen van de sterkte van deze gradiënten gedurende elke I

NMR cyclus, kan de ruimtelijke distributie van de excitatie van spins bestuurd I

worden en de plaats van de resulterende NMR signalen bepaald worden. I

Perfusie voor zover dit betrekking heeft op weefsel, verwijst naar de I

uitwisseling van zuurstof, water en voedingsstoffen tussen bloed en weefsel. I

20 Het meten van perfusie in weefsel is belangrijk voor de functionele waardering I

van de gezondheid van organen. Beelden die door een helderheid de mate I

tonen waarin perfusie optreedt in weefsel kunnen bijvoorbeeld gebruikt I

worden om de omvang van hersenweefsel vast te stellen dat beschadigd ie door I

een beroerte, of door de omvang van myocardiale weefselschade vaststellen die I

25 een gevolg is van een hartaanval. I

Een aantal werkwijzen is gebruikt om perfusiebeelden te maken met I

gebruik van magnetische resonantie beeldvormingstechnieken. Een techniek I

zoals bijvoorbeeld beschreven door US patent nummer 6,295,465, is om de I

inspoel· of uitepoelkinetiek van contrastmiddelen zoals gechelateerd I

30 gadolinium te bepalen. Bovenop de noodzaak om een contrastmiddel in te I

i025899 I

3 spuiten vereisen deze werkwijzen het verkrijgen en het aftrekken van basisbeelden.

Een andere klasse van MR perfusiebeeldvormende technieken probeert om de bloedstroom te meten door het van een label of tag voorzien van spins 5 die een gebied instromen dat van belang is door RF excitatie toe te passen in een aangrenzend gebied en vervolgens het beeld op te nemen vanuit het gebied dat van belang is. Door het basisbeeld af te trekken dat zonder RF labeling verkregen wordt verkrijgt men perfusie-informatie en beeldt die af. Herhaald opnemen en middelen van de resultaten wordt gebruikt om de signaal-/ruis-10 verhouding (SNR) van het perfusiebeeld te verbeteren. Voorbeelden van deze technieken worden beschreven in US octrooien nummers 5,402,785; 6,285,900; 5,846,197 en 6,271,665 en in de publicaties "Quantification Of Relative Cerebral Blood Flow Change By Flow-Sensitive Alternating Inversion Recovery Technique; Application to Functional Mapping" door S.G. Kim Magn. 15 Reson. Med. 34(3):297-301,1995; "MR Perfusion Studies With Ti-Weighted Echo Planar Imaging, by K.K. Wong et al Magn. Reson. Med. 34:878-887 (1995); en "QUIPSS Π With Thin-Slice TI, Periodic Saturation" A Method For Improving Accuracy Of Quantitative Perfusion Imaging Using Pulsed Arterial Spin Labeling" door Luh et al Magn. Reson. Med. 41:1246-1254 (1999).

20 In al deze werkwijzen is de amplitude of de amplitudeverandering van het NMR signaal op elk beeldvoxel de maat van perfusie op de plaats van het weefsel van de onderzoekspersoon. De basisstructuur van deze NMR perfusiereeks omvat een labelplak en een beeldplak zoals in Fig. 3 getoond wordt die gescheiden worden door een afstand (bijvoorbeeld 5 mm) en 25 aangestoten worden op twee verschillende tijdstippen (bijvoorbeeld 500 ms van elkaar). Als de labelpuls de magnetisatie met 180° inverteert in een labelplak en er stroming optreedt van 1 cm/sec in de richting van de afbeeldplak dan zal de totale magnetisatie Mo in deze plak verminderd worden als er dwarsmagnetisatie wordt geproduceerd door een beeldpulseequentie. Het 30 gedetecteerde NMR signaal in een gegeven voxel waar de gelabelde spins 1 025899

4 I

instromen zal daarom kleiner zijn dan zonder labelen. Een vergelijkbaar effect I

kan verkregen worden door pure verzadiging, dat wil zeggen door het opleggen I

van een labelpuls met een draaihoek die gelijk is aan 90*. In dit geval zal de I

afname van het signaal kleiner zijn. De niveaus van de longitudinale I

5 spinmagnetisatie Mo van het instromende gelabelde bloed wordt getoond in I

Fig. 4. Punt Inv markeert de longitudinale magnetisatiewaarde voor een 180* I

puls, punt Sat voor een 90* puls en punt Norm voor een 0* labeling puls. Het I

algemene principe van stroomdetectie is om twee beelden van elkaar af te I

trekken, één zonder labeling en één dat gelabeld is. In het experiment dat in I

10 Fig. 3 geïllustreerd wordt kan er slechts één stroomsnelheid gedetecteerd I

worden - precies één cm/sec. Langzamer stromend bloed zal niet op de tijd van I

het opnemen van het bloed aankomen; sneller stromend bloed zal de plak I

voorbij stromen. De gevoeligheid van deze werkwijze is om verschillende I

redenen slecht: de Ti relaxatie is minder dan 1 sec bij een polariserend veld I

15 van 3T, en het totale volume van de microvasculaire structuur is slechts een I

klein deel van het beeldvoxel. Om de gevoeligheid te verbeteren wordt I

gewoonlijk een veeltal paren beelden verkregen en worden de verschillende I

signalen gemiddeld. De herhalingstijd (TR) moet lang genoeg zijn om de I

longitudinale magnetisatie volledig te laten relaxeren. I

20 I

SAMENVATTING VAN DE UITVINDING I

De huidige uitvinding is een werkwijze voor het produceren van een I

perfusiebeeld door herhaaldelijk spins die een beeldplak instromen met RF te I

labelen en het RF labelen te moduleren overeenkomstig met een labelpatroon I

25 over een modulatietijdsperiode, het opnemen van een stelsel van tijdsverloop I

MR beelden vanuit de beeldplak over een tijdperiode die de modulatie I

tijdperiode omvat; het detecteren van voxels in de MR beelden die veranderen I

overeenkomstig met het labelpatroon, en het aangeven van perfusie in de I

detectievoxels. I

i 025899 I

5

Zowel het RF labelen en het opnemen van het beeld kunnen gedaan worden met een enkele pulesequentie die herhaald wordt om zowel het labelpatroon af te spelen en het tijdverloop van de MR beelden op te nemen. Uiteenlopende labelpatronen kunnen gebruikt worden en verschillende 5 technieken kunnen gebruikt worden om het labelpatroon tijdens het tijdsverloop in de beeldvoxels te detecteren. Perfusie kan aangeduid worden in een beeld dat met helderheid van zijn pixels de perfusie aangeeft die in de overeenkomstige tijdsverloopsbeeldvoxels gedetecteerd is. Helderheid kan de stroomsnelheid of het stroomvolume aangeven.

10

KORTE BESCHRIJVING VAN DE TEKENINGEN

Fig. 1 is een overzichtsbeeld van MRI systeem volgens de huidige uitvinding, waaruit delen weggesneden zijn;

Fig. 2 is een grafische weergave van een voorkeurspulssequentie die 15 gebruikt wordt om het MRI systeem van Fig. 1 te bedienen;

Fig. 3 is een schematische representatie van een beeldplak en een labelplak die gebruikt worden om MRI perfusiebeelden te produceren.

Fig. 4 is een grafische representatie van het herwinnen van longitudinale spinmagnetisatie na de toepassing van een label RF puls; 20 Fig. 5 is een flow chart van een voorkeursmethode om de huidige uitvinding toe te passen;

Fig. 6 is een overzichtsbeeld van beelddatasets die gedurende een tijdsverloop verkregen zijn volgens de huidige uitvinding;

Fig. 7a - 7d zijn overzichtebeelden van k-ruimte 25 beeldreconstructie werkwijzen de in de voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding gebruikt worden;

Fig. 8 is een grafische illustratie van modulatie van RF labeling die uitgevoerd wordt overeenkomstig een voorkeursvorm van de uitvinding; i 025 8 99

I 6 I

I Fig. 9 ie een overzichtebeeld dat RF labeling van stromende spins aan I

I beide zijden van een beeldplak toont voor het bidirectioneel encoderen van I

I stroming; I

I Fig. 10 is een overzichtebeeld dat RF labelen van stromende spins in I

I 5 twee richtingen in een veeltal beeldplakken toont; I

I Fig. 11 is een overzichtebeeld van een labelsegment dat een veeltal I

I aparte labelplakken omvat; I

I Fig. 12 is een grafische illustratie van een fase-encoderingswerkwijze I

I om de spins uit de labelplakken van Fig. 11 te differentiëren; en I

I 10 Fig. 13 is een grafische illustratie van een I

I frequentiecoderingswerkwijze voor het differentiëren van spins van de I

I labelplakken van Fig. 11. I

I ALGEMENE BESCHRIJVING VAN DE UITVINDING I

I 15 Onder verwijzing naar Fig. 3 verwijst de huidige uitvinding in zijn I

I meest elementaire vorm de productie van een RF labelpuls om de I

I longitudinale magnetisatie Mo in een labelplak te verminderen, gevolgd door I

I het opnemen van een MR beeld uit een nabij liggende beeldplak. Deze I

I pulsreeks wordt herhaald en de waarde van de draaihoek Φ van de RF I

I 20 labelpuls wordt gemoduleerd tussen 0 en 180° om de longitudinale I

I magnetisatie Mo te moduleren binnen de labelplak gedurende een I

I modulatieperiode. Onder verwijzing naar Fig. 8 bijvoorbeeld wordt de I

I pulsreeks 16 keer herhaald en wordt de draaihoek van de RF labelpuls bij elke I

I herhaling 22.5* verhoogd. Gedurende de modulatieperiode wordt de I

I 25 longitudinale magnetisatie Mo daarom sinusoïdaal in amplitude gemoduleerd. I

I Dezelfde sinusoïdale modulatie van de longitudinale magnetisatie Mo I

I zal een korte tijd later teruggezien worden in voxels van de beeldplak die de I

I spins bevat die door perfusie van de labelplak zijn doorgestroomd. Deze I

I modulatie van de longitudinale magnetisatie Mo zal in grootte afnemen I

I 30 vanwege Ti relatie zoals geïllustreerd in Fig. 4, maar de frequentie van de I

I 1025899 I

7 sinusoïdale modulatie zal hetzelfde zijn als in de labelplak. Omdat de longitudinale magnetisatie Mo in de beeldplak in de loop van de tijd gemoduleerd wordt zal de grootte van de dwarsmagnetieatie die door een beeldpulsreeks geproduceerd wordt ook gemoduleerd worden, en de grootte 5 van de opgenomen NMR signalen van voxels met stromende spins zullen op de sinusoïdale frequentie gemoduleerd worden.

Een perfueiebeeld wordt geproduceerd door het herhalen van de labelpulereeke gedurende modulatieperiode en het vervolgens reconstrueren van elk opgenomen beeld gedurende het tijdsverloop. Bijvoorbeeld, als de 10 modulatieperiode 16 herhalingen omvat, zoals getoond in Fig. 8, kan men 512 beelden verkrijgen gedurende een tijdsverloop. Ter grootte van elk overeenkomstig pixel in de cijfers 512 beelden (hierin aangeduid als voxelvector) wordt vervolgens onderzocht om te bepalen welke pixels gemoduleerd worden in intensiteit op de sinusoïdale frequentie. Dit onderzoek 15 kan op een aantal manieren uitgevoerd worden, maar het heeft de voorkeur om de voxelvector te kruiscorreleren met een referentiegolfvorm 20 zoals getoond in Fig. 8. De referentiegolfvorm 20 is een sinusoïdale golfvorm die overeenkomt met de modulatie van de longitudinale magnetisatie die veroorzaakt wordt door de label RF pulsen gedurende de modulatieperiode. Die 20 pixels die stromende spins afbeelden die door de labelplak passeren zullen sterk correleren met de referentiegolfvorm 20 en hun overeenkomstige pixels zullen helderder gezet worden in het perfueiebeeld. De helderheid van de pixels in het perfueiebeeld wordt zodoende bepaald door het patroon van NMR signaalgrootte modulatie gedurende het tijdsverloop en niet door een 25 signaalgrootte of een verschil in signaalgrootte.

Deze nieuwe perfusiebeeldvormingstechniek kan op een van twee basismanieren worden uitgevoerd, die ik aanduid als de "dynamische stroom" technieken of "statische stroom" technieken. De "dynamische stroom" technieken gebruiken een korte PR die het mogelijk maakt om vele 30 pulsreeksen af te spelen voor de longitudinale magnetisatie Mo relaxeert en de 1025899

8 I

hoeveelheid van Mo modulatie van spins die de beeldplak instromen verloren I

raakt. Dit maakt het mogelijk om spins te vangen met stroomsnelheden I

binnen een groot bereik in elk van een reeks van korte TR beeldplakopnames I

die uitgevoerd worden na RF labeling. I

5 In de statische flow werkwijze voor perfusiebeeldvorming die hierna I

beschreven worden, is de pulsreeksherhalingsfrequentie (TR) langer I

(bijvoorbeeld 2 seconden) en zal de longitudinale magnetisatie van alle I

gelabelde spins gerelaxeerd zijn voordat de nieuwe pulsregeling uitgevoerd I

wordt. Dit betekent dat de gelabelde spins alleen maar gevangen zullen I

10 worden in de beeldplak gedurende de zelfde TR als de RF labelpuls. I

Een voorbeeld van een snelle perfusie beeldvormingstechniek zal nu I

beschreven worden waarin de pulsreeks TR kort is (bijvoorbeeld 100 msec) en I

de gelabelde spins "gezien" kunnen worden in de beeldplak gedurende een I

veeltal pulsfrequenties TRs. Onder verwijzing naar Fig. 8, worden gedurende I

15 de eerste pulsreeksherhaling (TRi) spins in de labelplak blootgesteld aan RF I

excitatie, maar spins die de beeldplak instromen zijn mogelijk nog niet I

gemoduleerd. Gedurende de tweede pulsreeks (TR2), wordt de labelplak I

opnieuw bestraald met een RF labelpuls, maar nu hebben sneller stromende I

spins de kans gehad om de beeldplak te bereiken vanuit de labelplak en I

20 kunnen zij beginnen om invloed uit te oefenen op het verkregen beeld. Terwijl I

de modulatieperiode voortschrijdt zal de longitudinale magnetisatie Mo van I

deze snellere bewegende spins in de beeldplak de grote golfvorm zoals die op I

22 gemoduleerd hebben. Deze golfvorm 22 is in wezen hetzelfde als de I

referentiegolfvorm 20 (dat wil zeggen hoge correlatie), maar vertraagd of in I

25 fase verschoven over 22.59. Als de afstand tussen de labelplak en de beeldplak I

10 mm is en de PR van de pulsreeks 100 ms is, dan is de snelheid van de snel I

stromende spins die de golfvorm 22 produceren 10 cm/sec. Spins die sneller I

stromen dan deze snelheid zullen niet gedetecteerd worden omdat ze de I

beeldplak gepasseerd zullen zijn voordat de volgende pulsreeks uitgevoerd kan I

30 worden. Ook langzamer bewegende spins kunnen echter gedetecteerd worden I

,025899 I

9 en hun snelheid kan worden aangegeven. Onder verwijzing naar Fig. 8 zullen spins die met de helft van de snelheid van de snelste gedetecteerde spins stromen de beeldplak bereiken in twee TR perioden en de longitudinale magnetisatie Mo daarin beginnen te moduleren. Zoals aangegeven door 5 golfvorm 24 moduleren spins die op deze lagere frequentie stromen (5 cm/sec. in het voorbeeld boven) terwijl de modulatieperiode uitgespeeld wordt de NMR signalen in de beelden als functie van de tijd. De golfvorm 24 is in wezen hetzelfde als de referentiegolfvorm 20, maar vertraagd of met fase verschoven over 45’. Eenzelfde golfvorm 26 wordt veroorzaakt door heel langzaam 10 bewegende spins, maar daarvan is de fase nog meer vertraagd. Met andere woorden de fase van de gemoduleerde en gecorreleerde NMR signalen bevatten spinetroom snelheidinformatie die gebruikt kan worden om een beeld te vormen. De fase van het gemoduleerde en gecorreleerde NMR signaal voor een pixel kan gemeten worden door hen te kruiscorreleren met twee 15 referentiegolfvormen. De eerste golfvorm 20 is een sinusoïdale golfvorm van een fase die overeenkomt met de fase van de spins met maximale detecteerbare snelheid en een tweede referentiegolfvorm 28 ie ten opzichte daarvan met 90* verschoven in fase. De NMR signaalgolfvorm voor elk pixel wordt gekruiscorreleert met de eerste referentiegolfvorm 20 om een eerste 20 correlatiewaarde I te produceren en wordt gekruiscorreleert met de tweede referentiegolfvorm 28 om een tweede correlatiewaarde Q te produceren. De snelheid van de stromende spins op elk pixel is evenredig met arctan (Q/I). Bovendien is het volume van de stroming evenredig aan: 25 V oc VI2 + Q2.

De "statische flow" techniek voor de implementatie van de huidige uitvinding maakt gebruik van een pulsreeks waarin de spins gelabeld worden in de labelplak (Fig. 3) en NMR signalen uit dezelfde gelabelde spins 30 opgevangen worden gedurende beeldopnamen in dezelfde TR als waarin ze 1025899

10 I

door de beeldplak stromen. Na beeldopname laat men de longitudinale I

magnetisatie herstellen voordat de pulsreeke herhaald wordt. Dit betekent dat I

slechts NMR signalen geproduceerd door die spins die een snelheid in een I

bepaald bereik hebben "gezien” zullen worden met een gemoduleerde I

5 amplitude omdat alleen spins die stromen met een snelheid die hen in de I

beeldplak brengt op het moment dat de beeldpulsreeks wordt uitgevoerd I

gemoduleerde dwarsmagnetisatie zullen produceren. Net zoals in de I

dynamische flowtechnieken wordt een reeks gelabelde pulsreeksen toegepast I

waarin de RF labelpulsdraaihoek gemoduleerd wordt gedurende een vooraf I

10 gekozen modulatieperiode. Voor elk voxel worden de NRM signaalgroottes in I

de resulterende beelden in het tijdsverloop gekruiscorreleerd met een I

referentiegolfvorm en wordt de resulterende correlatiewaarde gebruikt om de I

overeenkomstige pixelhelderheid in een perfusiebeeld te bestuderen. I

Deze technieken kunnen eenvoudig verder uitgewerkt worden om I

15 stroming te meten vanuit een veeltal labelplakken naar een enkele labelplak. I

Zo'n inrichting wordt getoond in Fig. 9 waarin een stroming van links naar I

rechts gemeten wordt die een beeldplak instroomt doordat bewegende spins I

gelabeld worden in een eerste labelplak. Stroming van rechts naar links de I

beeldplak in wordt tevens gemeten op dezelfde tijd door bewegende spins te I

20 labelen in een tweede labelplak die aan de tegenovergestelde kant van de I

beeldplak ligt. De truc is om longitudinale magnetisatie in labelplak 1 te I

moduleren met een andere frequentie dan de modulatie in labelplak 2. De I

modulatieperiode voor labelplak 1 kan bijvoorbeeld 16 TR zijn zoals boven I

beschreven, maar de modulatieperiode voor labelplak 2 kan 19 TR zijn. In dit I

25 geval wordt de NMR signaalmodulatiegolfvorm voor elk deelpixel I

gekruiscorreleerd met referentiegolfvormen op beide frequenties om perfusie te I

meten uit elk van de twee labelplakken. Dit concept kan uitgewerkt worden I

om meer dan een beeldplak te gebruiken en meer dan twee labelplakken zoals I

getoond in Fig. 10. I

30 I

1025899 I

11

GEDETAILEERDE BESCHRIJVING VAN DE VOORKEURSUITVOERINGSVORM

Onder verwijzing naar Fig. 1 heeft een MRI magneetstelsel 10 een cilindrische tunnelbuis 12 die zich uitstrekt langs een z-as om een tot slapen 5 gebrachte patiënt 14 te ontvangen die door een tafel 16 ondersteund wordt. De tafel kan in en uit de tunnelbuis 12 bewogen worden om patiënt 14 langs de z-as te positioneren binnen het volume van de tunnelbuis 12.

Coaxiaal rond de tunnelbuis 12 is een heel-lichaam RF spoel 18 voor het exciteren van de spins van de patiënt 14 tot resonantie, zoals beschreven 10 is. Heel-lichaam gradiëntspoelen 20 omringen de tunnelbuis 12 en de RF spoel 18 en zijn ook coaxiaal met de z-as, om te voorzien in x, y en z gradiëntvelden Gx, Gy en Gz, zoals benodigd voor MRI beeldvorming. De gradiëntspoelen 20 worden aangedreven door gradiëntversterkers (niet getoond). Het polariserende magnetische veld Bo, dat in de richting van de z-as staat, wordt 15 gegenereerd door een supergeleidende magneetspoel 28 die coaxiaal is met de buitenkant van de tunnelbuis 12, de RF spoel 18 en de gradiëntspoelen 20. De supergeleidende magneetspoel 28 heeft geen externe energievoorziening maar werkt op basis van een aanvangstroom die onverzwakt doorgaat in de wikkelingen zonder weerstand van de supergeleidende magneetspoel 28.

20 Tussen de magneetspoel 28 en de gradiëntspoel 20 is een stelsel correctiespoelen 30 die gebruikt worden om de homogeniteit van het polariserende veld Bo te corrigeren zoals bekend uit de stand der techniek. Een stelsel mechanische koppelingen en isolatoren (niet getekend) verbinden elk van deze spoelen 18, 20, 28 en 30 stijf met elkaar aan de tunnelbuis 12 om 25 weerstand te bieden tegen relatieve bewegingen die veroorzaakt worden door de interactie tussen hun verschillende elektromagnetische velden.

Wanneer een plaatselijke spoelassemblage 8 wordt gebruikt in een algemeen toepasbaar systeem zoals dat hierboven beschreven werd, dan worden de heel-lichaam gradiëntspoelen 20 en de heel-lichaam RF spoel 18 30 afgekoppeld. De plaatselijke spoelassemblage 8 wordt verbonden met de x, y i025 8 99

12 I

en z gradiëntversterkers (niet getekend) van het NMR systeem en deze wordt I

verbonden met de transceiver van het systeem door een I

zend/ontvangschakelaar. De voorkeumitvoeringsvorm gebruikt ëen MRI I

systeem van 3 Tesla dat vervaardigd wordt door Bruker Analytische I

5 MeBtechnik GmbH en verkocht wordt onder het merk BIOSPEC 30/60. I

Omdat de gradiëntvelden op heel hoge snelheid geschakeld worden I

wanneer er een EPI reeks gebruikt wordt om de voorkeursuitvoeringsvorm van I

de uitvinding toe te passen worden lokale gradiëntspoelen gebruikt in plaats I

van de heel-lichaam gradiëntspoelen 20. Deze lokale gradiëntspoelen zijn I

10 ontworpen voor het hoofd en staan daar dicht bij opgesteld. Dit maakt het I

mogelijk om de inductantie van de lokale gradiëntspoelen te verkleinen en ook I

de schakelsnelheid van de gradiënten te vergroten zoals nodig is voor de EPI I

pulsreeks. De lokale gradiëntspoel assemblage 8 bevat ook een plaatselijke I

hersen RF spoel. In de voorkeursuitvoeringsvorm is dit een 16-elements I

15 vogelkooispoel met banddoorlatende eindkap. Deze hersen RF spoel wordt I

ontworpen om zeer efficiënt met de hersens van het te onderzoeken persoon te I

koppelen en minder efficiënt met de lagere delen van het hoofd. Dit resulteert I

in een verbeterde beeldkwaliteit van de hersens in vergelijking met grotere I

algemeen toepasbare hoofdspoelen die uniform met het gehele hoofd koppelen I

20 alsmede met de nek. Een RF scherm omringt de plaatselijke hersenspoel en I

staat binnen de lokale gradiëntspoel. Dit scherm isoleert RF straling van de I

plaatselijke gradiëntspoel. Het scherm is ontworpen om verstoring van de I

tijdafhankelijke gradiëntvelden te voorkomen. Voor een beschrijving van deze I

lokale gradiëntspoelen en de RF spoel welke beschrijving hierin bij referentie I

25 wordt opgenomen, wordt verwezen naar US patent nummer 5,372,137 I

ingediend op 19 januari 1993 en getiteld "NMR Local Coil For Brain Imaging”. I

Om de huidige uitvinding toe te passen wordt een reeks beelden I

opgenomen uit een beeldplak gedurende een tijdsperiode. Elke beeldopname I

wordt voorafgegaan door labelen in een of meer beeldplakken met een RF I

1 ü 2 5 β 99 ' I

13 labelpuls. Gedurende dit beeld opnemen in het verloop van de tijd wordt de RF labelpuls gemoduleerd op een vooraf beschreven manier.

In het bijzonder verwijzend naar Fig. 2 is de geprefereerde pulsreeks die gebruikt wordt om de uitvinding toe te passen een EPI pulsreeks die 5 voorafgegaan wordt door een label RF puls 240. De label RF puls 240 wordt geproduceerd in de aanwezigheid van een plak selecterende gradiëntpuls 242 om dwarsmagnetisatie op te wekken in een labelplak en daarmee de longitudinale magnetisatie Mo te verminderen. Dit wordt gevolg door een kraker gradiëntpuls 244 die langs de plakselecteeras Gz gericht is om de 10 dwarsmagnetisatie te ontfasen. Na een voorafbepaald tijdsinterval (IR), wordt de EPI pulsreeks uitgevoerd om de data te verkrijgen uit de nabij liggende beeldplak.

De EPI pulsreeks begint met een 90° RF excitatiepule 250 die toegepast wordt in de aanwezigheid van een Gz plak selectie gradiëntpuls 251 15 om dwarsmeganieatie te produceren in een plak die typisch tussen de 1 en 10 mm dik is. De geëxciteerde spins worden geherfaseerd door een negatieve lob 252 van de plakselectiegradiënt Gz en daarna verloopt een kort tijdinterval voordat de uitleesreeks begint. Een totaal van 128 aparte NMR echosignalen (of "views") algemeen aangeduid met 253, worden opgenomen voor een 20 256x256 matrix gedurende de EPI pulsreeks samen met 8 overscan views die algemeen met 254 aangeduid. Elk NMR echosignaal 253 is een ander view die apart fase geëncodeerd wordt om een lijn in de k-ruimte te bemonsteren.

De NMR echosignalen 253 zijn met een gradiënt opgeroepen echo's die geproduceerd worden door de toepassing van een oscillerend Gz 25 uitleeegradiëntveld 255. De uitleesreeks wordt gestart met een negatieve uitleesgradiëntlob 256 en de echosignalen 253 worden geproduceerd terwijl de uitleesgradiënt oscilleert tussen positieve en negatieve waarden. Een totaal van 256 monsters wordt opgenomen van elk NMR echosignaal 253 gedurende elke uitleesgradiëntpuls 255. De opeenvolgende NMR echosignalen 253 worden 30 apart fase geëncodeerd door een reeks van Gy fase en coderende i ü 2 5 8 99

I 14 I

I gradiëntpulsen (of "blips") 258. De eerste fase encoderende gradiëntpuls is een I

I negatieve lob 259 die optreedt voordat de echosignalen opgenomen worden om I

I de eerste overscan view op ky = -8 te encoderen. Het oppervlak ervan is I

I zodanig dat nadat de overscan views worden opgenomen het midden van ky I

I 5 ruimte bereikt wordt en een eerste centraal view 260 opgenomen wordt. Eén I

I fase encoderende puls wordt weggelaten op 256 zodat een tweede centrale view I

I 262 opgenomen wordt met een tegenovergestelde polariteit uitleesgradiënt I

I 255. Opvolgende fase encoderende pulsen 258 treden op terwijl de I

I uitleesgradiëntpulsen 255 van polariteit omschakelen, en zij laten de fase I

I 10 encodering monotoon ophoog stappen door ky ruimte (ky = 1 -136). Deze 128 I

I views die een helft van k-ruimte bemonsteren worden zodoende opgenomen in I

I een centrische view volgorde, dat wil zeggen een view volgorde waarin de k· I

I ruimte bemonsterd wordt beginnend op het midden van k-ruimte en I

I uitstrekkend naar de rand van k-ruimte. I

I 15 De twee centrale views 260 en 262 worden gebruikt voor I

I groepsvertraging, fase en frequentie-offset correctie. Een voordeel van de I

I geprefereerde pulsreeks is dat deze twee views verkregen worden met een I

I minimale vertraging na de 90° puls 250 en een hoge SNR hebben. Zoals I

I hieronder beschreven, zijn de overscan views 254 nodig om de fasekaart te I

I 20 produceren die nodig is om de centrale echo op het centrale pixel te centreren, I

I wat nodig is om de lege views van de k-ruimte te vullen (ky = -8 - + 8). I

I Deze gelabelde EPI pulsreeks wordt herhaald tussen de 32 tot 256 keer I

I om een overeenkomstig aantal beelden op te nemen over het verloop van tijd I

van 60 seconden tot 4.5 minuten afhankelijk van de specifieke voorgeschreven I

I 25 TR. De labelende RF puls 240 wordt gedurende dit onderzoek gemoduleerd I

I door zijn draaihoek te variëren om zodoende de bewegende spins afhankelijk I

I van de snelheid te encoderen. In alle uitvoeringsvormen die hieronder I

I beschreven worden wordt de pulsreeks TE op 15 ms gezet en wordt een I

I 256x256 voxelbeeld opgenomen over een beeldbereik van 24 cm. De ontvanger I

I 30 bandbreedte wordt op 250 kHz gezet en een plakdikte van 1.5 mm wordt I

I i ü 2 5 8 99 I

15 opgenomen. Voor de dynamische stroomuitvoeringsvormen die hieronder beschreven worden wordt de pulsreeks TR gezet op 133 me en wordt een 1.5 mm dikke labelplak bestraald met een label rf puls 240 die toegepast wordt 50 ms voor de start van de EPI pulsreeks (IR = 50 ms) met een oplossend 5 vermogen van minder dan 128x128. In de dynamische stroomwerkwijze wordt een totaal van 450 tijdsverloopbeelden opgenomen in 60 seconden met labelplakken die door 5,10 of 15 mm van de beeldplak gescheiden worden. In de statische stroom frequentie en fase encoderingsuitvoeringsvorinen die hieronder beschreven worden wordt de pulssequentie TR op 2 seconden gezet 10 en de 10 tot 70 mm dikke labelplak gescheiden van de beeldplak door 2 tot 10 mm. De RF labelpuls 240 wordt toe gepast een seconde voordat beeldopname optreedt (IR = ls) en een totaal van 135 tijdsverloopbeelden wordt opgenomen in 4.5 minuten.

In het bijzonder verwijzend naar Fig. 5 worden de tijdsverloopbeelden 15 opgenomen zoals boven beschreven en aangegeven met procesblok 300. Na afloop van de scan wordt een aantal gedeeltelijke k-ruimte datasets opgeslagen en wordt een beeld gereconstrueerd van elk van deze gedeeltelijke k-ruimte datasets zoals aangegeven in procesblok 302. Elk gedeeltelijk k-ruimte dataset wordt aangevuld onder gebruikmaking van een werkwijze die lijkt op diegene 20 die beschreven is door D.E Purdy, "A Fourier Transform Method Of Obtaining High Resolution Phase Maps For Half-Fourier Imaging, " Proc. SMRM. 7th Annilfll Meeting. San Francisco. 1998. pg. 968.

Fig. 7a is een diagram van k-ruimte waarin deze views die in werkelijkheid zijn opgenomen aangegeven door een gearceerd gebied. In 25 aanvulling op de opname van halve k-ruimte views 129-256, worden N

overscan lijnen opgenomen naast lijn 128. In de voorkeuringsuitvoeringsvorm wordt N op 8 gezet, hoewel de software het mogelijk maakt om andere waarden te nemen. Beeldopname begint daarom met lijn 128 en gaat door tot lijn 256.

JU25899

16 I

Volgens de symmetrieën van de Fourier transform, zal het beeld geheel I

reëel zijn als de ruwe k-ruimte gegevens een symmetrisch reëel deel CO en een I

assymetrisch imaginair deel (Q) hebben. De eerste stap is daarom in de I

reconstructie om de data te centreren op lijn 129 van de k-ruimte zodat I en Q I

5 de gewenste symmetrie hebben. De gereduceerde I en Q matrixen worden I

gevormd van de lijnen van k-ruimte getoond in Fig. 7b, onder invulling van I

nullen in ruimtes B en C. Deze gegevens worden Fourier getransformeerd om I

256x256 reële en imaginaire beelden te produceren. Van deze beelden wordt I

een pixel-voor-pixel fasekaart (are tan(Qm/Im)), geconstrueerd en opgeslagen, I

10 waarin Im en Qm verwijzen naar reële en imaginaire beeldintensiteiten. Deze I

fasekaart heeft dimensies van 256x256 maar wordt glad gestreken in de y I

richting zoals men zou verwachten voor 2N oplossend vermogen. I

De oorspronkelijke dataset (Fig. 7a) wordt getransformeerd naar de I

beeldruimte door een 2-D Fourier transformatie uit te voeren en de fasekaart I

15 wordt gebruikt om de waardes te corrigeren zodat alle informatie in Im ligt en I

geen intensiteit overblijft in Qm met uitzondering van kleine verschillen tussen I

de echte y as beeldresolutie en de y as glad gestreken fasekaart. Het fase I

gecorrigeerd beeld wordt dan teruggebracht naar de k-ruimte door een inverse I

FT (Fig. 7c). De data is nu gecentreerd op lijn 129. Nu de data gecentreerd is I

20 en de fase gecorrigeerd wordt het bovenste deel van de k-ruimte gevuld door de I

Hermitische geconjugeerde van het lagere gedeelte zoals getoond in Fig. 7d: I

raw(-kx, -ky)=raw*(kx,ky) I

25 Het is ook noodzakelijk om een helft van een verticale kolom met nullen te I

vullen zoals aangegeven in Fig. 7d. Uiteindelijk wordt de data van Fig. 7d I

getransformeerd naar de beeldruimte door een tweedimensionale Fourier I

transformatie ervan uit te voeren. Het uiteindelijke beeld wordt gevormd door I

een groter beeld [Im2+Qm2]1/2. I

i025899 - I

17

Zoals getoond in Fig. 6 worden deze beelden georganiseerd als een stelsel van 256x256 elementen 2-D arrays 304 waarin elk element de complexe waarde van het NMR signaal opslaat van een voxel in de gescande plak. Elk beeld array 304 kan gebruikt worden om direct een anatomisch beeld van het 5 plak te vormen. Terwijl elk array 304 een "snap shot" van de plak is op een specifieke tijd gedurende het onderzoek als verloop van de tijd, kunnen de gehele NMR datasets ook gezien worden als een enkel 256x256xn 3-D data array 306 waarin de derde dimensie de tijd is.

Het tijdsverloop NMR beelddata voor één voxel in het array 306 wordt 10 hierin aangeduid als een tijdsverloopvoxelvector. Een zo'n vector wordt geïllustreerd in Fig. 6 door de gestippelde lijn 308. Elk tijdsverloopvoxelvector 308 geeft de grootte van NMR signaal op een voxel in de beeldplak weer gedurende het onderzoek als verloop van tijd. De resulterende voxelvector in het tijdsdomein 308 onthult heel duidelijk variaties in de waarde als gevolg 15 van de variaties in de magnetisatie van de spins die de plak instromen vanuit de labelplak.

Opnieuw verwijzend naar Fig. 5, is de volgende stap zoals aangeduid door procesblok 312 om de variaties in elke voxelvector 308 te correleren met een referentievector. De referentievector zal verschillen afhankelijk van de 20 specifiek gebruikte techniek, maar het algemene concept is om de mate van gelijkheid te meten tussen de variaties in voxelvectorwaarde en de variaties in de RF labelpulsdraaihoek over hetzelfde tijdsverloop. De correlatiewaardes kunnen dan gebruikt worden om een beeld te vormen dat karakteristiek is voor perfusie zoals aangegeven door procesblok 314. Deze correlatiebewerking 25 kan uitgevoerd worden door middel van een Fourier transformatie, een lockende mixer of een fase gevoelige detectie. Het doel is om de mate te meten waarin elke voxelvector lijkt op of overeenkomt met het patroon van de referentiegolfvorm. In een voorkeursuitvoeringsvorm wordt een kruiscorrelatiewerkwijze zoals beschreven in U.S. Pat. No. 5,603,322 gebruikt 1 025899 18 waarin het stellair product van de voxelvector en de referentiegolfvorm berekend worden.

De eerste uitvoeringsvorm van een dynamische stroomwerkwijze voor perfusiebeeldvorming is in wezen hetzelfde als hierboven beschreven, waarbij 5 twee referentiegolfvormen gebruikt worden om de fase te meten van het gemoduleerde signaal op elk voxel. Het wordt de longitudinale magnetisatie toe gestaan om volledig te relaxeren voordat de volgende labelpuls toe gepast wordt doordat men de herhalingsfrequentie (TR) van deze reeks onder de 200 ms houdt. De reeks wordt uitgevoerd onder de aanname dat stromend bloed de 10 labelplak zal verlaten voordat de volgende labelpuls wordt toegepast. Als dat I niet het geval is zal de volgende labelpuls met een andere draaihoek de I magnetisatie opnieuw draaien en zal de uiteindelijke vorm een van het I tijdsverloopsignaal niet voorspelbaar zijn. Daarom is een dunnere labelplak I nodig. Het voordeel van deze techniek is dat deze onderscheid maakt tussen 15 snelheden in discrete stappen afhankelijk van de tijd van aankomst in de I uitleesplak. Het snelle bloed dat gelabeld is in het eerste schot zal in de tweede opname in de uitleesplak aankomen. Bloed dat twee keer zo langzaam beweegt zal aankomen in de derde opname, drie keer langzamer bloed zal aankomen in de vierde opname enzovoort. Zodra evenwicht is ingesteld tussen labelen en 20 uitlezen verschijnen de verschillende stroomsnelheden met dezelfde frequentie van eignaalmodulatie maar met een verschillende fase. Voor elk pixel worden twee datapunten gevormd: I, door correlatie van de voxelvector met cosinusreferentiegolfvorm en Q door correlatie met een sinusreferentiegolfvorm. Arctan (Q/ï) geeft de fase van NMR eignaalmodulatie 25 die omgekeerd evenredig is met de stroomsnelheid.

Een kennelijk nadeel van deze werkwijze is dat een stelsel van discrete snelheden gemeten wordt. Lage snelheden worden dichter bemonsterd dan hogere snelheden. Het andere nadeel ligt in het verval van de labelmagnetisatie vanwege de relaxatietijd Ti. Het langzamere bloed arriveert 30 later in de beeldplak en de amplitude van longitudinale magnetisatieoscillaties

I . .lConQ

19 neemt af ten gevolge van Ti relaxatie. Dit ie niet het geval voor de langzame werkwijze die hieronder beschreven worden waarin de gedetecteerde stromende spins altijd in de beeldplak aankomen gedurende dezelfde Tr.Het voordeel van deze snelle beeldtechniek ligt in zijn snelheid: de S/N verhouding 5 neemt evenredig met de verhouding van de totale beeldopnametijd ten opzichte van de totale experimenteertijd toe. De dynamische flow technieken zijn over het algemeen beter, hoewel de lege tijd in langzamer beeldtechnieken die hieronder besproken worden gebruikt kan worden om opnames te maken van meer plakken.

10 Een andere uitvoeringsvorm van de uitvinding gebruikt de statische stroomtechniek en deze overwint de spinsnelheidsbeperking van de techniek die hierboven besproken werd door een ingewikkelder labelwerkwijze te gebruiken. In het bijzonder verwijzend naar Fig. 11, wordt in deze uitvoeringsvorm een dikke segment gebruikt voor het labelen en dit dikke 15 segment wordt verdeeld in een veeltal aparte plakken 320·323 die op verschillende afstanden van de beeldplak 324 geplaatst worden. De tijd tussen het labelen van het hele segment en de opname van het beeld is 0.5 seconden en zodoende moeten de gelabelde spins die de beeldplak bereiken van de verst afgelegen labelplak verder reizen gedurende dit tijdsinterval en hebben zij een 20 hogere snelheid dan de gelabelde spins van de dichtbij gelegen labelplak. Zodoende kunnen de gemoduleerde NMR signalen die geproduceerd worden door spins die de beeldplak instromen met een bereik van verschillende snelheden gezien worden door de beeldvormende puls en gebruikt worden om het perfusiebeeld te vormen.

25 Om onderscheid te maken tussen de verschillende snelheden van deze spins zijn de draaihoekmodulatiegolfvormen verschillend voor elke labelplak. In deze uitvoeringsvorm zijn alle modulatiegolfvormen sinusoïdaal en hebben ze dezelfde frequentie en periode. Zoals getoond in Fig. 12, echter, is de fase van elke modulatiegolfvorm verschillend. Met vier labelplakken 320-323 30 worden vier aparte spinstroomsnelheden geëncodeerd door vier sinusoïdale iUZ5899 - I 20

I modulatiegolfvormen 325-328 te gebruiken die 90° in fase ten opzichte van I

I elkaar verschoven zijn. De opgenomen tijdsverloopbeelden kunnen bewerkt I

I worden zoals hierboven beschreven voor de snelle techniekwerkwijze en twee I

I orthogonale sinusoïdale referentiegolfvormen van dezelfde frequentie kunnen I

I 5 gecorreleerd worden met de zodoende gevormde voxelvectoren om I en Q I

I waardes te vormen waarvan de fase kan worden afgeleid. Het perfusiebeeld I

I kan vervolgens geproduceerd worden waarin de pixels kleur gecodeerd de I

gedetecteerde fase/spinsnelheid weergeven. I

I Slechts vier spinstroomsnelheden worden gedetecteerd met deze vier I

I 10 plaklabelsegmenten van Fig. 11 en 12 overeenkomstig de vier fase verschoven I

I modulatiegolfvormen. Extra plakken kunnen toegevoegd worden om de I

I snelheidsreeksresolutie te verbeteren, maar de generatie van de resulterende I

I RF labelpulsen kan moeilijk worden. De RF labelpulsen voor elke labelplak I

320-323 worden apart van elkaar gegenereerd en commercieel beschikbare I

I 15 MRI systemen leggen een beperking op het aantal RF pulsen dat I

I voorgeschreven kan worden in een pulsreeks. Het wordt echter overwogen dat I

speciaal gemaakte RF labelpulsen gevormd kunnen worden waarin het I

frequentiespectrum van de puls gemoduleerd wordt om vele fase verschoven I

I labelplakken te produceren met uniform veranderende profielen. De pulsvorm I

I 20 wordt afgeleid als een inverse Fourier getransformeerde van het gewenste I

I spectrum en wordt vermenigvuldigd als een Hamming window om I

afsnijdartifacten te verminderen. Deze labeling produceert een uniforme I

I distributie van de aanvankelijke fase door het segment en maakt een uniforme I

I snelheidsdetectie mogelijk. I

I 25 Deze werkwijze kan ook gebruikt voor bi-directionele meer-plaks I

I stroomdetectie door verschillende segmenten te exciteren met verschillende I

I frequenties zoals in Fig. 9 getoond wordt. In deze uitvoeringsvorm wordt I

labelsegment 1 opgedeeld in vier plakken waarvoor vier fase verschoven I

labelmodulatie sinusoïdale golfvormen op fi gebruikt worden en segment 2 I

I 30 wordt opgedeeld in vier labelplakken die vier fase verschoven I

I i 899 21 labelmodulatiegolfvormen op een tweede frequentie £2 gebruiken. In dit geval wordt elke voxelvector gecorreleerd met vier referentie golfvormen: twee op frequentie fi en twee of frequentie £2.

Een andere langzame techniek die sterk lijkt op de techniek die zojuist 5 beschreven is gebruikt een labelpatroonfrequentie in plaats van labelpatroonfase om verschil te maken tussen spinstroomsnelheden. In het bijzonder verwijzend naar Fig. 11, mobileren de vier labelplakken 320-323 in deze uitvoeringsvorm een labeldraaihoek gedurende het tijdsverloop van het onderzoek met een verschillende frequentie. Dit wordt geïllustreerd door de 10 vier draaihoekmodulatiegolfvormen 330-333 in Fig. 13. In dit geval is de modulatieperiode van elke golfvorm 330-333 verschillend en het is nodig om tijdsverloopbeelden te verkrijgen over een tijdsperiode die op zijn minst zo lang is als de langste modulatieperiode.

Deze frequentie encoderingstechniek produceert oscillaties in het 15 verkregen NMR signaal over het tijdsverloop van het onderzoek op vier overeenkomstige frequenties. Snellere stroming blijkt op een hogere frequentie in een tijdsverloop. In deze bijzondere uitvoeringsvorm is de labelfrequentie lineair gedistribueerd over het segment en zal deze niet resulteren in de verkregen lineaire encodering van de stroming. Om een lineaire codering te 20 verkrijgen moet men een frequentie omgekeerd evenredig met de afstand tussen de beeldplak 324 en het midden van de labelplak 320-323 coderen. Dit kan gerealiseerd worden door de segmentprofielen overeenkomstig te veranderen en speciaal aangepaste labelpulsen te maken zoals hierboven beschreven. Dan produceert een eenvoudige Fourier transform van een 25 tijdsverloopvoxelvector een frequentiespectrum dat karakteristiek is voor de frequentiecomponenten die erin zitten. Stromende spins worden duidelijk door een piek in dit spectrum op een labelmodulatiefrequentie. De positie van de hoogste piek in het resulterende spectrum geeft de spinsnelheid aan. Een voordeel van deze frequentie-encoderingswerkwijze is de mogelijkheid om 30 onderscheid te maken tussen verschillende snelheden binnen een voxel door 1025899 i

22 I

het detecteren van een stelsel pieken in het spectrum. Lineariteit van I

stroming tegen de frequentie is niet de meest gewenste eigenschap hoewel I

deze wel mogelijk is. Het is mogelijk om de labelprofielen op verschillende I

wijzen vorm te geven om een logaritmische stroomschaal te realiseren. Dit I

5 geeft uniforme relatieve stappen in de snelheidsencoderingsrichting. I

De voorkeursuitvoenngsvormen die hierboven beschreven zijn I

gebruiken allemaal een sinusoïdale golfvorm voor labelmodulatie. Het is ook I

mogelijk om andere niet-sinusoïdale golfvormen te gebruiken. Sinusoïdale I

labeling gebruikt een beperkte hoeveelheid van het beschikbare spectrum I

10 gedefinieerd als de helft van het aantal labels per cyclus. Zelfs meer- I

plaklabeling met bi-directionele stroomdetectie zal niet het hele beschikbare I

spectrum overdekken. Als de spectrale labelbandbreedte vergroot wordt moet I

men voorzichtig zijn om overlap met het spectrum van de volgende I

labelsegment te vermijden. Beide spectra kunnen tussen elkaar doorgelegd I

16 worden, maar moeten geen gemeenschappelijke harmonische delen om I

overepraak tussen de stroming die door de correlatiewerkwijze wordt I

gedetecteerd te voorkomen. De informatie in het verbrede spectrum is coherent I

en telt bij elkaar op, maar ruis is niet coherent en zal uitmiddelen. Dit zal I

leiden tot een verbeterd S/N verhouding van detectie. Er moet speciale zorg I

20 besteed worden aan het ontwikkelen van labelmodulatiegolfvorm omdat een I

eenvoudige verbreding van een spectrum met een vlakke amplitude de I

piekamplitude ergens in het tijdsverloop zal doen toenemen. De I

labelamplitude kan niet buiten het bereik van plus of min het maximum van I

de longitudinale magnetisatie - het equivalent van 0° tot 180° draaihoek I

25 uitkomen. De stroomsnelheid zal in twee stappen gedetecteerd worden. In de I

eerste stap wordt een stelsel van bekende vormfuncties met verschillende I

tijdsverschuivingen gebruikt om een stelsel correlatiecoëfficiënten voor elk I

beeldpixel uit te rekenen. Als de hoogste correlatiecoëfficiënt in dit stelsel I

boven een drempelwaarde ligt (gewoonlijk 0.5, maar dit hangt van de ruis af), I

30 dan geeft deze een stroomsnelheid aan. In de tweede stap wordt de I

1025899 I

23 correlatiewaarde berekend voor deze vertraging om een amplitude van oscillaties te berekenen die gebruikt kan worden om het volume van de stroming af te leiden.

iÜ 25 8 99

Claims (12)

24 I Conclusies I

1. Werkwijze voor het produceren van een perfusiebeeld met een MRI I systeem, waarvan de stappen omvatten: I a) herhaald toepassen van een RF labelpuls met het MRI systeem op I spins die een beeldplak instromen en moduleren van de draaihoek van de RF I 5 labelpuls overeenkomstig een labelpatroon over een modulatietijdperiode; I b) opnemen van een reeks tijdsverloop MR beeld datasets door het I uitvoeren van beeldpulsreeksen met het MRI systeem gedurende een I tijdsperiode die de modulatietijdsperiode omvat; I c) het uit de beelddatasets reconstrueren van een overeenkomstige set I 10 van tijdsverloopbeelden die voxelvectors bevatten die de variaties in NMR I signalen aangeven op overeenkomstige beeldplakvoxels gedurende de I opnametijdsperiode; I d) het detecteren van perfiisie door het identificeren van voxelvectors I die variaties in NMR signaal hebben die overeenkomen met het labelpatroon; I 15 en I e) produceren van een perfusiebeeld waarin perfusie aangegeven wordt I op de geïdentificeerde voxels. I

2. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 1 waarin het labelpatroon I 20 sinusoïdaal is. I

3. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 1, waarin stap d) uitgevoerd I wordt door het kruiscorreleren van golfvectoren met een referentiegolfvorm die I overeenkomt met het labelpatroon.

25 I j ü jL d 8 9# I

4. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 1, waarin stappen a) en b) uitgevoerd worden door het herhaald uitvoeren van een pulsreeks met het MRI systeem, waarbij i) een RF labelpuls geproduceerd wordt; 5 ii) gewacht wordt gedurende een geselecteerd tijdsinterval (IR); en iii) een RF excitatiepuls geproduceerd wordt en een NMR signaal opgenomen wordt in de aanwezigheid van een magnetische veldgradiënt voor afbeelding.

5. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 4 waarin de pulsreeks het produceren van een magnetische veldgradiëntpuls omvat op hetzelfde tijdstip als de RF labelpuls om selectief spins te exciteren in een gebied dat naast de beeldplak ligt.

6. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 5 waarin stap iii) uitgevoerd wordt met een echo planaire beeldpuls (EPI) reeks die een veeltal NMR signalen opneemt.

7. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 6 waarin een voldoende aantal 20 NMR signalen opgenomen worden door de EPI pulsreeks om een MR beelddataset te produceren waaruit een tijdsverloopbeeld kan worden gereconstrueerd.

8. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 1 welke het produceren van een 25 magnetisch veldgradiëntpuls omvat op dezelfde tijd als de RF labelpuls om selectiefspins te exciteren in een labelsegment dat naast de beeldplak gelegen is.

9. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 8 waarin de RF labelpuls 30 gevormd wordt om de draaihoek die in elk van een veeltal labelplakken in het . u/5899

26 I labelsegment te moduleren overeenkomstig met een verschillend labelpatroon; I en I stap d) uitgevoerd wordt om voxelvectore te identificeren die variaties I in het NMR signaal bevatten die overeenkomen met elk van de verschillende I 5 labelpatronen. I

10. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 9 waarin de labelpatronen I sinusoïdaal zijn en elk een andere frequentie heeft. I

11. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 9 waarin de labelpatronen I sinusoïdaal zijn en elk een andere fase heeft. I

12. Werkwijze zoals geclaimd in conclusie 11 waarin stap d) omvat: I i) het meten van de correlatie van elke voxelvector met een eerste I 15 sinusoïdale referentiegolfvorm die een eerste fase heeft; I ii) het meten van de correlatie van elke voxelvector met een tweede I sinusoïdale referentiegolfvorm die een fase heeft die 90° verschoven is ten I opzichte van genoemde eerste fase; en iii) bepalen in welke labelplak stromende spins gelabeld zijn met de 20 correlatiemetingen van stappen i) en ii). I 4 v/5899 I