WO2003005901A1 - Verfahren und vorrichtung zur darstellung einer fluidperfusion - Google Patents

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WO2003005901A1
WO2003005901A1 PCT/DE2002/002350 DE0202350W WO03005901A1 WO 2003005901 A1 WO2003005901 A1 WO 2003005901A1 DE 0202350 W DE0202350 W DE 0202350W WO 03005901 A1 WO03005901 A1 WO 03005901A1
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WO
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zone
preparation
measuring
measurement
perfusion
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PCT/DE2002/002350
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English (en)
French (fr)
Inventor
Fritz Schick
Original Assignee
Eberhard-Karls-Universität Tübingen
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Application filed by Eberhard-Karls-Universität Tübingen filed Critical Eberhard-Karls-Universität Tübingen
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging

Definitions

  • the invention relates to a method and a device for producing a fluid perfusion using nuclear magnetic resonance according to the preamble of claims 1 and 22.
  • the representation of a fluid perfusion is particularly important for determining the blood flow to the tissue inside the body of a human body.
  • the blood supply through small arteries, arterioles and capillaries as well as the removal in venules and veins is very important for the characterization in medical diagnostics, but has so far not been directly accessible through the usual imaging methods, since the vessels mentioned have a caliber in the submillimeter range are significantly below the resolution limit of the devices currently in use.
  • Contrast agents of this type are transported to the tissues with the blood and there lead to changes in the images produced using conventional imaging methods. This allows indirect conclusions to be drawn about the blood flow to the tissues.
  • This procedure is also known in human magnetic resonance imaging.
  • the contrast-enhancing effect is caused by a shortening of the so-called Tl relaxation time, which is a characteristic variable for the duration of the restoration of the equilibrium position of the longitudinal magnetization after high-frequency excitation of the corresponding spin system, as described, for example, in the reference "Claussen C, Laniado M, Kazner E et al., Application of contrast agents in CT and MRI (NMR): their potential in imaging of brain tumors. Neuroradiology 27 (1984) 164-171 ". Also paramagnetic
  • Contrast agent effects as described in "Virlinger A, Rosen BR, Belliveau JW, et al. Dynamic imaging with lanthanide chelates in normal brain: contrast due to magnetic susceptibility effects, Magn. Reson. Med. 6 (1988) 164-174" can be used in examinations of unclear tissue changes for perfusion diagnosis.
  • contrast media A disadvantage of methods based on contrast media is the need to puncture the patients at least venously in order to give them the contrast material.
  • the contrast material also causes high costs and carries the risk of undesirable side effects.
  • the administration of contrast media complicates measurements with a rapid chronological sequence for displaying external effects on the blood circulation due to the relatively slow excretion of such contrast media.
  • the known methods work with a preparation for the magnetization of the blood outside of a recorded layer.
  • This recorded layer is compact in itself with all the methods presented so far. Blood is required to enter this layer from outside.
  • high frequency is continuously radiated to saturate the blood flowing past the layer being examined.
  • Pulsed high-frequency radiation cf. "Kwong KK, Chesler DA, Weisskoff RM, et al. MR perfusion studies with T x -weighted echo-planar imaging, Magn. Reson. Med. 34 (1995) 878-887" can also saturate be used.
  • the signal intensity in the recorded layer changes due to the preparation if liquid moves from the preparation area into the recorded layer.
  • the blood between the preparation zone and the measuring zone i.e. the recorded layer, cover a distance of several millimeters, which is due to the spatial excitation behavior of the usual preparation and detection high-frequency pulses.
  • the problem here is that the relaxation processes almost completely abolish the magnetic properties (nuclear magnetization) of the blood indicated by the preparation within a few seconds. Since blood in the microscopic vessels is slow, i.e. at a speed between approx. 0.2 mm / sec. and 1 mm / sec. moved, the sensitivity of the methods described is very low and the faster blood flow in the somewhat larger vessels is measured rather than the blood flow in the microscopic capillaries.
  • the invention has the task of proposing a method and a device for the representation of a fluid perfusion by means of nuclear magnetic resonance, which on the one hand do not require any contrast agents and on the other hand enables a higher sensitivity of the measurement signal to the perfusion to be measured, which on the one hand shortens the measuring times and on the other hand reduces the influence of errors.
  • the invention is characterized in that the preparation zone or the measurement zone are structured in such a way that the transition area between the preparation zone and the measurement zone has a surface-enlarging structure.
  • a surface-enlarging structure considerably increases the volume of the fluid to be measured, perfused from the preparation zone into the measuring zone through the transition area per unit of time. This in turn means that a sufficient fluid flow has flowed from the preparation zone into the measurement zone in a significantly shorter time to enable measurement with a significant measurement signal.
  • the measurement can also take place in a time interval in which the effect of the Tl relaxation does not yet have a significant effect on the signal strength.
  • the shortening of the time interval between preparation and measurement also influences the sensitivity of the measurement method according to the invention or the corresponding device.
  • the structure of the preparation zone and / or the measurement zone is periodically formed at least in the direction of perfusion.
  • a multiplication effect can be achieved with regard to the volume perfused per time unit from a preparation layer into a measuring layer and thus a significant increase in the measuring sensitivity.
  • no overlap area is provided between the preparation zone and the measuring zone.
  • Both the preparation zone and the measurement zone are shaped in such a way that the high-frequency pulses used for the preparation or for the measurement have a frequency response corresponding to the structure of the preparation zone or the measurement zone.
  • This frequency response is combined with a gradient field, as is the case for imaging methods Magnetic resonance imaging is common, mapped into a location structure in which preparation or measurement is carried out.
  • Overlap areas result from the fact that the frequency distribution in the high-frequency pulses cannot be designed to be sharply rectangular with ideal vertical flanks, but rather that a peak form is formed in the manner of a Gaussian curve with corresponding widenings in the foot area.
  • the individual frequency intervals In order to avoid an overlap area, the individual frequency intervals must either be spaced apart or the slope of the edges increased. The smaller the overlap area between the preparation zone and the measurement zone, the less the influence of any stationary protons that are in this overlap area and contribute to the measurement signal without perfusion.
  • the frequency bands are arranged as narrowly and closely as possible, since the distance between the frequency bands in connection with the associated gradient field defines the boundary area between the preparation zone and the measurement zone and thus the flow path for the fluid to be measured ,
  • the smaller the flow path the faster and the more sensitive the perfusion can be determined in the way according to the invention.
  • the high-frequency pulse sequence used for the preparation is adapted to the desired shape of the preparation zone in order to excite the desired magnetization in the preparation zone.
  • the high-frequency pulse sequence used for the measurement value acquisition is preferably operated in the measurement zone.
  • the design of the associated gradient field is of great importance for the Structuring of the preparation zone or the measuring zone, so that the gradient field is also advantageously adapted for realizing the desired shape.
  • a plurality of high-frequency pulses are used both for the realization of the preparation zone and for the measurement zone, the total area of all lamellae of the layer structure and the shape of the envelope curve due to the shape of the individual pulses Amplitudes of the individual impulses are formed into individual layers or lamellae.
  • the dependence of the shape of individual lamellae on the shape of the envelope curve and the overall structure of individual pulses has been shown in experiments in the development of the invention.
  • the measurement value acquisition in the measurement zone can be carried out, for example, by an inversion measurement, as is known and widely used both in spectroscopy and in imaging methods.
  • an inversion measurement as is known and widely used both in spectroscopy and in imaging methods.
  • this measurement method at least two consecutive pulse trains are with and once without Inversion required to obtain the relevant data by subtracting the measured values. This results, on the one hand, in a corresponding expenditure of time and, on the other hand, in error sources due to the time offset between the two measurements on the one hand and due to the large relative errors in relation to the remaining measured value which arise during subtraction.
  • Measurement is therefore preferably carried out according to the invention with a spin echo method or with a stimulated spin echo method, the desired measurement signals being obtained with a pulse train.
  • the excitation of the transverse magnetization is carried out selectively in the preparation zone.
  • the rephasing which is usually caused by a so-called 180 ° pulse, is then carried out selectively in the measuring zone. This method ensures that only material perfused from the preparation zone into the measurement zone contributes to the measurement signal, since only those spins to the measurement signal in the measurement zone are rephased that have previously been dephased in the preparation zone.
  • the stimulated spin echo technique in turn works selectively with the excitation of the transverse magnetization in the preparation zone with a suitable gradient dephasing.
  • this transverse magnetization is at least partially converted into longitudinal magnetization.
  • the transverse magnetization is recovered by a pulse sequence that is only effective in the measuring zone and is rephased or refocused by a suitable gradient field.
  • stationary material cannot contribute to the measurement signal, since only the spin systems selectively excited in the preparation zone contribute to the measurement signal can be rephased in the measuring zone.
  • This stimulated spin echo technology has the advantage that no relaxation of the transverse magnetization can take place during the time in which the excited transverse magnetization is converted into longitudinal magnetization.
  • the time available for perfusion from the preparation zone into the measuring zone is increased by this time offset from the reorientation in the transverse magnetization in longitudinal magnetization to the reorientation and transverse magnetization, so that the sensitivity to slower perfusion processes is increased.
  • the measurements mentioned can be used for imaging processes or also for spectroscopic processes.
  • the signals can be read out and the location encoded in imaging or spectroscopy can be carried out using customary methods.
  • the shape and / or direction of the interfaces between the preparation zone and the measurement zone are modified, for example, by gradient fields that are variable in time and / or space during exposure to high frequency or between several high frequency pulses.
  • the spatial orientation of the perfusion can be dealt with and the measurement can then be adapted.
  • Adaptation to functional changes in perfusion under any external or internal influences is possible. For example, triggering the measurement on organ movements of moving organs, for example an EKG trigger, is possible in order to determine the perfusion correlation with the heart action.
  • the flow velocities and / or the flow directions are determined.
  • the measurement can also be carried out by recording one or more spectra, with the spatial selection of the total volume or partial volumes examined using customary methods or by the frequency properties of the high-frequency pulses.
  • a device for performing the perfusion measurements described above essentially consists of the devices commonly used for magnetic resonance imaging. Deviating from this, the control units are now provided with a control module, by means of which the locally selective preparation and the locally selective measurement value acquisition are carried out by appropriate targeted activation of the gradient coils or the high-frequency generators to excite the magnetization.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a preparation and measurement zone with indicated blood vessels
  • FIG. 2 shows various diagrams assigned to one another to illustrate how locally selective preparation zones or measurement zones can be implemented
  • FIG. 3 shows a further embodiment for generating locally selective preparation or measurement zones
  • FIG. 1 schematically shows a body area 1 which illustrates the branching of blood vessels from a vein 2 into finely branched capillaries 3.
  • a layer structure of differently hatched preparation lamellae 5 and measurement lamellae 6 is shown over a measurement area 4.
  • the total number of all preparation lamellae 5 form the preparation zone 7, while the total of all measurement lamellae 6 form the measurement zone 8.
  • FIG. 2 illustrates how the layer structure of the measuring area 4 can be realized.
  • a high-frequency pulse train RF is plotted on a time axis T.
  • the course of a gradient field over time is shown in the diagram below on the same time scale. It can be seen that the gradient field is switched on during the duration of the pulse train RF and is subsequently reversed for a certain time.
  • the polarity reversal serves to rephase the transverse magnetization of spin systems that have been excited and dephased during the duration of the positive gradient field.
  • Figure 3 is another embodiment with a alternately polarized pulse train shown.
  • the lower diagram of FIG. 3 shows the frequency spectrum associated with this pulse train for inversion of a longitudinal magnetization.
  • a rake-like or comb-like structure can be seen, which, in conjunction with the gradient field, leads to a layer structure in which the resonance conditions are fulfilled by the frequency spectrum shown.
  • the same properties can also be used for rephasing transverse magnetization.
  • the two pulse trains shown merely represent examples of possible pulse trains by means of which an area-enlarging structure can be implemented using the example of a layer structure of the preparation zone 7 or the measurement zone 8 with preparation lamellae 5 and measurement lamellae 6.
  • the shape of the individual lamellae 5, 6 is characterized in both cases by the shape of the envelope of the pulse trains, while the complete measuring range 4 or the complete preparation one 7 or measuring zone 8 is characterized by the envelope of the individual high-frequency pulses.
  • Block diagram 4a shows the course of a measurement according to the so-called inversion recovery principle.
  • This will start with an inversion I is excited in which the longitudinal magnetization is selectively rotated for the preparation zone 7 by 180 °.
  • a transit time TI is then waited, within which the blood to be measured can perfuse from the preparation zone 7 into the measuring zone 8.
  • Now there is an excitation A with a so-called 90 ° pulse selectively for the measuring zone 8.
  • the signal recording S is optionally carried out using a customary method for spatial coding, provided an imaging method is provided.
  • Figure 4b shows the course of the spin echo principle.
  • excitation A is carried out in preparation zone 7 with the aid of a so-called 90 ° pulse.
  • the resulting transverse magnetization which is initially in phase, dephases due to the prevailing gradient field.
  • y 2 TE where TE corresponds to the time between the excitation pulse A and the signal pickup S
  • a 180 ° pulse R is irradiated for the re-phasing in a location-selective manner for the measuring zone 8.
  • a spin echo signal is achieved in a known manner after a time interval of again y 2 TE, which can be recorded as signal S with the aid of customary methods for spatial coding.
  • FIG. 4c shows the process sequence according to the so-called stimulated spin ec principle.
  • a 90 ° excitation pulse A is generated selectively for the preparation zone 7.
  • the magnetization is then influenced with a further 90 ° pulse B in the entire measuring range 4.
  • the 90 ° pulse R is generated after a transit time T, within which the blood to be detected from the preparation zone 7 into the Measuring zone 8 is perfused.
  • the 90 ° pulse R acts selectively in the measuring zone 8 and leads to a selective signal of nuclear spins which all three pulses have experienced.
  • a spin echo signal is again measurable, which is accessible in a known manner, coded in a location, to a signal pickup S.
  • the stimulated spin-echo principle according to FIG. 4c has the advantage that the transit time for the blood to be detected is extended from the preparation zone 7 into the measuring zone 8, so that blood that flows more slowly, for example in capillaries, can also be measured.
  • a complete perfusion examination can be carried out as follows, for example.
  • one or more conventional magnetic resonance imaging images are used to create an overview image for the localization of the tissue areas to be examined more closely.
  • Conventional magnetic resonance imaging images can then be created for the precise anatomical representation of the tissue region to be examined. After identifying suitable areas of investigation for the
  • Perfusion display can then be used to obtain perfusion images or spectra in accordance with one of the aforementioned exemplary embodiments.
  • the described embodiments only represent the possibility of realizing the invention is an example. What is essential in the invention is the strict spatial separation of the preparation zone 7 from the measurement zone 8, wherein only fluid, for example blood, is detected in the measurement zone 8, which in a transit time TI from the preparation zone 7 into the Measuring zone 8 is perfused.
  • the strengthening of the measurement sensitivity by the area-enlarging structure of the preparation zone 7 or the measurement zone 8 also enables the measurement of the perfusion in very narrow capillary vessels in which the perfusion speed is correspondingly low.

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Abstract

Es wird ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Darstellung einer Fluidperfusion mittels Kernspinresonanz vorgeschlagen, die kein Kontrastmittel erfordern und eine höhere Empfindlichkeit des Messsignals gegenüber bekannten Verfahren ohne Kontrastmittel bewirken. Dies wird erfindungsgemäss dadurch erreicht, dass der Übergangsbereich zwischen einer präparationszone (7) und einer Messzone (8) eine flächenvergrössrnde Struktur (5,6) aufweist.

Description

"Verfahren und Vorrichtung zur Darstellung einer Fluidperfusion"
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Darstellung einer Fluidperfusion mittels Kernspinresonanz nach dem Oberbegriff der Ansprüche 1 und 22.
Die Darstellung einer Fluidperfusion ist im medizinischen Bereich insbesondere zur Bestimmung der Gewebedurchblutung im Körperinneren eines menschlichen Körpers von Bedeutung. Die Blutversorgung durch kleine Arterien, Arteriolen und Kapillaren sowie der Abtransport in Venolen und Venen ist für die Charakterisierung in der medizinischen Diagnostik sehr wichtig, ist bislang jedoch einer direkten Darstellung durch die üblichen bildgebenden Verfahren nicht zugänglich, da die genannten Gefäße mit einem Kaliber im Submillimeterbereich deutlich unter der Auflösungsgrenze der derzeit in Gebrauch befindlichen Geräte liegen.
Bislang sind Verfahren mit Hilfe von Kontrastmitteln zur Darstellung einer Gewebedurchblutung bekannt geworden. Derartige Kontrastmittel werden mit dem Blut zu den Geweben transportiert und führen dort zu Veränderungen der mit herkömmlichen bildgebenden Verfahren erzeugten Aufnahmen. Hierdurch kann indirekt auf die Durchblutung der Gewebe geschlossen werden. Diese Vorgehensweise ist auch in der Kernspintomografie am Menschen bekannt. Der kontrastverstärkende Effekt ist durch eine Verkürzung der sogenannten Tl-Relaxationszeit verursacht, die eine charakteristische Größe für die Dauer der Wiederherstellung der Gleichgewichtslage der Längsmagnetisierung nach einer Hochfrequenzanregung des entsprechenden Spin-Systems darstellt, wie beispielsweise in der Literaturstelle "Claussen C, Laniado M, Kazner E et al., Application of contrast agents in CT and MRI (NMR) : their potential in imaging of brain tumors. Neuroradiology 27 (1984) 164 bis 171" beschrieben. Auch paramagnetische
Kontrastmittelwirkungen, wie in "Virlinger A, Rosen BR, Belliveau JW, et al. Dynamic imaging with lanthanide chelates in normal brain: contrast due to magnetic susceptibility effects, Magn. Reson. Med. 6 (1988) 164 - 174" beschrieben, können bei Untersuchungen unklarer Gewebeveränderungen zur Perfusionsdiagnostik angewandt werden.
Nachteilig bei Verfahren auf der Grundlage von Kontrastmittel ist die Notwendigkeit, die Patienten zumindest venös zu punktieren, um Ihnen den Kontraststoff zu verabreichen. Der Kontraststoff verursacht darüber hinaus hohe Kosten und birgt die Gefahr unerwünschter Nebenwirkungen. Darüber hinaus erschwert die Verabreichung von Kontrastmitteln Messungen mit einer schnellen zeitlichen Abfolge zur Darstellung von äußeren Einwirkungen auf die Durchblutung aufgrund der relativ langsamen Ausscheidung derartiger Kontrastmittel.
Seit einigen Jahren wird bereits über Messmethoden zur Bestimmung der mikroskopischen Gewebedurchblutung ohne Kontrastmittel berichtet (vgl. "Detre JA, Leigh JS, Williams DS, Köretsky AP, Perfusion imaging, Magn. Reson. Med. 23 (1992) 37 - 45". Die bisherigen Ansätze erlauben jedoch nur eine sehr geringe Ortsauflösung bei sehr langer Messzeit, was die Anwendbarkeit sehr einschränkt .
Die bekannten Methoden arbeiten mit einer Präparation der Magnetisierung des Blutes außerhalb einer aufgenommenen Schicht. Diese aufgenommene Schicht ist bei allen bisher vorgestellten Methoden in sich kompakt. Es ist erforderlich, dass Blut von außerhalb in diese Schicht eindringt. In der oben genannten Literaturstelle wird dabei kontinuierlich Hochfrequenz zur Sättigung des neben der untersuchten Schicht vorbeifließenden Blutes eingestrahlt. Auch gepulste Hochfrequenzeinstrahlung (vgl. "Kwong KK, Chesler DA, Weisskoff RM, et al. MR perfusion studies with Tx-weighted echo-planar imaging, Magn. Reson. Med. 34 (1995) 878-887") kann zur Sättigung verwendet werden. Die Signalintensität in der aufgenommenen Schicht ändert sich durch die Präparation, falls sich Flüssigkeit vom Präparationsgebiet in die aufgenommene Schicht bewegt .
Um überhaupt sichtbar zu werden, muss das Blut zwischen der Präparationszone und der Messzone, d.h. der aufgenommenen Schicht, eine Distanz von mehreren Millimetern zurücklegen, was durch das räumliche Anregeverhalten der üblichen Präparations- und Detektions-Hochfrequenzpulse bedingt ist.
Problematisch hierbei ist, dass die Relaxationsprozesse innerhalb weniger Sekunden zu einer fast vollständigen Aufhebung der durch die Präparation indizierten magnetischen Eigenschaften (Kernmagnetisierung) des Blutes sorgen. Da sich Blut in den mikroskopischen Gefäßen nur langsam, d.h. mit einer Geschwindigkeit zwischen ca. 0,2 mm/sec. und 1 mm/sec. bewegt, ist die Sensitivität der beschriebenen Methoden sehr gering und es wird eher der schnellere Blutfluss in den etwas größeren Gefäßen erfasst als der Blutfluss in den mikroskopischen Kapillaren.
Auch die Möglichkeiten zur Aufnahme mehrerer Schichten wurden bereits diskutiert, wobei hierbei in kurzen Zeitabständen sowohl eine kontinuierliche Hochfrequenzeinstrahlung (PCT/US 99/08087) als auch gepulste Einstrahlung für die Präparation erwähnt wird (vgl. "Kim SG, Tsekos NV, Perfusion imaging by a flow-sensitive alternating inversion recovery (FAIR) technique: application to functional brain imaging, Magn. Reson. Med. 37 (1997) 425 - 435" und "Edelman RR, Chen Q. EPISTAR MRI: Multislice mapping of cerebral blood flow, Magn. Reson. Med. 40 (1998) 800 - 805").
Die oben angeführten Verfahren mit voneinander separater Reparationszone und Messzone haben den Nachteil, dass für einen signifikanten Einfluss der Perfusion auf das gemessene Signal Flüssigkeitsanteile von der Präparationszone in die Messzone wechseln müssen. Da der zu erfassende kapillare Blutfluss in der Regel mit einer Geschwindigkeit kleiner als 0,5 mm/sec stattfindet, müssen bei den bisherigen Verfahren lange Transitzeiten in der Größenordnung der sogenannten Tl- Relaxationszeit des Blutes in Kauf genommen werden, was zu einer deutlichen Verkleinerung des messbaren Signaleffekts führt. Diese Verfahren zeigen daher eine geringe Empfindlichkeit .
Weiterhin wurde zur Bestimmung des Fluidflusses in großen Gefäßen bereits ein Messverfahren vorgeschlagen, bei dem durch eine geeignete Pulsfolge einzelne aufeinanderfolgende, voneinander beabstandete Schichten in die Sättigung gebracht werden. Nach einer gewissen Zeit wird durch eine entsprechend Impulsfolge in den zuvor gesättigten Schichten eine Messung durchgeführt, zu deren Signal hauptsächlich die Spins von in die zuvor gesättigten Bereiche perfundierter Flüssigkeit beitragen sollen. Diese Messmethode hat jedoch bei mikroskopischen Perfusionsmessungen den Nachteil, dass trotz der zur Präparation durchgeführten Sättigung immer Beiträge von stationärem Gewebe in die Messung einfließen. Bei allen bisherigen Methoden müssen darüber hinaus zur Visualisierung des messbaren Effekts zwei Aufnahmen (mit und ohne Präparation bzw. mit zwei verschiedenen Präparationen) erfasst und voneinander subtrahiert werden. Da die Signaldifferenz zwischen diesen beiden Messungen relativ gering im Vergleich zum Gesamtsignal ist, ergeben sich hierbei große relative Fehler der Signaldifferenz und schon kleine Instabilitäten der Messgeräte oder geringe Bewegungen der untersuchten Patienten führen zu deutlichen Verfälschungen der Messergebnisse.
Ausgehend von einem Stand der Technik der oben angeführten Art hat die Erfindung die Aufgabe, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Darstellung einer Fluidperfusion mittels Kernspinresonanz vorzuschlagen, die zum einen keine Kontrastmittel erfordern und zum anderen eine höhere Empfindlichkeit des MessSignals auf die zu messende Perfusion ermöglicht, wodurch zum einen die Messzeiten verkürzt und zum andern die Fehlereinflüsse reduziert werden.
Diese Aufgabe wird bei einem Verfahren und einer Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff der Ansprüche 1 und 22 durch die kennzeichnenden Merkmale dieser Ansprüche gelöst.
Durch die in den Unteransprüchen genannten Maßnahmen sind vorteilhafte Ausführungen und Weiterbildungen der Erfindung möglich.
Dementsprechend zeichnet sich die Erfindung dadurch aus, dass die Präparationszone bzw. die Messzone dergestalt strukturiert werden, dass der Übergangsbereich zwischen der Präparationszone und der Messzone eine flächenvergrößernde Struktur aufweist. Durch eine derartige flächenvergrößernde Struktur wird das von der Präparationszone in die Messzone durch den Übergangsbereich pro Zeiteinheit perfundierte Volumen des zu messenden Fluids erheblich vergrößert. Dies wiederum bedeutet, dass in deutlich kürzerer Zeit eine ausreichende Fluid enge von der Präparationszone in die Messzone geflossen ist, um eine Messung mit signifikantem Messsignal zu ermöglichen. Durch die Verkürzung der Perfusionszeit zwischen Präparation und Messung kann die Messung zudem in einem Zeitintervall stattfinden, in dem sich der Effekt der Tl-Relaxation noch nicht in wesentlichem Umfang auf die Signalstärke auswirkt. Neben der deutlichen Vergrößerung des pro Zeiteinheit perfundierten Fluids beeinflusst auch die Verkürzung des Zeitintervalls zwischen Präparation und Messung die Empfindlichkeit des erfindungsgemäßen MessVerfahrens bzw. der entsprechenden Vorrichtung.
In einer bevorzugten Weiterbildung der Erfindung wird die Struktur der Präparationszone und/oder der Messzone zumindest in Perfusionsrichtung periodisch ausgebildet. Mit einer derartigen Struktur, die in einer besonderen Ausführungsform in Form eines Schichtaufbaus realisierbar ist, lässt sich ein Vervielfältigungseffekt im Hinblick auf das pro Zeiteinheit von einer Präparationsschicht in eine Messschicht perfundierten Volumens und somit eine deutliche Steigerung der Messempfindlichkeit erzielen.
Andere grenzflächenvergrößernden Strukturen wären beispielsweise in Zickzack-Form, Mäanderform oder auch Spiralform denkbar.
In einer weiteren besonders vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung wird kein Überlappbereich zwischen Präparationszone und Messzone vorgesehen. Sowohl die Präparationszone als auch die Messzone werden dadurch geformt, dass die zur Präparation bzw. zur Messung verwendete Hochfrequenzimpulse einen dem Aufbau der Präparationszone bzw. der Messzone entsprechenden Frequenzgang aufweist. Dieser Frequenzgang wird in Verbindung mit einem Gradientenfeld, wie es für bildgebende Verfahren in der Magnetresonanztomografie üblich ist, in eine Ortstruktur abgebildet, in der präpariert bzw. gemessen wird. Überlappbereiche ergeben sich dabei dadurch, dass die Frequenzverteilung in den HochfrequenzImpulsen nicht scharf rechteckig mit idealen senkrechten Flanken ausgebildet werden kann, sondern dass sich eine Peakfor nach Art einer Gausskurve mit entsprechenden Verbreiterungen im Fußbereich ausbildet. Um einen Überlappbereich zu vermeiden, müssen dementsprechend die einzelnen FrequenzIntervalle entweder voneinander beabstandet oder die Steilheit der Flanken erhöht werden. Je kleiner der Überlappungsbereich zwischen Präparationszone und Messzone ist, umso weniger ist der Einfluss etwaiger stationärer Protonen, die sich in diesem Überlappbereich befinden und ohne Perfusion zum Messsignal beitragen.
Für die Erfassung der Perfusion ist es hierbei von besonderem Vorteil, die Frequenzbänder möglichst schmal und dicht beieinander anzuordnen, da durch den Abstand der Frequenzbänder in Verbindung mit dem zugehörigen Gradientenfeld der Grenzbereich zwischen Präparationszone und Messzone und somit die Fließstrecke für das zu messende Fluid festgelegt wird. Je kleiner die Fließstrecke ist, umso schneller und umso empfindlicher kann auf dem erfindungsgemäßen Weg die Perfusion bestimmt werden.
Wie bereits oben angedeutet, wird zur Realisierung der Struktur der Präparationszone die zur Präparation verwendete Hochfrequenzimpulsfolge zur Anregung der gewünschten Magnetisierung in der Präparationszone an die gewünschte Form der Präparationszone angepasst. In entsprechender Weise wird vorzugsweise mit der zur Messwerterfassung verwendeten Hochfrequenzimpulsfolge in der Messzone verfahren.
Wie ebenfalls bereits oben angedeutet, ist die Gestaltung des zugehörigen Gradientenfeldes von großer Bedeutung für die Strukturierung der Präparationszone bzw. der Messzone, so dass auch das Gradientenfeld für die Verwirklichung der gewünschten Form vorteilhafterweise angepasst wird.
In einer besonderen Ausführungsform der Erfindung in einem Schichtaufbau von alternierenden Präparations- und Messzonen, werden mehrere Hochfrequenzimpulse sowohl für die Realisierung der Präparationszone als auch der Messzone verwendet, wobei durch die Form der Einzelimpulse der Gesamtbereich aller Lamellen des Schichtaufbaus und durch die Form der Hüllkurve der Amplituden der Einzelimpulse einzelne Schichten oder Lamellen geformt werden. Die Abhängigkeit der Form einzelner Lamellen von der Form der Hüllkurve sowie der Gesamtstruktur von Einzelimpulsen hat sich in Experimenten bei der Entwicklung der Erfindung gezeigt .
Weiterhin ist es von Vorteil, eine ungerade Anzahl von Impulsen für eine Impulsfolge zu verwenden. Hierdurch lässt sich eine sehr gute Lamellenstruktur im Frequenzraum mit fast konstanter Phasenlage der Signale aus den Lamellen aufbauen, die in Verbindung mit einem entsprechenden Gradientenfeld zur entsprechenden ortselektiven Praparation führt.
Weiterhin hat es sich als vorteilhaft erwiesen, bei einem lamellenartigen Aufbau zwischen alternierenden Präparationszonen und Messzonen jeweils gleicher Breite die Impulsfolgen für die Messung in der Messzone gegenüber der Impul zone für die Praparation der Präparationszone mit einem veränderten Phasenzyklus der Einzelpulse auszugestalten.
Erfindungsgemäß kann die Messwerterfassung in der Messzone beispielsweise durch eine Inversionsmessung vorgenommen werden, wie sie sowohl in der Spektroskopie als auch bei bildgebenden Verfahren bekannt und vielfach verwendet ist. Bei dieser Messmethode sind mindestens zwei aufeinanderfolgende Impulszüge einmal mit und einmal ohne Inversion erforderlich, um durch Subtraktion der Messwerte die relevanten Daten zu erhalten. Hierdurch ergibt sich zum einen ein entsprechender Zeitaufwand und zum andern Fehlerquellen durch den Zeitversatz zwischen beiden Messungen einerseits und durch die bei der Subtraktion entstehenden großen relativen Fehler im Verhältnis zum verbleibenden Messwert andererseits .
Vorzugsweise wird daher erfindungsgemäß mit einer Spinechomethode bzw. mit einer stimulierten Spinechomethode gemessen, wobei die gewünschten Messsignale mit einem Impulszug zu erhalten sind.
Bei der Spinechomethode wird die Anregung der transversalen Magnetisierung selektiv in der Präparationszone vorgenommen. Die Rephasierung, die üblicherweise durch einen sogenannten 180°-Impuls bewirkt wird, erfolgt anschließend selektiv in der Messzone. Mit dieser Methode wird sichergestellt, dass ausschließlich aus der Präparationszone in die Messzone perfundiertes Material zum Messsignal beiträgt, da nur solche Spins zum Messsignal in der Messzone rephasiert werden, die zuvor entsprechend in der Präparationszone dephasiert sind.
Die stimulierte Spinechotechnik arbeitet wiederum selektiv mit der Anregung der transversalen Magnetisierung in der Präparationszone mit einer geeigneten Gradientendephasierung. Mit Hilfe des bei der stimulierten Spinechomethode üblichen 90°-Impulses, der sowohl in der Präparationszone als auch in der Messzone wirkt, wird diese transversale Magnetisierung zumindest teilweise in Längsmagnetisierung überführt. Nach, einem entsprechenden Zeitintervall wird durch eine nur in der Messzone wirksamen Pulsfolge die transversale Magnetisierung zurückgewonnen und durch ein geeignetes Gradientenfeld rephasiert bzw. refokussiert . Auch hier kann stationäres Material nicht zum Messsignal beitragen, da nur die selektiv in der Präparationszone angeregten Spinsysteme zum Messsignal in der Messzone rephasiert werden können. Diese stimulierte Spinechotechnik hat den Vorteil, dass während der Zeit, in der die angeregte Quermagnetisierung in Längsmagnetisierung umgewandelt ist, kein Relaxation der Quermagnetisierung erfolgen kann. Die Zeit, die zur Perfusion von der Präparationszone in die Messzone zur Verfügung steht, wird durch diesen Zeitversatz von der Umorientierung in der Quermagnetisierung in Längsmagnetisierung bis zur Rückorientierung und Quermagnetisierung vergrößert, so dass. die Empfindlichkeit gegenüber langsameren PerfusionsVorgängen gesteigert wird.
Die genannten Messungen können für bildgebende Verfahren oder auch für spektroskopische Verfahren eingesetzt werden. Das Auslesen der Signale sowie die Ortskodierung bei der Bildgebung oder der Spektroskopie kann nach üblichen Verfahren erfolgen.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung wird mit mehreren Gruppen von Präparationszonen und Messzonen gearbeitet, um simultan unterschiedliche Körperbereiche zu erfassen. Auch sogenannte Mehrschicht (multi slice) Verfahren mit sequentiellem oder verschachteltem (inter leaf) Ablauf können bei einer erfindungsgemäßen Perfusionsmessung vorgenommen werden.
In einer weiteren besonderen Ausführungsform der Erfindung werden die Grenzflächen zwischen der Präparationszone und der Messzone beispielsweise durch zeitlich und/oder räumlich variable Gradientenfelder während der Hochfrequenzeinwirkung oder zwischen mehreren Hochfrequenzimpulsen in ihrer Form und/oder Richtung modifiziert. Durch eine derartige zeitlich variabler dynamische Formgebung der Präparations- und/oder Messzone kann auf die räumliche Orientierung der Perfusion eingegangen und die Messung daraufhin angepasst werden. Es ist eine Anpassung auf funktionelle Änderung der Perfusion unter beliebigen äußeren oder inneren Einwirkungen möglich. In Frage kommt hierbei beispielsweise die Triggerung der Messung an Organbewegungen bewegter Organe, z.B. eine EKG- Triggerung, um die Perfusionskorrelation mit der Herzaktion zu bestimmen.
Weiterhin können vorteilhafterweise, z.B. durch Kombination mehrere Messungen mit unterschiedlichen Aufnahmeparametern (Impulsfolgen, Gradientenfeldern, usw.), die Flussgeschwindigkeiten und/oder die Flussrichtungen bestimmt werden.
Wie bereits oben angedeutet, kann außer einer üblichen bildlich/räumlichen Darstellung die Messung auch durch Aufnahme eines oder mehreren Spektren erfolgen, wobei die räumliche Selektion des untersuchten Gesamtvolumens oder von untersuchten Teilvolumina nach üblichen Verfahren oder auch durch die Frequenzeigenschaften der Hochfrequenzimpulse erfolgen kann.
Eine Vorrichtung zur Durchführung der vorbeschriebenen Perfusionsmessungen besteht im Wesentlichen aus den vielfach gebräuchlichen Geräten zur Magnetresonanztomografie. Abweichend hiervon sind die Steuereinheiten nunmehr mit einem Steuerungsmodul versehen, mittels der die lokalselektive Praparation und die lokalselektive Messwerterfassung durch entsprechende gezielte Ans euerung der Gradientenspulen bzw. der Hochfrequenzgeneratoren zur Anregung der Magnetisierung erfolgt.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der Zeichnung dargestellt und wird anhand der Figuren nachfolgend näher erläutert . im Einzelnen zeigen
Figur 1 eine schematische Darstellung einer Präparations- und Messzone mit angedeuteten Blutgefäßen,
Figur 2 verschiedene, einander zugeordnete Diagramme zur Veranschaulichung, wie lokalselektive Präparationszonen bzw. Messzonen realisierbar sind,
Figur 3 eine weitere Ausführungsform zur Erzeugung lokal selektiver Präparations- bzw. Messzonen und
Figur
4a - 4c Blockdiagramme für drei unterschiedliche Messprinzipien.
In Figur 1 ist schematisch ein Körperbereich 1 dargestellt, der die Verzweigung von Blutgefäßen aus einer Ader 2 in fein verästelte Kapillaren 3 veranschaulicht. Über einen Messbereich 4 ist ein Schichtaufbau von unterschiedlich schraffierten Präparationslamellen 5 und Messlamellen 6 dargestellt. Die Gesamtanzahl aller Präparationslamellen 5 bilden die Präparationszone 7, während die Gesamtheit aller Messlamellen 6 die Messzone 8 bilden.
In dem Diagramm gemäß Figur 2 ist veranschaulicht, wie der Schichtaufbau des Messbereichs 4 realisierbar ist. I obersten Diagramm ist auf einer Zeitachse T ein Hochfrequenzimpulszug RF aufgetragen. Auf der gleichen Zeitskala ist im Diagramm darunter der zeitliche Verlauf eines Gradientenfeldes dargestellt. Es ist erkennbar, dass das Gradientenfeld während der Dauer des Impulszuges RF eingeschaltet ist und anschließend für eine gewisse Zeit umgepolt wird. Die Umpolung dient der Rephasierung der Quermagnetisierung von Spinsystemen, die während der Dauer des positiv eingeschalteten Gradientenfeldes angeregt und dephasiert wurden.
Die Fouriertransformation des Impulszuges bzw. die Berechnung auf Basis der Bloch' sehen Gleichungen während des eingeschalteten Gradientenfeldes zeigt die dadurch erzeugte Quermagnetisierung Mx relativ zur
Gleichgewichtsquermagnetisierung M0 als FrequenzSpektrum unterhalb des Zeitdiagramms für das Gradientenfeld.
Die rechen- bzw. kammartige Struktur dieses FrequenzSpektrums wird durch das Vorliegen des Gradientenfelds abgebildet auf eine entsprechende lokale Struktur, in der Spins durch den zugehörigen Impulszug angeregt werden. Da die Lamorfrequenz der jeweiligen Spins unmittelbar proportional zum Magnetfeld am Ort des Spins ist und die Anregung einer Präzession in Form einer Resonanz auf diese Frequenzen stattfindet, ergibt sich bei Einstrahlung dieses Impulszugs eine Anregung jeweils innerhalb der Schichten, indem im dargestellten FrequenzSpektrum eine Frequenz der Lamorfrequenz abhängig vom Magnetfeld, das durch das Gradientenfeld beeinflusst ist, vorliegt. Somit ergibt sich mit der Einstrahlung beispielsweise einer Impulsfolge RF gemäß Figur 2 bei gleichzeitigem Gradientenfeld ein Schichtaufbau, in dem die dargestellten Frequenzen zur Quermagnetisierung die Resonanzbedingungen erfüllen.
In Figur 3 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel mit einer alternierend gepolten Impulsfolge dargestellt. Im unteren Diagramm von Figur 3 ist das diesem Impulszug zugehδrende FrequenzSpektrum zur Inversion einer Längsmagnetisierung dargestellt. Auch hier ist wiederum eine rechen- bzw. kammartige Struktur erkennbar, die in Verbindung mit dem Gradientenfeld zu einem Schichtaufbau führt, in dem die Resonanzbedingungen durch das dargestellte Frequenzspektrum erfüllt sind. Dieselben Eigenschaften können auch für die Rephasierung von Quermagnetisierung verwendet werden.
Hinzuzufügen ist zur Ausführung gemäß Figur 3, dass eine Umpolung des Gradientenfeldes bei der Betrachtung der Längsmagnetisierung nicht erforderlich ist, da eine Dephasierung bzw. die daraus entstehende Phasenverteilung keinen Einfluss auf die Längsmagnetisierung hat.
Die beiden dargestellten Impulszüge stellen lediglich Beispiele für mögliche Impulszüge dar, mittels denen eine flächenvergrößernde Struktur am Beispiel eines Schichtaufbaus der Präpara ionszone 7 bzw. der Messzone 8 mit Präparationslamellen 5 und Messlamellen 6 realisierbar ist.
Die Form der einzelnen Lamellen 5, 6 wird in beiden Fällen durch die Form der Einhüllenden der Impulszüge geprägt, während der komplette Messbereich 4 bzw. die vollständige Präparations one 7 oder Messzone 8 durch die Einhüllende der einzelnen Hochfrequenzpulse charakterisiert ist.
Mit der erfindungsgemäßen Praparation einer Präparationszone 7 bzw. einer zugehörigen Messzone 8 kann mit bekannten bildgebenden oder spektroskopischen Messverfahren gearbeitet werden. Das Blockdiagramm gemäß Figur 4 veranschaulicht drei verschiedene Möglichkeiten derartiger Messprinzipien.
Das Blockdiagramm 4a zeigt den Ablauf einer Messung nach dem sogenannten Inversion-Recovery-Prinzip. Hierbei wird zunächst eine Inversion I angeregt, in der die Längsmagnetisierung selektiv für die Präparationszone 7 um 180° gedreht wird. Anschließend wird eine Transitzeit TI abgewartet, innerhalb der das zu messende Blut aus der Präparationszone 7 in die Messzone 8 perfundieren kann. Nun erfolgt eine Anregung A mit einem sogenannten 90°-Impuls selektiv für die Messzone 8. Im Anschluss hieran erfolgt die Signalaufnahme S gegebenenfalls unter Anwendung eines üblichen Verfahrens zur Ortskodierung, sofern ein bildgebendes Verfahren vorgesehen ist.
Bei diesem Messprinzip müssen zwei Messungen, einmal mit und einmal ohne Inversion I durchgeführt werden, um durch Subtraktion die für die Perfusion signifikanten Daten zu erhalten.
Figur 4b zeigt den Ablauf des Spinechoprinzips. Zunächst wird eine Anregung A in der Präparationszone 7 mit Hilfe eines sogenannten 90°-Impulses durchgeführt. Die hierdurch entstehende, zunächst gleichphasige Quermagnetisierung dephasiert aufgrund des herrschenden Gradientenfeldes ortsselektiv. Nach einer Wartezeit von y2 TE (wobei TE der Zeit zwischen dem Anregungsimpuls A und der Signalaufnahme S entspricht) wird ein 180°-Impuls R zur Rephasierung ortselektiv für die Messzone 8 eingestrahlt. Durch diesen 180°-Impuls wird in bekannter Weise ein Spinechosignal nach einem Zeitintervall von erneut y2 TE erzielt, das unter Zuhilfenahme üblicher Verfahren zur Ortskodierung als Signal S aufgenommen werden kann.
Figur 4c zeigt den Verfahrensablauf nach dem sogenannten Stimulierten-Spin-Ec o-Prinzip. Zunächst wird wiederum ein 90°-Anregungsimpuls A selektiv für die Präparationszone 7 erzeugt. Anschließend wird mit einem weiteren 90°-Impuls B im gesamten Messbereich 4 die Magnetisierung beeinflusst. Der 90°-lmpuls R wird nach einer Transitzeit T erzeugt, innerhalb der das zu erfassende Blut aus der Präpartionszone 7 in die Messzone 8 perfundiert ist. Der 90°-Impuls R wirkt selektiv in der Messzone 8 und führt zu einem selektiven Signal von Kernspins, die alle drei Pulse erfahren haben.
Nach der Rephasierung der Quermagnetisierung ist wiederum ein Spinechosignal messbar, das in bekannter Weise ortskodiert einer Signalaufnahme S zugänglich ist.
Das Stimulierte-Spin-Echo-Prinzip gemäß Figur 4c hat den Vorteil, dass die Transitzeit für das zu erfassende Blut von der Präparationszone 7 in die Messzone 8 verlängert ist, s.o dass auch langsamer fließendes Blut, beispielsweise in Kapillaren messbar wird.
Die beiden letztgenannten Messprinzipien gemäß den Figuren 4b und 4c haben darüber hinaus den Vorteil, dass das gewünschte Messergebnis in einem Impulszug zu erhalten ist. Die nach dem Messprinzip gemäß Figur 4a erforderliche Subtraktion zweier Datensätze mit den damit verbundenen Fehlauswirkungen ist nach diesen Messprinzipien unterbunden.
Eine vollständige Perfusionsuntersuchung kann beispielsweise folgendermaßen vorgenommen werden.
Zunächst wird mit Hilfe eines oder mehrere konventioneller Kernspintomografiebilder ein Übersichtsbild zur Lokalisation der genauer zu untersuchenden Gewebebereichen erstellt. Anschließend können konventionelle Kernspintomografiebilder zur genauen anatomischen Darstellung der zu untersuchenden Geweberegion erstellt werden. Nach der Identifizierung geeigneter Untersuchungsbereiche für die
Perfusionsdarstellung kann anschließend die Gewinnung von Perfusionsbildern oder -spektren nach einem der vorgenannten Ausführungsbeispiele vorgenommen werden.
Die beschriebenen Ausführungsbeispiele stellen nur beispielhaft die Möglichkeit zur Verwirklichung der Erfindung dar. Wesentlich bei der Erfindung ist die strikte räumliche Trennung der Präparationszone 7 von der Messzone 8, wobei in der Messzone 8 nur Fluid, z.B. Blut detektiert wird, das in einer Transitzeit TI aus der Präparationszone 7 in die Messzone 8 perfundiert ist. Die Verstärkung der Messempfindlichkeit durch die flächenvergrößernde Struktur der Präparationszone 7 bzw. der Messzone 8 ermöglicht dabei auch die Messung der Perfusion in sehr engen Kapillargefäßen, in denen die Perfusionsgeschwindigkeit entsprechend klein ist.
Bezugszeichenliste:
1 Körperbereich
2 Ader
3 Kapillaren
4 Messbereich
5 Präparationslamelle
6 Messlameile
7 Präparationszone
8 Messzone

Claims

Ansprüche:
1. Verfahren zur Darstellung einer Fluidperfusion, insbesondere der Gewebedurchblutung in einem menschlichen Körper, mittels Kernspinresonanz, wobei eine ortsselektive Praparation der Magnetisierung in einer Präparationszone und zur Praparation zeitversetzt eine Messung in einer Messzone durchgesetzt wird, dadurch gekennzeichnet, dass der Übergangsbereich zwischen der Präparationszone (7) und der Messzone (8) eine flächenvergrößernde Struktur (5, 6) aufweist .
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Struktur (5, 6) in Perfusionsrichtung periodisch ausgebildet ist.
3. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Struktur (5, 6) einen Schichtaufbau umfasst.
4. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Struktur (5, 6) lamellenförmig, zickzackförmig, mäanderförmig, oder spiralförmig ausgebildet ist.
5. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass kein Überlappungsbereich zwischen der Präparationszone (7) und der Messzone (8) vorgesehen ist.
6. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Hochfrequenzimpulsfolge als Anregungsimpuls in der Präparationszone (7) an die gewünschte Form der Präparationszone (7) angepasst wird.
7. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Hochfrequenzimpulsfolge ortselektiv an die gewünschte Form der Messzone (8) angepasst wird.
8. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Gradientenfeld zur Erzeugung der gewünschten Form der Präparationszone (7) und/oder der
Messzone (8) verwendet wird.
9. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für einen alternierenden Schichtaufbau zwischen der Präparationszone (7) und der Messzone (8) mehrere Hochfrequenzimpulse verwendet werden, wobei durch die Form der Einzelimpulse Einzelschichten und durch die Form der Hüllkurve der Gesamtbereich des Schichtaufbaus geprägt wird.
10. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine ungerade Anzahl von Impulsen für eine Impulsfolge verwendet wird.
11. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die aufeinanderfolgenden Einzelpulse in der Impulsfolge für die Messzonen gegenüber der Impulsfolge für die Präparationszone einen anderen Phasenzyklus aufweisen.
12. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Inversionsmessung mit einem Inversionsimpuls in der Präparationszone und entsprechender Anregung in der Messzone vorgenommen wird.
13. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Datenerfassung in einem Impulszug vorgesehen ist .
14. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Spinechomethode mit einer Anregung in der Präparationszone und einem Rephasierungsimpuls in der Messzone vorgenommen wird.
15. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine stimulierte Spinechomessung durch Anregung in der Präparationszone, durch Erzeugung eines 90°- Impulses für den gesamten Messbereich (4) sowie durch eine Rephasierung in der Messzone (8) vorgenommen wird.
16. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mit mehreren Gruppen von
Präparationszonen (7) und/oder Messzonen (8) gearbeitet wird.
17. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Mehrschichtverfahren mit sequentiellem oder verschachteltem Ablauf verwendet werden.
18. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Grenzflächen zwischen der Präparationszone (7) und der Messzone (8) durch zeitlich und/oder räumlich variable Gradientenfelder während der Hochfrequenzeinwirkung oder zwischen mehreren Hochfrequenzpulsen bzw. Pulsfolgen in ihrer Form und/oder Richtung modifiziert werden.
19. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensabläufe durch eine Organbewegung getriggert werden.
20. Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensabläufe mit einer EKG- Triggerung durchgeführt werden, um die Perfusion in Korrelation mit der Herzaktion zu bestimmen.
21. Verfahren zur Darstellung einer Fluidperfusion, insbesondere der Gewebedurchblutung in einem menschlichen Körper mittels Kernspinresonanz, gekennzeichnet durch die folgenden Verfahrensschritte:
a) Gewinnung eines oder mehrerer konventioneller Kernspintomografiebilder als Übersichtsbild zur Lokalisation von genauer zu untersuchenden Gewebebereichen.
b) Gewinnung von konventionellen Kernspintomografiebildern zur genauen anatomischen Darstellung der zu untersuchenden Geweberegio .
c) Identifizierung geeigneter Untersuchungsbereiche für die Perfusionsdarstellung.
d) Gewinnung von Perfusionsbildern oder Spektren nach einem der vorgenannten Ansprüche.
22. Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung eines Gerätes zur Magnetresonanztomografie zur Erzeugung von Impulsfolgen und Gradientenfeldern ausgebildet ist, durch die eine Präparationszone (7) und eine davon separate Messzone (8) definierbar ist, wobei eine flachenvergroßerende Struktur (5, 6) im Übergangsbereich der Präparationszone (7) und der Messzone (8) vorgesehen ist.
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