WO2007118710A1 - Vorrichtung und verfahren für die magnetresonanzelastographie (mre) - Google Patents

Vorrichtung und verfahren für die magnetresonanzelastographie (mre) Download PDF

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WO2007118710A1
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tissue
membrane
transmission element
mre
magnetic resonance
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PCT/EP2007/003417
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Ingolf Sack
Jürgen BRAUN
Jens Rump
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Charite - Universitätsmedizin Berlin
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    • A61B5/7289—Retrospective gating, i.e. associating measured signals or images with a physiological event after the actual measurement or image acquisition, e.g. by simultaneously recording an additional physiological signal during the measurement or image acquisition

Definitions

  • MRE magnetic resonance elastography
  • the invention relates to a device for generating mechanical oscillations in an examination object in magnetic resonance elastography (MRE) according to the preamble of claim 1 and to a method for magnetic resonance elastographic determination of biomechanical properties of tissue according to claim 23.
  • MRE magnetic resonance elastography
  • MRE magnetic resonance elastography
  • the resulting grayscale images have a typical wave character, which reflects the periodic tissue distortions (shear waves) caused by the mechanical excitation. From the detected distortions, elastic characteristics of the tissue, such as the shear modulus, the Young modulus, the modulus of compression, or the Poisson ratio can be calculated. The measurement of the distortion in all spatial directions allows the complete quantification of the elastic parameters taking into account their directional dependence.
  • Nonlinear stress-strain relationships which also have a high potential for characterizing tissue properties, are determined by the measurement of At the same time as the excitation frequency, harmonics of the tissue distortion are accessible.
  • the number of observable shear waves in the tissue to be examined depends on its elasticity properties and the frequency of the mechanical excitation. So far, the MRE uses three different types of mechanical excitation units to create deflections in tissues. These are:
  • excitation units which are based on a movement deflection of current-carrying coils moving in the magnetic field of the tomograph (electromechanical excitation),
  • Piezoelectric crystals are operated with high voltage amplifiers with up to 1 kV voltage. This is problematic for the application of patient examinations and involves a tremendous amount of security.
  • - Complex mechanics since the deflection amplitudes are also in the range of 200 microns from piezo stacks with a length of 200 mm, deflections must be realized with levers to allow deflections of the order of 1 mm.
  • Electromechanical excitation units 250 mm and a max. The diameter of the tomograph of 60 cm, the positioning of the excitation unit depending on the object of investigation is sometimes only partially possible. 2) Electromechanical excitation units:
  • Positionability The main disadvantage of the electromechanical excitation units is the limitation to predetermined coil orientations in the magnetic field, since otherwise the magnetic fields necessary for the movement can not be induced by the applied alternating voltage. As a result, either the applicability is limited or complicated mechanical deflection mechanisms are necessary.
  • Image disturbances the use of aluminum for improved heat dissipation and enameled copper wire in turn results in image cancellations, for the avoidance of which the coil of the mechanical excitation unit must be at least 2 coil diameters away from the examination subject.
  • image disturbances occur as a function of the alternating voltage increasing with the deflection. This often prevents the generation of larger, reliably evaluable MRE imagery more advantageous, deflection amplitudes.
  • the excited mechanical tissue oscillations are detected by means of magnetic resonance imaging (MRI).
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the movements of the particles in the tissue must be coded magnetically, which takes place in the prior art by means of synchronously oscillating magnetic field gradients, i. the acoustic excitation to generate the vibrations and the magnetic coding take place with identical frequencies.
  • MEG Oscillating motion encoding gradients
  • a device for generating mechanical vibrations in an examination subject for magnetic resonance elastography comprises: a membrane displaceable in periodic movements and a transmission element for transmitting periodic movements of the membrane to the examination subject.
  • the membrane is connected to the transmission element via fastening means in such a way that periodic movements of the membrane are forwarded via the fastening means to the transmission element in order to generate mechanical vibrations in the object to be examined.
  • the coupling of the membrane movements thus takes place directly via the mechanical connection of the membrane and the transmission element and not via an existing between the membrane and the transmission element, gaseous medium.
  • the membrane vibrations are therefore not transmitted via pressure fluctuations (for example, an air-filled cavity) but directly via the fastening means for attaching the transmission element to the diaphragm on the transmission element.
  • the present invention is an acousto-mechanical excitation unit for the MRE that allows for trouble-free, direct, and precisely localizable transmission of high-power vibrations into any body tissue or organs. Interactions with the electronics or the receiving components of a magnetic resonance tomograph for the detection of tissue oscillations do not occur.
  • the fastening means are in principle arbitrary, provided that on the one hand they ensure a stable connection between the diaphragm and the transmission element and, on the other hand, that the membrane vibrations are transmitted to the transmission element (as far as possible). poor) forward.
  • elements for producing a screw or rivet connection can be used.
  • the fastening means have a carrier plate centrally fastened to the membrane by means of an adhesive, which is connected to the transmission element.
  • the device according to the invention offers, for example, the following advantages:
  • a surface of the membrane is connected to the transmission element, e.g. the surface of the membrane pointing in the direction of the examination object.
  • the connection may be cohesively, e.g. by means of adhesive.
  • Particularly advantageous is the use of a tube-shaped or rod-shaped transmission element, which is coupled with one end to the membrane surface.
  • the transmission element can run in a straight line; but it can also have a curved course. It is crucial that the transmission element excites a sufficient vibration for the MRE in the examination subject (person or tissue sample).
  • the transmission element may be, for example, a solid, rigid rod or a tube (rigid or flexible). Furthermore, a tube filled with a medium (gas or liquid) may also be provided. Such a filled tube is, for example, gas-tight or liquid-tightly connected to the membrane surface, so that the membrane movements be transferred directly to the gas or liquid and forwarded to the object under investigation.
  • the end of the transmission element is connected to a central portion of the membrane.
  • the membrane may additionally have a centrically arranged stabilizing sleeve for transmitting power.
  • a joint may be provided which is connected to the transmission element on one side and to the membrane on the other side, possibly via the stabilizing sleeve.
  • the transmission element is flexible.
  • a flexibly formed transmission element can run in a curved manner.
  • Flexible in this context does not necessarily mean “elastic.”
  • the material of the transmission element is in any case chosen so that the membrane vibrations are forwarded as possible without damping.
  • a second diaphragm is arranged and the first diaphragm can be set in motion by movements of the second diaphragm.
  • the second membrane is here an active membrane, the first a passive membrane. Between the two membranes, there may be an air-filled cavity through which movements of the active membrane are transferred to the passive membrane;
  • the two membranes may be mounted on opposite side walls of a common housing that encloses the air filled cavity.
  • the transmission element has a rod-shaped or tubular excitation element which extends at an angle to its main extension direction.
  • main direction of extension is meant the extension of the transmission element in one direction from the membrane to the examination subject
  • a rod-shaped transmission element its end not connected to the membrane bends towards the examination object, for example by means of a joint.
  • Carbon tubes, carbon rods, or rigid connections that can be made by solid materials provide a direct, compression-free power transfer option. This concept can also be implemented by the use of hydraulic equipment using all appropriate incompressible or slightly compressible fluids.
  • the power transmission is based here generally on the transmission of a periodic force by a hydraulic fluid (for example, by a hydraulic piston) to a connected by means of a non-elastic and non-magnetic pressure hose stretchable membrane.
  • This membrane can be made from any stretchable material such as elastomers, rubber and plastics.
  • the method according to the invention for the magnetic resonance elastographic determination of biomechanical properties of tissue comprises the steps of: a) exciting mechanical vibrations with a frequency f v in the tissue to be examined; b) Detection of the mechanical vibrations in the tissue by means of magnetic resonance, wherein a periodic magnetic field with a repetition time TR ⁇ 1 / f v is applied to the tissue.
  • the MRE comprises, on the one hand, the stimulation of mechanical vibrations in the tissue to be examined and, on the other hand, the detection of these oscillations via a magnetic resonance method.
  • Biomechanical properties of the tissue can then be determined by means of characteristic quantities (for example wavelength) by means of the magnetic resonance method of proven vibrations in the tissue (shear waves) (elasticity modulus, viscosity).
  • the periodic magnetic field used in the context of magnetic resonance to detect the vibrations in the tissue is advantageously an MRE sequence having subsequences that repeat with the repetition time TR.
  • the repeating MRE subsequences thus represent the periodic magnetic field applied to the tissue.
  • an MRE sequence comprises a recording sequence of the conventional MRT (MRT sequence).
  • MRT sequence usually has a radio signal (RF signal) for deflecting the spins and pulsed magnetic fields of different duration for the preparation of the spins.
  • the radio signal and the magnetic fields are repeated in accordance with the repetition time TR of the MRT sequence.
  • Magnetic resonance can be used to record (ie depict) the tissue and the vibrations excited in the tissue.
  • the production of such a recording requires one or more recording steps, each recording step comprising the application of an MRE subsequence and thus having a time duration corresponding to the repetition time TR of the MRE subsequence.
  • the magnetic resonance method for detecting the oscillations is thus based on a conventional MRI method and, in addition to the usual MRI magnetic field sequence, comprises a magnetic field sequence (motion coding sequence) for coding (ie "visualizing") the tissue oscillations
  • the motion coding sequence may be, for example, a time-dependent gradient field (MEG)
  • MRT method in which the motion coding sequence is embedded
  • EPI or SSFP methods are known per se, so they will not be described in detail here.
  • Decisive for the MRT method according to the invention is that the repetition time TR of the periodic magnetic field (eg of the MRE subsequences) is less than or equal to the reciprocal of the excitation frequency f v for the generation of mechanical oscillations in the tissue.
  • the excitation frequency for the tissue oscillations f v is identical to the frequency f g of the motion coding sequence for encoding the vibration (eg the MEG frequency in the case of a gradient field). Therefore, in the conventional MRE, the repetition time TR is always greater than 1 / f v .
  • the MRE method according to the invention offers two decisive advantages:
  • the method according to the invention (also referred to as fractionated MRE) generally opens up the possibility of performing clinically relevant examinations on patients, without the considerable temporal burdens associated with conventional MRI and which automatically lead to acousto-mechanical stress of the examination subjects.
  • the detection of tissue oscillations relates primarily to the detection of the first harmonic (with the frequency f v ) of tissue oscillations which are generated by a periodic excitation at the frequency f v .
  • the relationship between decay of the MRI signal and attenuation of shear waves in viscous materials using a motion-encoding gradient will be described below. Since both physical quantities (MRI signal, shear wave attenuation) are linked in the MRE, the derivation of this relationship is referred to herein as the elastography equation.
  • phase signal carries the information of the particle deflection in the tissue. It is measured as a difference signal, i. two phase signals with inverse motion contrast are subtracted from each other, so that only motion information is retained.
  • the spins are said to oscillate harmonically with a polarization u and phase 2 ⁇ f v t + ⁇ , where ⁇ is a constant phase offset that depends on the onset of vibrational excitation and the location of the vibrating particles relative to the vibrator.
  • the harmonic-dependent phase accumulated during the n-th TR can be calculated as follows:
  • ⁇ n Yg ⁇ - ⁇ ) TR G (t) sin ⁇ 2 ⁇ f v t + ⁇ ) dt
  • base sequence without motion coding: balanced SSFP with a TR of about 3-4 ms.
  • a period length of the vibrations excited in the tissue corresponds to the repetition time TR of the applied magnetic field or to an integral multiple of the repetition time TR.
  • the excitation of the mechanical vibrations is synchronized with the magnetic field.
  • the synchronization of TR and fv is important so that the signal phase correlates with an identical phase of motion in each step of the recording (ie in each TR). If the above equation for f v is disregarded, coherences occur between the signal and the motion phase, which disturb the image reconstruction.
  • n v f v -TR ⁇
  • a first bipolar gradient field is applied to the tissue and a first data record characterizing the phase of the oscillations in the tissue is generated, and subsequently - Applied a second bipolar gradient field on the tissue and a second, the phase of the oscillations in the tissue characterizing record is generated.
  • Images that represent the phase distribution in the tissue can be generated from the respective data records, which makes it possible to draw conclusions about viscoelastic sizes of the tissue and thus to pathological changes in the tissue.
  • data of the first and of the second data set assigned to the same section of the tissue are subtracted from one another and the result is stored in a further data set (from which, for example, image information can be obtained).
  • One way to generate two images is to produce two consecutive images with different gradient fields, wherein the first gradient field is temporally inverse to the second gradient field, so that the first gradient field at a certain time measured from the beginning of a period of the gradient field Maximum, while the second gradient field at this time has a minimum.
  • a further possibility is particularly suitable in the method according to the invention if a period of the vibration excited in the tissue consists of a plurality of time intervals corresponding respectively to the repetition time TR of the applied magnetic field and in each case during each of the time intervals by detecting the magnetic field emanating from the tissue Time interval associated (the phase of oscillations in the tissue characteristic) record is generated.
  • a period of the tissue-excited oscillation may be composed of a first and a second time interval each having a length TR, wherein a) a first data record associated with the first time interval is generated; b) generating a second record associated with the second time interval, wherein the data of the first and second records are respectively associated with particular portions of the fabric; and c) data of the first and the second data set assigned to the same section of the tissue are subtracted from each other.
  • This method is particularly advantageous because the polarity of the gradient field does not have to be changed to take several images, but the same gradient field is used for each image.
  • the stimulation of mechanical vibrations in the tissue takes place by means of the device according to the invention described above.
  • This provides an MRE process that is quick and easy to perform. It is noted, however, that the use of such an excitation device is indeed advantageous, but this is not mandatory for the implementation of the method according to the invention.
  • the invention includes a device for generating mechanical oscillations in an examination subject in magnetic resonance elastography (MRE)
  • MRE magnetic resonance elastography
  • a transmission element for transmitting the periodic movement of the stepping motor to the examination object to generate in this mechanical vibrations.
  • connection to a transmission element can be done in the case of rigid materials (pipes, rods, rods), for example by means of eccentric discs.
  • a hydraulic system for vibration generation may be provided, e.g. for coupling to a transmission element, an eccentric can be attached to a hydraulic piston or to other components of the hydraulic system.
  • 1A is a side view of an MRE system with a Schwingungserzeu- generating device
  • FIG. 1B shows a spatial representation of an MRE system
  • FIG. 2A is a detailed view of a first embodiment variant of the vibration generating device
  • FIG. 2B shows a second embodiment variant of the vibration generating device
  • FIG. 3 shows a third embodiment of the vibration generating device
  • Fig. 4 is a side view of an end piece of a transmission element for
  • Fig. 5A 1 5B is a side and front view of a variable end of a transmission element
  • FIG. 6 shows a representation by means of MRE generated shear waves in a liver
  • FIG. 7 is an evaluation of the MRE examination shown in FIG. 6; FIG.
  • 9A, 9B a determination of a phase difference signal for different excitation frequencies
  • 10A, 10B show the course of the spin phase for different magnetic field gradients
  • 11A, 11B show a representation of a calculated phase-to-noise ratio PNR for different repetition times
  • Fig. 12 is a time chart of an in vivo myocardial MRE
  • FIGS. 13A, 13B show a result of a bSSFP-MRE measurement on a human bicep
  • Fig. 14 shows a result of an in vivo bSSFP-MRE experiment on a human liver
  • FIG. 15 transmembrane waves recorded by MRE in an intraventricular septum
  • FIG. 16 is an exemplary illustration of tissue shear waves in the MRE.
  • FIG. 1A shows a patient 1 as the subject of an MRE examination in a clinical tomograph 2.
  • the tomograph 2 has a magnet 21 for generating a static and a periodic magnetic field in a tissue of the patient 1 to be examined.
  • the magnet 21 has a receiving opening 211 for receiving the patient 1.
  • the homogeneity of all the magnetic fields generated with the different coils 212-214 is decisive for the image quality. Disruptions of these magnetic fields by, for example, metallic objects must therefore be carefully excluded.
  • the stimulation of mechanical vibrations in the tissue to be examined which is necessary for an MRE examination, is generated by a movement source 3, which is arranged at a distance from the tomograph 2.
  • the movement source 3 comprises a loudspeaker diaphragm 312 which can be set in periodic oscillations.
  • the movement of the loudspeaker diaphragm 312 is transmitted to the patient 1 via a transmission element connected to a joint 311 in the form of a tube 4 with an optimized ratio of bending stiffness and weight.
  • one end 41 of the tube 4 is coupled via the joint 311 directly to a surface of the loudspeaker diaphragm 312 so that the oscillations are transmitted directly to the tube via the joint 311 without involving an intermediate gaseous medium.
  • the movement source 3 is modular.
  • the loudspeaker diaphragm 312 is part of a loudspeaker 31 which is mounted in an airtight housing 33.
  • the housing 33 has standardized dimensions and forms, with the loudspeaker 31, a loudspeaker module 35 which is exchangeably mounted on a non-magnetic support frame 32.
  • the support frame 32 is stabilized by sand weights, but easily movable on mounted on its underside rollers 34. As a result of the fact that the movement source 3 is set up remotely from the tomograph 2, mutual interactions and disturbances between the loudspeaker magnet with all magnetic fields necessary for the MRI examination are excluded.
  • a function generator 5 For controlling the loudspeaker diaphragm 31 is a function generator 5 which is electrically connected via an amplifier 6 to the loudspeaker diaphragm 31.
  • the function generator 5 is controlled by a control computer 7, which in turn is part of a control of the scanner 2.
  • Impedance of the speaker 2 - 16 ohms max.
  • Hub speaker diaphragm 1 - 60 mm (no load, depending on the speaker used).
  • Power 100 W - 2 kW continuous load (depending on the speaker used).
  • Support frame wood, non-ferrous metals, PVC, sand
  • Motion generation modules wood, magnesium, PVC, stainless steel, epoxy resin Joint: plastic, rubber
  • FIG. 1B shows a similar MRE tomograph as FIG. 1A.
  • a tomograph 2 there is a patient 1.
  • a movement source 3 for generating mechanical oscillations in a tissue of the patient 1 is installed at a distance d from the tomograph 2.
  • the distance in this embodiment is more than 2.5 m, to safely exclude a disturbing interaction of the speaker magnet with the magnetic fields of the scanner. It is understood that this distance may vary depending on the design of the source of motion and the tomograph, that is also less than said 2.5 m may be.
  • FIG 2A shows in detail a loudspeaker module 35 for use in a motion source as described in Figures 1A, 1B.
  • the loudspeaker module 35 has a doubly mounted loudspeaker 31, which is arranged in a closed housing 33.
  • the speaker 31 has a speaker diaphragm 312 and for generating a periodic diaphragm movement in comparison with a conventional speaker unchanged drive from a magnet 313 and an induction coil 314.
  • electrical connections 315 are also present over which the speaker with a Control unit (not shown) can be connected.
  • a transmission element embodied as a rod 400 is connected to the loudspeaker diaphragm 312 via fastening means in the form of adhesive 320, a plastic carrier plate 321 and a threaded journal 322.
  • the loudspeaker diaphragm 312 is adhesively bonded with the adhesive 320 together with the plastic carrier plate 321 over a large area and into the loudspeaker 31 in a gap-filling manner.
  • the joint 311 is anchored to the plastic carrier plate 321 via the threaded pin 322 in the carrier plate 321 and in the adhesive 320.
  • connection via the fastening means described is designed so that vibrations of the membrane directly via the fastening means (adhesive, carrier plate, Joint) are passed into the transmission rod, without the vibrations would be previously passed through a gaseous medium such as air.
  • An end 41 of the rod 400 for the vibration transmission is fixed to a condyle 3111.
  • the rod 400 has at its opposite end of the joint 311 403 a variable, easily replaceable tail 44, with which the vibration movements are transmitted by direct contact in the object to be examined.
  • the end piece 44 is fixed to the rod 400 with screw connections and easily replaceable.
  • the shape of the end pieces can thereby be optimized variably to the respective examination object. Designs range here from simple ball head over bite timbers to drive direction reversal or power deflection on special downstream transmission mechanisms (see Fig. 4, 5).
  • FIG. 2B shows a further embodiment of the device according to the invention.
  • a loudspeaker module 35 has a loudspeaker 31 arranged in a housing 33.
  • a hinge 311 is connected to a portion 3112 via an adhesive 320 to a diaphragm 312 of the speaker 31.
  • the connection takes place via a first threaded pin 322, which projects into the adhesive 320 with one end.
  • the joint 311 is connected at its side facing away from the speaker diaphragm 312 with a pipe 4 as a transmission element.
  • the connection of the joint 311 with the tube 4 takes place via a second threaded pin 323.
  • the tube 4 With the help of the joint 311, it is possible to see the tube 4 in an angle range ⁇ between + - to tilt 10 °. This allows a more flexible positioning of the loudspeaker module 35 with respect to a tomograph (not shown in Fig. 2B, see Fig. 1B).
  • the distance d of the loudspeaker module 35 to the tomograph can be 2-4 m.
  • FIG. 3 illustrates in detail a further embodiment of the device, namely a loudspeaker module 35, which is designed for an indirect generation of a periodic movement of a loudspeaker diaphragm.
  • the loudspeaker module 35 consists of a closed housing 33 with electrical connections 315 and a doubly mounted first loudspeaker 31 with a loudspeaker diaphragm 312, which is coupled to a transmission element in the form of a tube 4.
  • the speaker diaphragm 312 is a passive diaphragm because the speaker 31 does not have its own drive.
  • the (passive) loudspeaker diaphragm 312 is driven by a second loudspeaker 30 with a (active) loudspeaker diaphragm, which generates periodic pressure fluctuations in the overall closed system (housing 33), followed by the airtight passive diaphragm 312.
  • the passive membrane 312 has, like the membranes of FIG. 2A 1 2B, an additionally integrated stabilizing sleeve 316, a plastic carrier plate 321 fixed with adhesive 320 and a screwed joint 311.
  • the tube 4 and the transfer head 44 can be used universally for all modules.
  • FIG. 4 shows an end piece 45 for transmitting mechanical vibrations into a brain parenchyma. Special emphasis was placed on a simple application for patient examinations and short preparation times for this component. Individual adjustments, such as those required for bite timbers, are thereby eliminated.
  • the mechanical vibrations are transmitted from a transfer tube 4 via a positive fit 441 and screw 442 via a joint head 453 in the end piece 45.
  • the central component of the end piece 45 is a sturdy plastic tube 454 in which the head 11 of a person to be examined rests.
  • a roller 456 is attached to the joint head 453, with which the horizontal primary movement of the transfer tube 4 is converted into an up and down movement of the head 11.
  • the roller 456 is slidably mounted to move the end piece 45 relative to a support point 357 of the head 11. This is necessary to ensure the maximum possible excitation of the tissue to be examined.
  • the transmission of motion into the head becomes minimal when the fulcrum of the roller and the support point 357 of the head 11 are superimposed.
  • Figures 5A, 5B show different views of an end piece 46 for variably transmitting mechanical vibrations into a plurality of tissues.
  • the linear movement of a transfer tube 4 is transmitted via a positive fit 441 and screw 442 via a ball head 461 on an excitation rod 462 of the tail 46.
  • the excitation rod 462 terminates in a transfer head 465, which is also variable in shape and size and for generating vibrations in direct contact with the body surface of a patient (not shown).
  • the excitation rod 462 is mounted in a plastic ball joint 463 via a bearing unit 467, wherein the bearing unit 467 is connected to a horizontal attachment 468 of a positioning frame 464.
  • the horizontal mount 468 is connected to a base plate 470 via a vertical spacer bar 469.
  • the bright regions 14 of each gray value image represent minima of the shear waves.
  • the wavelength of the shear waves excited in the tissue can thus be determined from the gray scale images, for example, by determining the distance between two adjacent bright spots 14.
  • viscoelastic characteristics of the tissue can be determined from the wavelength. This is shown in FIG. 7 for the respective sections (x-axis, # 1-11) of FIG. 6.
  • the shear modulus is plotted on the y-axis so that each slice # 1-11 is assigned a shear modulus through the liver. If a value falls from the Normal range (as in the case of sections # 5-8), this is an indication of a pathological change in the respective tissue section.
  • FIG. 8A shows the principle of a classical MRE experiment, according to which mechanical vibrations with a frequency f v are excited in a tissue.
  • the motion sensitization takes place via bipolar movement gradients GM E (with frequency f g ), which form part of a magnetic field sequence for detecting the tissue oscillations.
  • the MRI sequence has a repetition time TR.
  • the frequency f g of the movement gradient G ME corresponds to the frequency f v of the mechanical vibrations, so that
  • FIG. 8B shows the principle of the method according to the invention, in which
  • f ⁇ -.
  • Fig. 8B three comparable v TR different vibration modes for the polarization vector u (the mechanical oscillation) are shown.
  • the star designates a trigger for the wave generator (to synchronize the mechanical vibrations with the MRI sequence).
  • n v 1
  • two separate experiments with opposite G ME polarities must be performed to calculate ⁇ (see Figure 8A).
  • Fig. 9A shows a phase difference signal ⁇ ⁇ in the MRE for various tissues (muscle and liver tissue A 1 B).
  • a loss in the phase signal by encoding only a fraction of a period of oscillation is thereby at least compensated.
  • FIG. 9B also shows the dependence of the phase difference signal ⁇ as a function of the excitation frequency f v for different encoding frequencies f g . Again, it can be seen that the maximum achievable phase difference lies at excitation frequencies f v below f g .
  • FIGS. 10A, 10B illustrate the principle of detecting tissue oscillations by means of magnetic resonance.
  • Fig. 10A illustrates a portion of spin phase ⁇ n due to a phase encode gradient
  • Fig. 10B a portion of spin phase ⁇ n due to a (bipolar) motion encoding gradient.
  • the phase-encoding gradient decreases linearly with the line number n, while the bipolar motion-encoding gradient has a constant amplitude.
  • the dotted line represents the spin phase of static particles.
  • the open circles indicate a respective optimal repetition time TR ', which results from the PNR:
  • the phase encoding of k-space is divided into 8 segments with 9 lines, which are recorded within 8 cardiac cycles. As a result, 4x4 nested (interleaved) phase recordings are formed, which are assembled into 4 complex phase difference images associated respectively with the cardiac phases ⁇ to ® in FIG.
  • the measurement (as well as the measurements described below) was carried out with a 1, 5 T scanner.
  • the bSSFP sequence is a conventional sequence to which the described motion encoding gradient is added (trapezoidal, variable direction bipolar, with frequency and amplitude between phase encode and read out gradient).
  • Figure 14 shows the result of an in vivo bSSFP-MRE experiment on a human liver.
  • the upper images each represent the MRE amplitude. There is a large decrease in signal intensity due to T 2 * dephasing due to long echo times. Despite the low SNR (signal-to-noise ratio), especially in the images c), the PNR within the liver is still high enough to reconstruct elastic parameters by inversion of the wave equation.
  • the data obtained were processed by extracting the first harmonic from the Fourier space at f v (see Sinkus R, Lorenzen J, Schrader D, Lorenzen M, Dargatz M, Wood D. High-resolution tensor MR elastography for breast tumor detection) Phys. Med. Biol. 2000; 45 (6): 1649-1664).
  • the complex data was entered into a linear inversion program based on an algebraic inversion of the wave equation with viscosity (see Catheline S, Gennisson JL, Delon G, Fink M 1 Sinkus R, Abouelkaram S, CuMoIi J.
  • the phase difference images of the images b) with about 180 ms time resolution show the externally induced vibrations in the IVS.
  • the oscillations were coded using bipolar motion-encoding gradients at 500 Hz along the cutting plane. This speaker movements were transmitted via a transmission rod to the chest. The vibration intensity was adjusted according to the subjective feeling of the subject.
  • the maximum amplitude of oscillation was estimated to be 40 ⁇ m since accurate calculation due to the contribution of the image gradients to ⁇ would require complete knowledge of all the components of the deflection polarization u.
  • the arrows K indicate the propagation direction of the shear waves.
  • FIGS. 16a-d show the principle of the MRE evaluation. Shear waves are coupled into a tissue and detected by magnetic resonance ( Figure 16a, b). The bright regions in Figures 16a, b represent regions of maximum amplitude of the shear waves.
  • a computer-implemented evaluation algorithm may be used to filter the MRE data prior to imaging. For example, a threshold for the vibration amplitudes to be represented (ie, the amplitude of the shear waves) may be set to filter out amplitudes that are below the threshold.
  • the amplitude threshold value in FIG. 16b is higher than in FIG. 16a, for which reason the shear wave illustrated "breaks off" in comparison to FIG. 16b after a shorter path.
  • Figs 16c-d show measurements from MRE-specific values for the shear modulus ⁇ and viscosity ⁇ at various excitation frequencies f v. The determination of these quantities takes place by evaluating the representation of the shear waves in the tissue (as in FIG. 16a, b), ie the amplitude and the wavelength of the shear waves.
  • 35 mT / m,
  • the parameter ⁇ summarizes the elastic moduli determined in the described measurements for liver and muscle or is taken from the literature (Kanai H. Propagation of spontaneously actuated pulsed vibration in human heart wall and in vivo viscoelasticity estimation.) IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2005; 52 (11): 1931-1942 (ultrasound) and Wen H, Bennett E, Epstein N, Plehn J. Magnetic resonance imaging assessment of myocardial elastic modulus and viscosity using displacement imaging and phase-contrast velocity mapping 54 (3): 538-548 (MRI)).

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) mit einer in periodische Bewegungen versetzbaren Membran (312) und einem Übertragungselement (4, 400) zum Übertragen periodischer Bewegungen der Membran (312) auf das Untersuchungsobjekt (1), wobei die Membran (312) mit dem Übertragungselement (4, 400) über Befestigungsmittel (311, 320, 321, 322) derart verbunden ist, dass periodische Bewegungen der Membran über die Befestigungsmittel (311, 320, 321, 322) an das Übertragungselement (4, 400) weitergeleitet werden. In einem zweiten Aspekt betrifft die Erfindung eine Vorrichtung mit einem Schrittmotor zum Erzeugen einer periodischen Bewegung und einem Übertragungselement zum Übertragen der periodischen Bewegung des Schrittmotors auf das Untersuchungsobjekt, um in diesem mechanische Schwingungen zu erzeugen. Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe, mit den Schritten: c) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz fv in dem n dem zu untersuchenden Gewebe; d) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR≤1/fv auf das Gewebe angewandt wird.

Description

Vorrichtung und Verfahren für die Magnetresonanzelastographie (MRE)
Beschreibung
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie ein Verfahren zum magnetresonanzelastographi- schen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe gemäß Anspruch 23.
Mit Hilfe der Magnetresonanzelastographie (MRE) ist es möglich, biomechanische Ei- genschaften von biologischen Geweben zu erfassen. Die Methode ist mit einem „apparativen Tastbefund" zu vergleichen, mit dem jedoch nicht nur oberflächennahe sondern auch tiefliegende Gewebe oder Organe mit guter Durchleuchtung und Ortsauflösung hinsichtlich biomechanischer Eigenschaften quantifiziert werden können. Vergleichbar zur klassischen Palpation, allerdings ohne Einschränkung auf oberflächennahe Gewebe und objektiv messbar, sind so Informationen über pathologische Veränderungen von Geweben und Organen zugänglich. Die MRE beruht auf den Prinzipien der Magnetresonanz-Tomographie (MRT). In der MRE müssen jedoch zusätzlich periodische Teilchenauslenkungen im zu untersuchenden Gewebe mittels mechanischer Anregung erzeugt werden. Der Nachweis der Teilchenbewegung erfolgt durch magnetische Präparation der Kernspins und bewegungsempfindlicher Phasenkontrasttechniken.
Die resultierenden Grauwertbilder besitzen einen typischen Wellencharakter, der die durch die mechanische Anregung hervorgerufenen periodischen Gewebeverzerrungen (Scherwellen) wiedergibt. Aus den detektierten Verzerrungen können elastische Kenn- großen des Gewebes wie der Schermodul, der Young-Modul, der Kompressionsmodul oder das Poisson-Verhältnis berechnet werden. Die Messung der Verzerrung in alle Raumrichtungen erlaubt die vollständige Quantifizierung der elastischen Kenngrößen unter Berücksichtigung ihrer Richtungsabhängigkeit.
Untersuchungen der Frequenz- und Amplitudenabhängigkeit der periodischen Gewebeverzerrungen liefern somit Informationen über viskoelastische Eigenschaften von Geweben. Nichtlineare Spannungs-Verzerrungsbeziehungen, die ebenfalls ein hohes Potential zur Charakterisierung von Gewebeeigenschaften besitzen, sind durch die Messung von gleichzeitig zur Anregungsfrequenz vorhanden Oberschwingungen der Gewebeverzerrung zugänglich.
Die Anzahl beobachtbarer Scherwellen im zu untersuchenden Gewebe hängt von dessen Elastizitätseigenschaften und der Frequenz der mechanischen Anregung ab. Bislang werden in der MRE drei unterschiedliche Typen von mechanischen Anregungseinheiten eingesetzt, um Auslenkungen in Geweben zu erzeugen. Dies sind:
1 ) Anregungseinheiten, die auf der Längenausdehnung piezoelektrischer Kristalle beruhen,
2) Anregungseinheiten, die auf einer Bewegungsumlenkung von sich im Magnetfeld des Tomographen bewegenden stromdurchflossenen Spulen beruhen (elektro- mechanische Anregung),
3) Passive, druckaktivierte Anregungseinheiten die über Pneumatikleitungen ange- trieben werden.
Die bekannten Vorrichtungen weisen eine Reihe von Einschränkungen und Nachteilen die mit den bisher verfügbaren Anregungsmethoden verbunden sind. Zum Beispiel:
1 ) Piezoelektrische Verfahren:
- Hochspannung: Piezoelektrische Kristalle werden mit Hochspannungsverstärkern mit bis zu 1 kV Spannung betrieben. Dies ist für die Anwendung von Patientenuntersuchungen problematisch und mit einem enormen Sicherheitsaufwand verbunden. - Komplexe Mechanik: da die Auslenkungsamplituden auch von Piezostacks mit einer Länge von 200 mm im Bereich von 200 μm liegen, müssen Umlenkungen mit Hebeln realisiert werden, um Auslenkungen in der Größenordnung von 1 mm zu ermöglichen.
- Bildstörungen: durch die Hebelumlenkung, Federn, und eine ca. 250 mm lange Aluminiumhülse, in der die Piezokristalle vorgespannt sind, ergeben sich Probleme mit Bildstörungen. Diese werden durch die verschiedenen, zum Bau notwendigen Metallteile verursacht, die zu Verzerrungen des Magnetfeldes und damit zu Bildstörungen führen, deren Ausmaß die Auswertung des Bildmaterials teilweise unmöglich machen. - Positionierung: durch die Länge der fertigen Anregungseinheit von üblicherweise
250 mm und einem max. Durchmesser des Tomographen von 60 cm ist die Positionierung der Anregungseinheit je nach Untersuchungsgegenstand teilweise nur eingeschränkt möglich. 2) Elektromechanische Anregungseinheiten:
- Positionierbarkeit: Hauptnachteil der elektromechanischen Anregungseinheiten ist die Beschränkung auf vorgegebene Spulenorientierungen im Magnetfeld, da ansonsten die für die Bewegung notwendigen Magnetfelder nicht durch die anliegende Wechselspannung induziert werden können. Dadurch ist entweder die Anwendbarkeit eingeschränkt oder es werden komplizierte mechanische Umlen- kungsmechanismen notwendig. - Bildstörungen: durch die Verwendung von Aluminium zur verbesserten Wärmeabfuhr und Kupferlackdraht entstehen wiederum Bildauslöschungen, zu deren Vermeidung die Spule der mechanischen Anregungseinheit mindestens 2 Spulendurchmesser vom Untersuchungsobjekt entfernt sein muss. Zusätzlich entstehen durch die darin induzierten Magnetfelder Bildstörungen in Abhängigkeit der mit der Auslenkung zunehmenden Wechselspannung. Dies verhindert oft die Erzeugung größerer, zu verlässlich auswertbarem MRE-Bildmaterial vorteilhafter, Auslenkungsamplituden.
- Bildstörungen durch Stromzufuhrkabel: Zur Strom- und Spannungsversorgung von elektromechanischen Anregungseinheiten sind entsprechende Verkabelun- gen erforderlich die bis in das Zentrum des Magneten des Tomographen reichen.
Obwohl abgeschirmte Kabel eingesetzt werden, die über eine Filterplatte in den Untersuchungsraum führen, sind elektromagnetische Störungen, die von den Kabeln eingefangen werden und die wiederum zu Bildartefakten führen, nicht immer auszuschließen. - Für die unterschiedlichen zu untersuchenden Organe / Gewebe müssen spezielle, den jeweiligen Anforderungen optimal angepasste Anregungseinheiten entwickelt werden.
In der MRE werden die angeregten mechanischen Gewebeschwingungen (Scherwellen) mittels der Magnetresonanztomographie (MRT) detektiert. Dafür müssen die Bewegungen der Teilchen im Gewebe magnetisch kodiert werden, was nach dem bisherigen Stand der Technik mittels synchron oszillierender Magnetfeldgradienten erfolgt, d.h. die akustische Anregung zur Erzeugung der Schwingungen und die magnetischen Kodierung erfolgen mit identischen Frequenzen.
Oszillierende Gradienten zur Bewegungskodierung (engl.: motion encoding gradients - MEG) lassen sich in nahezu jede Aufnahmetechnik der MRT einfügen. Deshalb sind heute MRE-Aufnahmetechniken verfügbar, die auf dem Prinzipien von Spin-Echo-, bzw. Gradienten-Echo-Techniken basieren. Besonders interessant sind schnelle EPI (echo planar imaging) oder SSFP (steady-state free precession) Aufnahmetechniken.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit zu schaffen, MRE-Untersuchungen effizienter als bisher durchführen zu können.
Diese Aufgabe wird durch die Vorrichtung mit den Merkmalen gemäß Anspruch 1 sowie durch das Verfahren mit den Merkmalen gemäß Anspruch 23 gelöst. Bevorzugte und besonders vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen an- gegeben.
Danach ist eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt für die Magnetresonanzelastographie (MRE) vorgesehen. Die Vorrichtung weist dabei auf: eine in periodische Bewegungen versetzbare Membran sowie ein Übertragungselement zum Übertragen periodischer Bewegungen der Membran auf das Untersuchungsobjekt. Die Membran ist mit dem Übertragungselement über Befestigungsmittel derart verbunden, dass periodische Bewegungen der Membran über die Befestigungsmittel an das Übertragungselement weitergeleitet werden, um in dem Untersuchungsobjekt mechanische Schwingungen zu erzeugen.
Die Ankopplung der Membranbewegungen erfolgt somit unmittelbar über die mechanische Verbindung von Membran und Übertragungselement und nicht über ein zwischen der Membran und dem Übertragungselement vorhandenes, gasförmiges Medium. Die Membranschwingungen werden also nicht über Druckschwankungen (z.B. eines luftge- füllten Hohlraums) sondern direkt über die Befestigungsmittel zum Befestigen des Übertragungselementes an der Membran auf das Übertragungselement übertragen.
Die vorliegende Erfindung ist eine akusto-mechanische Anregungseinheit für die MRE, die eine störungsfreie, direkte und genau lokalisierbare Übertragung von Vibrationen mit hoher Leistung in beliebige Körpergewebe oder Organe ermöglicht. Wechselwirkungen mit der Elektronik oder den Empfangskomponenten eines Magnetresonanztomographen zur Detektion der Gewebeschwingungen treten dabei nicht auf.
Die Befestigungsmittel sind im Prinzip beliebig, sofern sie einerseits eine stabile Verbin- düng zwischen der Membran und dem Übertragungselement gewährleisten und andererseits die Membranschwingungen an das Übertragungselement (möglichst dämpfungs- arm) weiterleiten. Hierzu können z.B. Elemente zur Herstellung einer Schraub- oder Nietverbindung verwendet werden.
In einer bevorzugten Variante weisen die Befestigungsmittel eine mit einem Klebmittel an der Membran zentrisch befestigte Trägerplatte auf, die mit dem Übertragungselement verbunden ist.
Gegenüber der Verwendung von piezoelektrischen, elektromechanischen und pneumatischen Anregungseinheiten bietet die erfindungsgemäße Vorrichtung beispielsweise die folgenden Vorteile:
- Keine Hochspannungstechnik, es entfallen aufwendige Maßnahmen zum Schutz von Patienten und Personal vor gefährlicher Hochspannung.
- Keine Bildstörungen durch bewegte oder ruhende metallische Bauelemente in oder in der Nähe der MR-Detektionsspule und des Magneten des MR- Tomographen.
- Keine Bildstörungen durch induzierte Zusatzmagnetfelder.
- Uneingeschränkter Frequenzbereich für die mechanische Anregung in MRE- Anwendungen.
- Effiziente und genau lokalisierbare Kraftübertragung. - Erhöhter Patientenkomfort und einfachere Bedienung, da je nach Anwendung gezielt unterschiedliche Positionen angeregt werden und keine vollständigen Anregungseinheiten am Körper fixiert werden müssen.
In einer weiteren, bevorzugten Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist eine Oberfläche der Membran mit dem Übertragungselement verbunden, z.B. die Oberfläche der Membran, die in Richtung des Untersuchungsobjektes weist. Insbesondere kann die Verbindung dabei stoffschlüssig, z.B. mittels Klebstoff, erfolgen. Besonders vorteilhaft ist die Verwendung eines röhr- oder stangenförmigen Übertragungselementes, das mit einem Ende an die Membranoberfläche angekoppelt ist. Das Übertragungsele- ment kann geradlinig verlaufen; es kann aber auch einen gekrümmten Verlauf aufweisen. Entscheidend ist, dass das Übertragungselement eine für die MRE ausreichende Schwingung in dem Untersuchungsobjekt (Person oder Gewebeprobe) anregt.
Das Übertragungselement kann z.B. eine massive, starre Stange oder ein Rohr (starr oder flexibel) sein. Des Weiteren kann auch ein mit einem Medium (Gas oder Flüssigkeit) gefülltes Rohr vorgesehen sein. Ein derartiges, befülltes Rohr ist z.B. mit der Membranoberfläche gas- bzw. flüssigkeitsdicht verbunden, so dass die Membranbewegungen unmittelbar auf das Gas oder die Flüssigkeit übertragen und an das Untersuchungsobjekt weitergeleitet werden.
Besonders bevorzugt ist das Ende des Übertragungselementes mit einem zentralen Ab- schnitt der Membran verbunden. Bei Verwendung einer runden Membran (z.B. einer Lautsprechermembran) ist das Ende des Stangen- oder rohrförmigen Übertragungselementes in der Membranmitte mit ihr verbunden. Hier kann die Membran zusätzlich eine zentrisch angeordnete stabilisierende Hülse zur Kraftübertragung aufweisen. Darüber hinaus kann ein Gelenk vorgesehen sein, das auf einer Seite mit dem Übertragungsele- ment verbunden ist und auf der anderen Seite mit der Membran, ggf. über die stabilisierenden Hülse.
In einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung ist das Übertragungselement flexibel ausgebildet. Insbesondere kann ein flexibel ausgebildetes Übertragungselement ge- krümmt verlaufen. Flexibel bedeutet in diesem Zusammenhang nicht unbedingt „elastisch". Das Material des Übertragungselementes ist in jedem Fall so gewählt, dass die Membranschwingungen möglichst dämpfungsfrei weitergeleitet werden.
Besonders vorteilhaft ist, wenn neben der ersten, mit dem Übertragungselement verbun- denen Membran eine zweite Membran angeordnet ist und die erste Membran durch Bewegungen der zweiten Membran in Bewegung versetzbar ist. Die zweite Membran stellt hier eine aktive Membran, die erste eine passive Membran dar. Zwischen den beiden Membranen kann sich ein luftgefüllter Hohlraum befinden, über den Bewegungen der aktiven Membran auf die passive Membran übertragen werden; beispielsweise können die beiden Membranen an gegenüberliegenden Seitenwänden eines gemeinsamen Gehäuses angebracht sein, das den luftgefüllten Hohlraum einschließt.
Weiterhin ist mit Vorteil vorgesehen, dass das Übertragungselement an seiner dem Untersuchungsobjekt zugewandten Seite ein zu seiner Haupterstreckungsrichtung abge- winkelt verlaufendes stab- oder rohrförmiges Anregungselement aufweist. Hierdurch wird eine effiziente Einkopplung in das Untersuchungsobjekt (z.B. eine liegende Person) ermöglicht. Mit „Haupterstreckungsrichtung" ist die Erstreckung des Übertragungselementes in einer Richtung von der Membran zum Untersuchungsobjekt gemeint. Bei einem stabförmigen Übertragungselement knickt sein nicht mit der Membran verbundenes En- de zum Untersuchungsobjekt hin ab, beispielsweise mittels eines Gelenkes. Carbonrohre, Carbonstäbe oder starre Verbindungen, die durch feste Materialien hergestellt werden können, stellen eine Möglichkeit zur direkten, kompressionsfreien Kraftübertragung dar. Dieses Konzept kann ebenso durch die Anwendung hydraulischer Apparaturen unter Verwendung aller geeigneten inkompressiblen oder geringfügig kom- pressiblen Flüssigkeiten umgesetzt werden. Die Kraftübertragung beruht hierbei allgemein auf der Übertragung einer periodischen Kraft durch eine Hydraulikflüssigkeit (beispielsweise durch einen Hydraulikkolben) auf eine mittels eines nichtelastischen und nichtmagnetischen Druckschlauchs verbundene dehnbare Membran. Diese Membran kann aus allen dehnbaren Materialien wie beispielsweise Elastomeren, Gummi und Kunststoffen hergestellt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Eigenschaften von Gewebe weist die Schritte auf: a) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz fv in dem zu untersuchen- den Gewebe; b) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR≤1/fv auf das Gewebe angewandt wird.
Wie oben bereits beschrieben, umfasst die MRE zum einen das Anregen von mechanischen Schwingungen im zu untersuchenden Gewebe und zum anderen den Nachweis dieser Schwingungen über ein Magnetresonanzverfahren. Über Kenngrößen (z.B. Wellenlänge) mittels des Magnetresonanzverfahrens nachgewiesener Schwingungen im Gewebe (Scherwellen) lassen sich dann biomechanische Eigenschaften des Gewebes bestimmen (Elstizitätsmodul, Viskosität).
Das periodische Magnetfeld, das im Rahmen der Magnetresonanz zum Nachweis der Schwingungen im Gewebe verwendet wird, ist vorteilhafterweise eine MRE-Sequenz, die Untersequenzen aufweist, die sich mit der Wiederholzeit TR wiederholen. Die sich wie- derholenden MRE-Untersequenzen stellen somit das periodische Magnetfeld dar, das auf das Gewebe angewandt wird.
Eine MRE-Sequenz umfasst - wie weiter oben bereits erwähnt - eine Aufnahmesequenz der konventionellen MRT (MRT-Sequenz). Eine derartige MRT-Sequenz weist üblicher- weise ein Radiosignal (RF-Signal) zum Auslenken der Spins sowie pulsartige Magnetfelder unterschiedlicher Dauer zur Präparation der Spins auf. Das Radiosignal sowie die Magnetfelder wiederholen sich entsprechend mit der Wiederholzeit TR der MRT- Sequenz. Mittels der Magnetresonanz lässt sich eine Aufnahme (d.h. eine bildliche Darstellung) des Gewebes und der im Gewebe angeregten Schwingungen erzeugen. Das Erzeugen einer derartigen Aufnahme erfordert einen oder mehrere Aufnahmeschritte, wobei jeder Aufnahmeschritt das Anwenden einer MRE-Untersequenz umfasst und somit eine zeitliche Dauer aufweist, die der Wiederholzeit TR der MRE-Untersequenz entspricht.
Eine Aufnahme kann sich aus einer Bildzeile oder mehreren Bildzeilen zusammensetzen, wobei mit einer MRE-Sequenz eine Bildzeile oder mehrere Bildzeilen der Aufnahme er- zeugt werden. Es sei darauf hingewiesen, dass das Erzeugen einer Aufnahme auch mittels einer MRE-Sequenz erfolgen kann, die keine periodischen Untersequenzen aufweist (sondern nur eine einzelne MRE-Sequenz).
Das Magnetresonanzverfahren zum Nachweis der Schwingungen basiert somit auf ei- nem konventionellen MRT- Verfahren und umfasst zusätzlich zur üblichen MRT- Magnetfeldsequenz eine Magnetfeldsequenz (Bewegungskodiersequenz) zur Kodierung (d.h. zur „Sichtbarmachung") der Gewebeschwingungen. Die Kombination aus einer MRT-Sequenz und einer Bewegungskodiersequenz stellt die MRE-Sequenz dar. Die Bewegungskodiersequenz kann z.B. ein zeitabhängiges Gradientenfeld (MEG) sein. Das MRT-Verfahren (in das die Bewegungskodiersequenz eingebettet ist) ist wie erwähnt im Prinzip beliebig und wird im Hinblick auf die gewünschte Anwendung ausgewählt, z.B. ein EPI- oder SSFP-Verfahren. MRT-Verfahren sind jedoch an sich bekannt, so dass sie an dieser Stelle nicht im Detail beschrieben werden.
Entscheidend für das erfindungsgemäße MRT-Verfahren ist, dass die Wiederholzeit TR des periodischen Magnetfeldes (z.B. der MRE-Untersequenzen) kleiner oder gleich dem Kehrwert der Anregungsfrequenz fv für die Erzeugung mechanischer Schwingungen im Gewebe ist.
In der konventionellen MRE ist die Anregungsfrequenz für die Gewebeschwingungen fv identisch mit der Frequenz fg der Bewegungskodiersequenz zum Kodieren der Schwingung (z.B. der MEG-Frequenz im Falle eines Gradientenfeldes). Daher ist bei der konventionellen MRE die Wiederholzeit TR immer größer als 1/fv. Gegenüber der konventionellen MRE bietet das erfindungsgemäße MRE-Verfahren (mit TR≤1/fv) zwei entschei- dende Vorteile:
1 ) Verkürzung der Kodierzeit, d.h. Beschleunigung von MRE-Aufnahmen 2) Verringerung der Anregungsfrequenz und damit Erhöhung der Eindringtiefe der Scherwellen, respektive des effektiven Phasensignals für weiche und viskose Ma- terialen.
Punkt 1 ) erlaubt die Anwendung schneller steady-state Aufnahmetechniken (SSFP) mit einer TR im Bereich von 5 ms. Damit werden MRE-Aufnahmen mit dem SSFP-typischen guten SNR (Signal-to-Noise-Ratio) in weniger als einer Sekunde möglich. Gleichzeitig ermöglicht Punkt 2) eine hervorragende Ausleuchtung des zu untersuchenden Gewebes mittels Scherwellen.
Die Kombination beider Punkte ermöglicht z.B.:
- komplette MRE-Untersuchungen an Skelettmuskulatur mit Aufnahme mehrerer, zeitaufgelöster Wellenbilder innerhalb von 50 Sekunden.
- die Aufnahme von 16 zeitaufgelösten Wellenbildern der menschlichen Leber mit exzellentem SNR innerhalb von 4 Atempausen - die Aufnahme von Scherwellen im menschlichen Herzen, was zum ersten Mal die
Anwendung der MRE zur Messung myokardialer Elastizitäten erlaubt.
Damit eröffnet die erfindungsgemäße Methode (bezeichnet auch als fraktionierte MRE) generell die Möglichkeit, klinisch relevante Untersuchungen an Patienten vorzunehmen, ohne die erheblichen zeitlichen Belastungen die mit konventioneller MRE verknüpft sind und die automatisch zu akusto-mechanischem Stress der Untersuchungspersonen führen.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wird nur ein Teil eines Bewegungszyklus der im Gewebe angeregten Schwingungen magnetisch kodiert, wodurch ein (mittels der Magnetresonanz zur Sichtbarmachung von Gewebeschwingungen erfasstes) Phasendiffe- renzsignal entsprechend kleiner wird. Dies wird jedoch, wie gezeigt werden konnte, für weiche und viskose Materialien mit kurzen Quer-Relaxationszeiten überkompensiert. Darüber hinaus sind sehr kurze Aufnahmezeiten durch die fraktionierte MRE erreichbar, wie sie bei Anwesenheit eines Blutstroms oder bei Herzbewegungen erforderlich sind, so dass die erfindungsgemäße Methode in vivo Untersuchungen auch von myokardialen Elastizitäten ermöglicht.
Der erfindungsgemäße Nachweis von Gewebeschwingungen bezieht sich in erster Linie auf den Nachweis der 1. Harmonischen (mit der Frequenz fv) von Gewebeschwingungen, die durch eine periodische Anregung mit der Frequenz fv erzeugt werden. Es ist jedoch prinzipiell auch möglich, höhere Harmonische der im Gewebe angeregten Schwingung nachzuweisen. Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung wird im Folgenden der Zusammenhanges zwischen Zerfall des MRT-Signals und Dämpfung von Scherwellen in viskosen Materialen bei Verwendung eines bewegungskodierenden Gradienten beschrieben. Da beide physikalische Größen (MRT-Signal, Dämpfung der Scherwellen) in der MRE miteinander verknüpft sind, wird die Ableitung dieses Zusammenhangs hier als Elastographie-Gleichung bezeichnet.
Als erster Schritt soll eine analytische Lösung für das kodierte Phasesignal in der MRE angegeben werden. Dieses Phasensignal trägt die Information der Teilchenauslenkung im Gewebe. Es wird als Differenzsignal gemessen, d.h. zwei Phasensignale mit inversem Bewegungskontrast werden voneinander subtrahiert, so dass ausschließlich Bewegungsinformation erhalten bleibt.
Ausgegangen wird von Spins in einem stationären Zustand der mechanischen Schwingungen. Die Spins sollen harmonisch mit einer Polarisation u und Phase 2πfvt + θ schwingen, wobei θ ein konstanter Phasenoffset ist, der von dem Einsetzen der Schwingungsanregung und dem Ort der schwingenden Teilchen relativ zu dem Schwingungserzeuger abhängt.
Die von der harmonischen Bewegung abhängige, während des n-ten TR akkumulierte Phase kann wie folgt berechnet werden:
mTR
Ψn = Yg \ -\)TR G(t) sin{2τfvt + θ)dt
Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis für Protonen. Der Gradient G ist die Summe der bewegungskodierenden Gradienten GME und aller bildgebenden Gradienten, die zu φn beitragen.
Im Folgenden wird von einem periodischen, stationären Zustand der Spinphase φ = φ„ = φn+N ausgegangen. Zudem wird angenommen, dass harmonische Gradienten für die Bewegungskodierung benutzt werden, d.h. GME hat die Form sin(2^t) . Die Anzahl der Gradientenzyklen (ng) ist gleich dem kürzest möglichen GME bei einer vorgegebenen Frequenz fg. Keinerlei Relaxation ist berücksichtigt. Damit ergibt sich aus obiger Gleichung für die Phase für die durch den bewegungskodierenden Gradienten maximal erreichbare Phasenverschiebung φ: 1
Figure imgf000013_0001
θ = π(\ - q)
In einem MRE-Experiment, in dem zwei Bilder aufgenommen werden (entweder mit einem wechselnden GME oder inversen Wellenamplituden) ist die Phasendifferenz zweimal so groß.
Obige Gleichung für φ ist für den Fall angegeben, dass nur ein einzelner MEG-Zyklus angewandt wird. Für den klassischen Fall fv = f g konvergiert ^Dgegen den Grenzwert γGu/f„. Für den Fall q ≠ 1 ist die kodierte Phasendifferenz kleiner, d.h. das Signal im MRE-Experiment ist, wie oben bereits erwähnt, schwächer als im klassischen Fall. Allerdings muss für eine korrekte Abschätzung des kodierten Signals die effektive Auslenkung u im Inneren des zu untersuchenden Organs berücksichtigt werden. Diese lässt sich wie folgt für einen Abstand X von der Schwingungsquelle angeben, wenn der Abstand eine Wellenlänge beträgt (X=c/ fv, mit c: Geschwindigkeit der Scherwellen im Ge- webe):
Figure imgf000013_0002
bzw.
Figure imgf000013_0003
μ und η bezeichnen das Schermodul bzw. die Scherviskosität. U0 ist die Auslenkung am Ort X=O.
Die oben angegeben Beziehung stellt eine gute Näherung für den Bereich viskoelasti- scher Parameter dar, die mit der MRE untersucht werden, wie Leber oder Skelettmuskulatur mit μ = 5 kPa, η = 2 Pas, fv = 100 Hz and nv = 1. Typische Kennzahlen für ein MEG- FeId sind: variable Gradientenrichtung in alle Raumrichtungen mit (derzeitig) maximaler Amplitude von 35 mT/m; fg maximal bis 800 Hz für 35 mT/m; trapezoidal-bipolare Gradientenform mit ng = 1. Als Basissequenz (ohne Bewegungskodierung): balanced SSFP mit einem TR von etwa 3-4 ms.
In einer weiteren vorteilhaften Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens entspricht eine Periodenlänge der im Gewebe angeregten Schwingungen der Wiederholzeit TR des angewandten Magnetfeldes oder einem ganzzahligen Vielfachen der Wiederholzeit TR.
Zudem ist bevorzugt vorgesehen, dass das Anregen der mechanischen Schwingungen synchronisiert mit dem magnetischen Feld erfolgt. Die Synchronisierung von TR und fv ist wichtig, damit die Signalphase in jedem Schritt der Aufnahme (d.h. in jedem TR) mit einer identischen Bewegungsphase korreliert. Wird obige Gleichung für fv nicht beachtet, kommt es zu Kohärenzen zwischen Signal- und Bewegungsphase, welche die Bildrekon- struktion stören.
Um kurze Wiederholzeiten TR und geringe Schwingungsfrequenzen (fv) zu kombinieren, muss die Anzahl nv von Schwingungsperioden während einer Wiederholperiode TR frak- tional werden, d.h.:
nv = fv -TR < \
Daraus ergibt sich fv ≤ 1/TR ≤ 1/(TRmin+1/fg) < fg, wobei TRmin die minimale TR der Sequenz ohne Bewegungskodierung ist. Ein Maß für die Synchronisierung zwischen der Bewegungskodierung und der Schwingung ist durch das Verhältnis q gegeben:
Figure imgf000014_0001
In der konventionellen MRE ist q=1 , da hier fv nicht an TR sondern an fg gebunden ist. Im Unterschied dazu ist mit nv < 1 und TRmιn > 0 q immer ein Bruchteil von Eins.
Besonders vorteilhaft ist, wenn zum Nachweis der im Gewebe erzeugten Schwingungen - ein erstes bipolares Gradientenfeldes auf das Gewebe angewandt und ein erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, und anschließend - ein zweites bipolares Gradientenfeldes auf das Gewebe angewandt und ein zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird.
Aus den jeweiligen Datensätzen können Bilder, die die Phasenverteilung im Gewebe darstellen, generiert werden, wodurch ein Rückschluss auf viskoelastische Größen des Gewebes und somit auf pathologische Veränderungen des Gewebes möglich ist. Bevorzugt werden hierzu demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert und das Ergebnis in einem weite- ren Datensatz gespeichert (aus dem z.B. eine Bildinformation gewonnen werden kann).
Eine Möglichkeit, zwei Bilder zu generieren, besteht darin zwei aufeinander folgende Aufnahmen mit unterschiedlichen Gradientenfeldern herzustellen, wobei das erste Gradientenfeld zeitlich invers zu dem zweiten Gradientenfeld ist, so dass das erste Gradienten- feld zu einem bestimmten Zeitpunkt gemessen vom Anfang einer Periode des Gradientenfelds ein Maximum aufweist, während das zweite Gradientenfeld zu diesem Zeitpunkt ein Minimum aufweist.
Eine weitere Möglichkeit bietet sich speziell beim erfindungsgemäßen Verfahren, wenn sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus mehreren Zeitintervallen, die jeweils der Wiederholdauer TR des angewandten Magnetfelds entsprechen, zusammensetzt und jeweils während eines der Zeitintervalle durch Detektieren des vom Gewebe ausgehenden Magnetfeldes ein dem jeweiligen Zeitintervall zugehöriger (die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender) Datensatz erzeugt wird.
Beispielsweise kann sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus einem ersten und einem zweiten Zeitintervall mit jeweils einer Länge TR zusammensetzen, wobei a) ein dem ersten Zeitintervall zugehöriger erster Datensatz erzeugt wird; b) ein dem zweiten Zeitintervall zugehöriger zweiter Datensatz erzeugt wird, wobei die Daten des ersten und des zweiten Datensatzes jeweils bestimmten Abschnitten des Gewebes zugeordnet sind; und c) jeweils demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden. Diese Methode ist besonders vorteilhaft, da zur Aufnahme mehrerer Bilder die Polarität des Gradientenfeldes nicht verändert werden muss, sondern das gleiche Gradientenfeld für jede Aufnahme verwendet wird.
In einer besonders vorteilhaften Weiterbildung erfolgt das Anregen mechanischer Schwingungen im Gewebe mittels der oben beschriebenen erfindungsgemäßen Vorrichtung. Damit steht ein MRE-Verfahren zur Verfügung, das schnell und einfach durchführbar ist. Es wird jedoch darauf hingewiesen, dass die Verwendung einer derartigen Anregungsvorrichtung zwar vorteilhaft ist, dies jedoch nicht zwingend für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist.
Die Erzeugung der Gewebeschwingungen kann neben Lautsprechern durch alle Apparate erfolgen, die direkt oder indirekt eine periodische Bewegung erzeugen. In einem zweiten Aspekt sieht umfasst die Erfindung eine Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) mit
- einem Schrittmotor zum Erzeugen einer periodischen Bewegung und
- einem Übertragungselement zum Übertragen der periodischen Bewegung des Schrittmotors auf das Untersuchungsobjekt, um in diesem mechanische Schwin- gungen zu erzeugen.
Mit einem Schrittmotor kann in einfacher Weise die zur Synchronisation mit dem Bewegungskodiergradienten notwendige hohe Genauigkeit und Stabilität der Schwingungsbewegung gewährleistet werden. Die Anbindung an ein Übertragungselement kann im Falle von starren Materialien (Rohre, Stangen, Stäbe) beispielsweise mit Hilfe von Exzenter- Scheiben erfolgen. Zudem kann eine Hydraulik zur Schwingungserzeugung vorgesehen sein, wobei z.B. zur Ankopplung an ein Übertragungselement ein Exzenter an einen Hydraulikkolben oder an einen anderen Bestandteilen der Hydraulik befestigt sein kann.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Figuren genauer erläutert. Es zeigen:
Fig. 1A eine Seitenansicht eines MRE-Systems mit einer Schwingungserzeu- gungsvorrichtung;
Fig. 1 B eine räumliche Darstellung eines MRE-Systems; Fig. 2A eine Detailansicht einer ersten Ausführungsvariante der Schwingungser- zeugungsvorrichtung;
Fig. 2B eine zweite Ausführungsvariante der Schwingungserzeugungsvorrichtung;
Fig. 3 eine dritte Ausführungsvariante der Schwingungserzeugungsvorrichtung;
Fig. 4 eine Seitenansicht eines Endstücks eines Übertragungselementes zur
Erzeugung von Scherwellen im Gehirn;
Fig. 5A1 5B eine Seiten- bzw. Vorderansicht eines variablen Endstücks eines Übertragungselementes;
Fig. 6 eine Darstellung mittels MRE erzeugter Scherwellen in einer Leber;
Fig. 7 eine Auswertung der in Fig. 6 dargestellten MRE-Untersuchung;
Fig. 8A, 8B den prinzipiellen zeitlichen Verlauf von mechanischer Anregung und Bewegungskodierung bei der MRE;
Fig. 9A, 9B eine Bestimmung eines Phasendifferenzsignals für verschiedene Anregungsfrequenzen;
Fig. 10A, 10B den Verlauf der Spinphase für verschiedene Magnetfeldgradienten;
Fig. 11 A, 11 B eine Darstellung eines berechneten Phase-Rausch-Verhältnis PNR für verschiedene Wiederholzeiten;
Fig. 12 ein Zeitprotokoll einer in vivo Myokardial-MRE;
Fig. 13A, 13B ein Ergebnis einer bSSFP-MRE-Messung an einem menschlichen Bizeps;
Fig. 14 ein Ergebnis eines in vivo bSSFP-MRE-Experimentes an einer menschlichen Leber;
Fig. 15 mittels MRE aufgenommene transmurale Wellen in einem intraventrikulären Septum; Fig. 16 eine beispielhafte Darstellung von Gewebe-Scherwellen in der MRE.
Die Figur 1A zeigt einen Patienten 1 als Untersuchungsobjekt einer MRE-Untersuchung in einem klinischen Tomographen 2. Der Tomograph 2 weist einen Magneten 21 zur Er- zeugung eines statischen und eines periodischen Magnetfeldes in einem zu untersuchenden Gewebe des Patienten 1 auf. Der Magnet 21 weist eine Aufnahmeöffnung 211 zum Aufnehmen des Patienten 1 auf.
In dem Magneten 21 sind alle Systeme untergebracht, die für die Erzeugung des stati- sehen Magnetfeldes und des periodischen Magnetfeldes (zur Ortsauflösung und zur energetischen Anregung der Wasserstoffkerne) notwendig sind. Es handelt sich hierbei um eine in sich geschlossene supraleitende Spule 212, Spulen 213 für in 3 orthogonale
Raumrichtungen zur Ortsauflösung kurzzeitig schaltbare Magnetfeldgradienten (auch zum Erzeugen eines Bewegungskodiergradienten) und eine Haupt-Anregungsspule 214 zur Polarisation der Wasserstoffkerne.
Die Homogenität aller mit den unterschiedlichen Spulen 212-214 erzeugten Magnetfelder ist für die Bildqualität maßgeblich. Störungen dieser Magnetfelder durch beispielsweise metallische Gegenstände müssen daher sorgfältig ausgeschlossen werden.
Die für eine MRE-Untersuchung notwendige Anregung von mechanischen Schwingungen im zu untersuchenden Gewebe wird durch eine Bewegungsquelle 3 erzeugt, die beabstandet zu dem Tomographen 2 angeordnet ist. Die Bewegungsquelle 3 umfasst eine in periodische Schwingungen versetzbare Lautsprechermembran 312.
Die Bewegung der Lautsprechermembran 312 wird über ein mit einem Gelenk 311 verbundenes Übertragungselement in Form eines Rohres 4 mit optimiertem Verhältnis von Biegesteifigkeit und Gewicht auf den Patienten 1 übertragen. Dabei ist ein Ende 41 des Rohres 4 über das Gelenk 311 unmittelbar mit einer Oberfläche der Lautsprechermemb- ran 312 gekoppelt, so dass die Schwingungen direkt über das Gelenk 311 auf das Rohr übertragen werden, ohne dass ein zwischengeschaltetes, gasförmiges Medium beteiligt wäre.
Durch das Gelenk 311 und die damit mögliche Abwinklung des Rohres 4 (und damit der Kraftübertragung) gegenüber der primären Auslenkungsrichtung der Lautsprechermembran 312 wird eine flexible Positionierung des Rohres 4 am Patienten im Bereich des zu untersuchenden Gewebes ermöglicht. Diese für optimale Einkopplung mechanischer Schwingungen in das zu untersuchende Gewebe notwendige Flexibilität wird zusätzlich durch das bewegliche Trägergestell 32 unterstützt.
Die Bewegungsquelle 3 ist modular aufgebaut. So ist die Lautsprechermembran 312 Bestandteil eines Lautsprechers 31 , der in einem luftdicht verschlossenen Gehäuse 33 montiert ist. Das Gehäuse 33 weist standardisierte Abmessungen auf und bildet mit dem Lautsprecher 31 ein Lautsprechermodul 35, das auf einem nichtmagnetischen Trägergestell 32 austauschbar befestigt ist. Durch diesen Aufbau der Bewegungsquelle 3 ist es möglich, ein Lautsprechermodul einfach und schnell durch ein anderes zu ersetzen, so dass je nach Art des zu untersuchenden Gewebes verschiedene Lautsprecher (je nach benötigter Anregungsfrequenz) verwendet werden können.
Das Trägergestell 32 ist durch Sandgewichte stabilisiert, aber über an seiner Unterseite angebrachte Rollen 34 leicht bewegbar. Dadurch, dass die Bewegungsquelle 3 entfernt von dem Tomographen 2 aufgestellt ist, sind wechselseitige Interaktionen und Störungen zwischen dem Lautsprechermagneten mit allen zur MRT-Untersuchung notwendigen Magnetfeldern ausgeschlossen.
Zur Ansteuerung der Lautsprechermembran 31 dient ein Funktionsgenerator 5, der über einen Verstärker 6 mit der Lautsprechermembran 31 elektrisch verbunden ist. Der Funktionsgenerator 5 wird über einen Steuerrechner 7 gesteuert, der wiederum Bestandteil einer Steuerung des Tomographen 2 ist.
Im Folgenden sind einige Kennzahlen einer Vorrichtung gemäß dem oben beschriebe- nen Ausführungsbeispiel zusammengestellt:
Impedanz des Lautsprechers: 2 - 16 Ohm max. Hub Lautsprechermembran: 1 - 60 mm (ohne Last, je nach verwendetem Lautsprecher). Leistung: 100 W - 2 kW Dauerbelastung (je nach verwendetem Lautsprecher).
Werkstoffe: bis auf die in beiden Modulen verwendeten Lautsprechermagnete sind alle
Teile aus nichtmagnetischen Werkstoffen gefertigt.
Trägergestell: Holz, Nichteisenmetalle, PVC, Sand
Module zur Bewegungserzeugung: Holz, Magnesium, PVC, Edelstahl, Epoxidharz Gelenk: Kunststoff, Gummi
Übertragungsrohr: Carbonfaser
Übertragungsköpfe: Holz, PVC, Nylon, Carbonfasern Es versteht sich, dass die Werte nur beispielhaft sind, und ohne weiteres verändert werden können, wenn dies eine bestimmte Anwendung der Vorrichtung erfordert.
Die Figur 1 B zeigt einen ähnlichen MRE-Tomographen wie die Fig. 1A. In einem To- mographen 2 befindet sich ein Patient 1. Eine Bewegungsquelle 3 zur Erzeugung mechanischer Schwingungen in einem Gewebe des Patienten 1 ist in einem Abstand d von dem Tomographen 2 installiert. Der Abstand beträgt in diesem Ausführungsbeispiel mehr als 2,5 m, um eine störende Wechselwirkung des Lautsprechermagneten mit den Magnetfeldern des Tomographen sicher auszuschließen. Es versteht sich, dass dieser Ab- stand je nach Ausführung der Bewegungsquelle und des Tomographen variieren kann, also auch weniger als die genannten 2,5 m betragen kann.
Figur 2A zeigt im Detail ein Lautsprechermodul 35 zur Verwendung in einer Bewegungsquelle wie in Fig. 1A, 1 B beschrieben. Das Lautsprechermodul 35 weist einen doppelt gelagerten Lautsprecher 31 auf, der in einem geschlossenen Gehäuse 33 angeordnet ist. Der Lautsprecher 31 besitzt eine Lautsprechermembran 312 sowie zur Erzeugung einer periodischen Membranbewegung einen im Vergleich mit einem gewöhnlichen Lautsprecher unveränderten Antrieb aus einem Magneten 313 und einer Induktionsspule 314. Zur Ansteuerung des Lautsprechers 31 sind darüber hinaus elektrische Anschlüsse 315 vorhanden, über die der Lautsprecher mit einer Steuereinheit (nicht dargestellt) verbunden werden kann.
Der Lautsprecher 31 ist jedoch hinsichtlich der für eine direkte Übertragung von Schwingungsbewegungen erforderlichen Gegebenheiten modifiziert. So ist zur Kraftübertragung über eine möglichst große Fläche, die für eine hohe Standfestigkeit und Robustheit gegenüber den auftretenden Kräften vorteilhaft ist, eine zusätzliche Stabilisationshülse 316 integriert. Ein als Stange 400 ausgebildetes Übertragungselement ist über Befestigungsmittel in Form von Klebstoff 320, einer Kunststoffträgerplatte 321 und einem Gewindezapfen 322 mit der Lautsprechermembran 312 verbunden.
Die Lautsprechermembran 312 wird mit dem Klebstoff 320 zusammen mit der Kunststoffträgerplatte 321 großflächig und spaltfüllend in den Lautsprecher 31 eingeklebt. Das Gelenk 311 ist mit der Kunststoffträgerplatte 321 über den Gewindezapfen 322 in der Trägerplatte 321 und in dem Klebstoff 320 verankert.
Die Verbindung über die beschriebenen Befestigungsmittel ist so ausgeführt, dass Schwingungen der Membran direkt über die Befestigungsmittel (Klebstoff, Trägerplatte, Gelenk) in die Übertragungsstange weitergeleitet werden, ohne dass die Schwingungen zuvor über ein gasförmiges Medium wie Luft geleitet würden.
An einem Gelenkkopf 3111 ist ein Ende 41 der Stange 400 für die Schwingungsübertra- gung fixiert. Die Stange 400 weist an ihrem dem Gelenk 311 gegenüberliegenden Ende 403 ein variables, leicht austauschbares Endstück 44 auf, mit dem die Schwingungsbewegungen durch direkten Kontakt in das Untersuchungsobjekt übertragen werden. Das Endstück 44 ist an der Stange 400 mit Schraubverbindungen fixiert und leicht austauschbar. Die Form der Endstücke kann dadurch variabel an das jeweilige Untersu- chungsobjekt optimiert werden. Bauformen reichen hierbei vom einfachen Kugelkopf über Beißhölzer bis zum Antrieb von Richtungsumsteuerungen oder der Kraftumlenkung auf spezielle nachgeschaltete Übertragungsmechanismen (siehe Fig. 4, 5).
Die Figur 2B zeigt eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung. Wie in Fig. 2A weist ein Lautsprechermodul 35 einen in einem Gehäuse 33 angeordneten Lautsprecher 31 auf. Ein Gelenk 311 ist mit einem Abschnitt 3112 über einen Klebstoff 320 mit einer Membran 312 des Lautsprechers 31 verbunden. Die Verbindung erfolgt über einen ersten Gewindezapfen 322, der mit einem Ende in den Klebstoff 320 hineinragt. Das Gelenk 311 ist an seiner der Lautsprechermembran 312 abgewandten Seite mit einem Rohr 4 als Übertragungselement verbunden. Im Unterschied zum Lautsprechermodul der Fig. 4 erfolgt die Verbindung des Gelenkes 311 mit dem Rohr 4 über einen zweiten Gewindezapfen 323.
Mit Hilfe des Gelenkes 311 ist es möglich, das Rohr 4 in einem Winkelbereich α zwi- sehen +- 10° zu schwenken. Dadurch wird eine flexiblere Positionierung des Lautsprechermoduls 35 in Bezug auf einen Tomographen (in Fig. 2B nicht dargestellt; vgl. Fig. 1 B) ermöglicht. Der Abstand d des Lautsprechermoduls 35 zum Tomographen kann 2-4 m betragen.
Figur 3 stellt eine weitere Ausführung der Vorrichtung im Detail dar, nämlich ein Lautsprechermodul 35, das für eine indirekte Erzeugung einer periodischen Bewegung einer Lautsprechermembran ausgebildet ist. Das Lautsprechermodul 35 besteht aus einem geschlossenen Gehäuse 33 mit elektrischen Anschlüssen 315 und einem doppelt gelagerten ersten Lautsprecher 31 mit einer Lautsprechermembran 312, die an ein Übertra- gungselement in Form eines Rohres 4 angekoppelt ist. Bei diesem Lautsprechermodul stellt jedoch die Lautsprechermembran 312 eine Passivmembran dar, da der Lautsprecher 31 keinen eigenen Antrieb aufweist. Die (passive) Lautsprechermembran 312 wird von einem zweiten Lautsprecher 30 mit einer (aktiven) Lautsprechermembran angetrieben, der im insgesamt geschlossenen System (Gehäuse 33) periodische Druckschwankungen erzeugt, denen die luftdichte passive Membran 312 folgt.
Die Kraftübertragung von der passiven Membran 312 über das Rohr 4 und einen Übertragungskopf 44 auf einen Patienten (nicht dargestellt) erfolgt auf die bereits beschriebe- ne Weise. Die passive Membran 312 weist wie die Membranen der Fig. 2A1 2B eine zusätzlich integrierte Stabilisationshülse 316, einer mit Klebstoff 320 fixierten Kunststoffträgerplatte 321 und einem eingeschraubten Gelenk 311. Das Rohr 4 und der Übertragungskopf 44 sind universell für alle Module einsetzbar.
Die Figur 4 zeigt ein Endstück 45 für Übertragung mechanischer Schwingungen in ein Himparenchym. Besonderen Wert wurde bei dieser Komponente auf eine einfache Anwendung für Untersuchungen an Patienten und kurze Vorbereitungszeiten gelegt. Individuelle Anpassungen, wie sie beispielsweise bei Beißhölzern notwendig sind entfallen dadurch.
Die mechanischen Schwingungen werden von einem Übertragungsrohr 4 über eine formschlüssige Passung 441 und Verschraubung 442 über einen Gelenkkopf 453 in das Endstück 45 übertragen. Der zentrale Bestandteil des Endstücks 45 ist ein stabiles Kunststoffrohr 454 in dem der Kopf 11 einer zu untersuchenden Person ruht. An dem mit Fenstern 455 versehenen Kunststoffrohr 454 ist neben dem Gelenkkopf 453 eine Rolle 456 angebracht, mit der die horizontale Primärbewegung des Übertragungsrohrs 4 in eine Auf- und Abbewegung des Kopfes 11 umgesetzt wird. Die Rolle 456 ist verschiebbar gelagert, um das Endstück 45 gegenüber einem Auflagepunkt 357 des Kopfes 11 zu verschieben. Dies ist notwendig, um eine maximal mögliche Anregung des zu untersu- chenden Gewebes sicherzustellen. Die Bewegungsübertragung in den Kopf wird minimal, wenn der Drehpunkt der Rolle und der Auflagepunkt 357 des Kopfes 11 übereinander stehen.
Die Figuren 5A, 5B zeigen unterschiedliche Ansichten eines Endstücks 46 zur variablen Übertragung mechanischer Schwingungen in eine Vielzahl von Gewebe. Die lineare Bewegung eines Übertragungsrohres 4 wird über eine formschlüssige Passung 441 und Verschraubung 442 über einen Kugelkopf 461 auf eine Anregungsstange 462 des Endstücks 46 übertragen. Die Anregungsstange 462 endet in einem Übertragungskopf 465, der in Form und Größe ebenfalls variabel ist und zum Erzeugen von Schwingungen in direktem Kontakt mit Körperoberfläche eines Patienten (nicht dargestellt) steht.
Die Anregungsstange 462 ist in einem Kunststoffkugelgelenk 463 über eine Lagereinheit 467 gelagert, wobei die Lagereinheit 467 mit einer Horizontalbefestigung 468 eines Positioniergestells 464 verbunden ist. Die Horizontalbefestigung 468 ist über eine vertikale Distanzstange 469 mit einer Grundplatte 470 verbunden.
Um eine Möglichst hohe Variabilität zu gewährleisten, gibt es folgende Möglichkeiten, die Position des Übertragungskopfes zu verändern:
- Vertikale Feineinstellung der Anregungsstange 462 durch eine Klemmschraube 466 am Kugelgelenk 463.
- Horizontale Feineinstellung der Anregungsstange 462 durch Verschiebbarkeit der Lagereinheit 467 relativ zur Horizontalbefestigung 468. - Vertikale Grobeinstellung der Lagereinheit 467 durch unterschiedlich lange Distanzstangen 469.
- Horizontale Grobeinstellung durch Verschiebbarkeit der Distanzstangen 469 auf der Grundplatte 470.
Figur 6 zeigt eine Serie von Bildern eine Gewebes (Leber), die mittels einer MRE- Untersuchung unter Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Schwingungserzeugung erzeugt wurden. Das Teilbild a) zeigt, dass Schwingungen über eine Übertragungsstange 4 in die Leber 12 eines Patienten 1 eingekoppelt wurden. Mittels Magnetresonanz wurden die Schwingungen detektiert und ein Grauwertbild generiert, wobei die Grauwerte verschiedenen Phasenzuständen der in der Leber angeregten mechanischen Schwingungen (in Form von Scherwellen) entsprechen. Hierbei wurden für verschiedene Schnitte 13 (von #1-11 nummeriert) durch die Leber 12 der Versuchsperson derartige Bilder erzeugt (die Teilbilder der Fig. 6 zeigen jeweils eine einem dieser Schnitte zugeordnete MRE-Aufnahme).
Die hellen Bereiche 14 jeweils eines Grauwertbildes stellen Minima der Scherwellen dar. Aus den Grauwertbildern lässt somit z.B. durch Bestimmen des Abstandes zweier benachbarter Hellstellen 14 die Wellenlänge der im Gewebe angeregten Scherwellen ermitteln. Aus der Wellenlänge wiederum können viskoelastische Kenngrößen des Gewebes bestimmt werden. Dies ist in der Fig. 7 für die jeweiligen Schnitte (x-Achse, #1-11 ) der Fig. 6 dargestellt. Auf der y-Achse ist das Schermodul aufgetragen, so dass jedem Schnitt #1-11 durch die Leber ein Schermodul zugeordnet ist. Fällt ein Wert aus dem Normbereich heraus (wie im Fall der Schnitte #5-8) ist dies ein Anzeichen für eine pathologische Veränderung des jeweiligen Gewebeabschnittes.
Die Figur 8A zeigt das Prinzip eines klassischen MRE-Experimentes, wonach in einem Gewebe mechanische Schwingungen mit einer Frequenz fv angeregt werden. Die Bewe- gungssensibilisierung (Bewegungskodierung) erfolgt über bipolare Bewegungsgradienten GME (mit Frequenz fg), die Bestandteil einer Magnetfeld-Sequenz zum Nachweis der Gewebeschwingungen sind. Die MRT-Sequenz besitzt eine Wiederholzeit TR. Bei der in Fig. 8A dargestellten herkömmlichen MRE-Methode entspricht die Frequenz fg des Be- wegungsgradienten GME der Frequenz fv der mechanischen Schwingungen, so dass
In zwei aufeinander folgenden Experimenten A1 B wird die Polarität des Bewegungsgradienten GME umgekehrt, um einen Phasenkontrast Δφ zu erhalten, der nur von der ko- dierten Bewegung (der erzeugten mechanischen Schwingung) abhängt. Dazu werden die jeweils in den Experimenten A, B erzeugten Daten (die Phase der Schwingungen kennzeichnend) miteinander verarbeitet, z.B. voneinander subtrahiert.
Die Figur 8B zeigt das Prinzip des erfindungsgemäßen Verfahrens, bei dem im Unter-
schied zum klassischen Verfahren der Fig. 8A gilt: f < — . In Fig. 8B sind drei ver- v TR schiedene Schwingungsmodi für den Polarisationsvektor u (der mechanischen Schwingung) dargestellt. Die Schwingungsmodi sind gekennzeichnet dadurch, dass die Anzahl nv während einer Wiederholperiode TR unterschiedliche Bruchteile des Wertes Eins aufweist: nv=1 (fv = 1/TR)1 nv = 1/2 (fv = 1/(2TR)) and nv = 1/4 (fv = 1/(4TR)). Der Stern be- zeichnet einen Trigger für den Wellengenerator (um die mechanischen Schwingungen mit der MRT-Sequenz zu synchronisieren). Für nv=1 müssen zwei separate Experimente mit entgegengesetzten GME-Polaritäten durchgeführt werden, um Δφ zu berechnen (s. Fig. 8A). Für nv = V2 und nv = VA werden die Phasenbilder für die Subtraktion durch Ver- schachteln (interleaving) aufgenommen (Δφ =A - B bzw. 2Δφ =A - C + i(B - D)).
Fig. 9A stellt ein Phasendifferenzsignal Δ^ in der MRE für verschiedene Gewebe (Muskel- und Lebergewebe A1 B) dar. Der Bewegungskodiergradient MEG hat eine Frequenz fg=150 Hz. Es ist deutlich zu erkennen, dass die Maxima der beiden Kurven weit unterhalb der MEG-Frequenz fg erreicht werden. Das bedeutet, dass die Verwendung geringe- rer Anregungsfrequenzen zur Erzeugung von Gewebeschwingungen (fv< fg) vorteilhaft ist. Insbesondere wird hierdurch eine Einbuße beim Phasensignal durch Kodieren nur eines Bruchteils einer Schwingungsperiode (wie beim erfindungsgemäßen Verfahren) mindestens ausgeglichen.
Fig. 9B zeigt ebenfalls die Abhängigkeit des Phasendifferenzsignal Δφ in Abhängigkeit von der Anregungsfrequenz fv für verschiedene Kodierfrequenzen fg. Wiederum ist zu erkennen, dass die maximal erreichbare Phasendifferenz jeweils bei Anregungsfrequenzen fv unterhalb fg liegt.
Die Figuren 10A, 10B verdeutlichen das Prinzip des Nachweises von Gewebeschwingungen mittels Magnetresonanz. Fig. 10A stellt einen Anteil der Spinphase φn dar, der auf einen Phasenkodiergradienten zurückgeht, Fig.10B einen Anteil der Spinphase φn, der auf einen (bipolaren) Bewegungskodiergradienten zurückgeht. Dabei nimmt der Pha- senkodiergradient linear mit der Zeilennummer n ab, während der bipolare Bewegungskodiergradient konstante Amplitude hat. Drei verschiedene Schwingungsmodi werden betrachtet: Mit nv=1 (kreisförmige Symbole) tritt eine Phasenverschiebung auf, die proportional zu der Stärke des Phasenkodiergradienten ist. Mit nv = 1A (quadratische Symbole) ergibt sich eine periodisch wechselnde Phasenverschiebung, was ausgenutzt wird, um unterschiedlichen Bilder A, B gerade bzw. ungerade Zeilennummern zuzuweisen.
Die gestrichelte Kurve entspricht nv = 0.9, d.h. eine Frequenzfehlanpassung zwischen 1/TR and fv. Dies führt zu einem „Beat" (oder Interferenz) von φ„ mit einer Periode TR/0.1. Die gepunktete Linie stellt die Spinphase von statischen Partikeln dar.
Die Figuren 11 A, 11 B zeigen ein berechnetes Phase-Rausch-Verhältnis (phase-to-noise- ration - PNR) für zwei viskoelastische Materialien mit verschiedenen T2*- Relaxationszeiten, um Muskelgewebe (Fig. 11A mit μ = 5000 kPa, η = 2 Pas, T2* = 17 ms) bzw. Lebergewebe (Fig. 11 B mitμ = 2000 kPa, η = 4 Pas, T2* = 9 ms) zu modellie- ren. Zum Vergleich stellt eine gestrichelte Kurve ein klassisches MRE-Experiment dar, wonach die Schwingungsfrequenz fv und die Kodierfrequenz fg zusammenfallen, d.h. fv = fg = 1/TR (TRmin = 0). Die offenen Kreise kennzeichnen eine jeweils optimale Wiederholzeit TR', die sich aus dem PNR ergibt:
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Weitere Simulationsparameter sind: |uo| = 100 μm; |GME| = 20 mT/m (Muskelgewebe), 35 mT/m (Leber); SNR0 = 11 ; TRmin = 3.4 ms (Muskel) 3.2 ms (Leber).
Die Figur 12 stellt ein Zeitprotokoll einer in vivo Myokardial-MR-Elastographie dar. Aufgrund des hohen Anteils interner Bewegungen ist es hier notwendig, einen niedrigen Kodieranteil zu wählen (q « 0.1 , nv = %). Zusätzlich ist die Phasenkodierung des k- Raums in 8 Segmente mit 9 Linien aufgeteilt, die innerhalb von 8 Herzzyklen aufgenommen werden. Als Ergebnis entstehen 4x4 geschachtelte (interleave) Phasenaufnahmen, die zu 4 komplexen Phasendifferenzbildern zusammengesetzt werden, die jeweils den kardialen Phasen © bis ® in Fig. 12 zugeordnet sind.
Die Figuren 13A, 13B zeigen ein Ergebnis einer bSSFP-MRE-Messung an einem menschlichen Bizeps unter Verwendung einer Anregungsfrequenz für Scherwellen von 120 Hz (Fig. 13A) bzw. 75 Hz (Fig. 13B) und nv = 1. Die jeweils oberen Bilder zeigen die (in Grauwerte übersetzte) Amplitude der Scherwellen, die jeweils unteren Bilder die Phasendifferenz. In Fig. 13A treten im Unterschied zu Fig. 13B wegen der kleineren Amplitude der Bewegungskodierung und der kürzeren Wiederholzeit (u3 = 50 μm; q = 0,6) keine Rand-Artefakte (banding-Artefakte) auf. In Fig. 13B sind Voids und Einfaltungsartefakte (phase wrapping) zu sehen (Anregungsamplitude U3 = 150 μm; q = 0,75). Die PNR der Messung der Fig. 13B ist ungefähr 2,3-mal höher als die PNR der Messung der Fig. 13A, was auf die Verlängerung des Bewegungskodiergradienten von 5 auf 10 ms und die größere Anregungsamplitude zurückzuführen ist.
Die Messung (wie auch die nachfolgend beschriebenen Messungen) wurde mit einem 1 ,5 T Scanner durchgeführt. Die bSSFP-Sequenz ist eine konventionelle Sequenz, der der beschriebene Bewegungskodiergradient hinzugefügt ist (trapezoidal, bipolar mit variabler Richtung, mit Frequenz und Amplitude zwischen Phasenkodier- und Read-Out- Gradient). Die Schwingungsphase wurde durch Triggern des Wellengenerators am Be- ginn jedes N-ten TR-Zyklus (N = Anzahl der geschachtelt aufgenommenen Bilder) mit der MR-Bildaufnahme gekoppelt; vgl. Fig. 8A, 8B.
Es wurden 20 Wellenbilder mit alternierender Amplitude des Bewegungskodiergradienten aufgenommen, um durch komplexe Bildsubtraktion 10 Δφ-Bilder zu erhalten, vgl. „Bern- stein MA, King KF, Zhou XJ. Handbook of MRI pulse sequences. Burlington: Elsevier
Academic Press; 2004". Der Wellentrigger wurde 10 mal verschoben, um den Phasen- offset θ von π/5 to 2π zu durchlaufen. Die Datenaufnahme wurde nach jeweils 2,5 s wiederholt, was eine Messzeit von 50 s ergibt. Weitere Sequenz-Parameter sind: |GME| = 20 mT/m entlang Schnittrichtung; FoV = 250 mm; 128x128 Matrix; Schnittdicke: 5 mm; a = ±50°; koronale Bildebene durch eine Längsachse des Muskels.
Die Datenauswertung zum Ableiten elastischer Parameter erfolgte durch Anwenden eines Gruppengeschwindigkeitsinversionsverfahren wie beschrieben in Papazoglou S, Rump J, Klatt D, Hamhaber U, Braun J, Sack I. Group-velocity inversion in MR e- lastography on skeletal muscles. In: Proceeding of the 14th Annual Meeting of ISMRM. Seattle. 2006.
In Fig. 14 ist das Ergebnis eines in vivo bSSFP-MRE-Experimentes an einer menschlichen Leber gezeigt. Das mit a) bezeichnet Bild wurde in einer Ebene (in Bezug auf den menschlichen Körper) aufgenommen, ohne dass ein Bewegungskodiergradient ange- wandt wurde, d.h. TR = TRmin = 3.2 ms. Die mit b), c) bezeichneten Aufnahmen der Fig. 14 zeigen bSSFP-MRE-Bilder an demselben Schnitt wie Aufnahme a), jedoch wurde ein Bewegungskodiergradient auf die Leber angewendet mit fv = 51 Hz and nv = !4,TR = 9.85 ms (Teilbild b)) and fv = 76 Hz and nv = 1 , TR = 13.2 ms (Teilbiid c)).
Die oberen Bilder stellen jeweils die MRE-Amplitude dar. Es ist eine starke Abnahme der Signalintensität zu erkennen, die auf T2 *-Dephasing bei langen Echozeiten zurückzuführen ist. Trotz des besonders in den Aufnahmen c) geringen SNR (Signal-to-Noise-Ratio) ist die PNR innerhalb der Leber immer noch hoch genug, um elastische Parameter durch Inversion der Wellengleichung zu rekonstruieren. Die PNR in den Aufnahmen b) ist grö- ßer als in den Aufnahmen c), obwohl die Frequenzfehlanpassung von Bewegungskodierung und (mechanischen) Schwingungen größer ist (q = 0.34 in b) gegenüber q = 0.76 in c)).
Die ermittelten Daten wurden durch Extrahieren der ersten harmonischen Schwingung aus dem Fourierraum bei fv verarbeitet (s. Sinkus R, Lorenzen J, Schrader D, Lorenzen M, Dargatz M, Holz D. High-resolution tensor MR elastography for breast tumour detecti- on. Phys. Med. Biol. 2000;45(6): 1649-1664). Die komplexen Daten wurden in ein Programm zur linearen Inversion eingegeben, das auf einer algebraischen Inversion der Wellengleichung mit Viskosität basiert (s. Catheline S, Gennisson JL, Delon G, Fink M1 Sinkus R, Abouelkaram S, CuMoIi J. Measuring of viscoelastic properties of homogene- ous soft solid using transient elastography: an inverse problem approach. J Acoust Soc Am 2004;116(6):3734-3741 ). Die Viskosität der Leber wurde mittels der Dispersionsfunktion der Wellengeschwindigkeit bei abgeschätzt fv=51 und 76 Hz mit Voigts viskoelastischem Modell abgeschätzt; vgl. Lai WM, Rubin D, Krempl E. Introduction to Continuum Mechanics: Butterworth Hei- nemann Ltd; 1994. 570 p.
In den Bilder der Figur 15 zeigen transmurale Wellen in dem intraventrikulären Septum (IVS) eines Probanden, die extern durch 50 Hz Schwingungen des Brustkorbs angeregt wurden. Die mit a) bezeichneten Aufnahmen sind Cine-bSSFP-MRI-Bilder zum anatomi- sehen Vergleich. Die Lage des IVS ist durch die geschlossene Linie gekennzeichnet. In diesem Gebiet erstreckt sich das Myokardium innerhalb einer Bildebene mit 5 mm Dicke. Die Zeitauflösung der Bilder in a) beträgt ungefähr 40 ms.
Die Phasendifferenzaufnahmen der Bilder b) mit ungefähr 180ms Zeitauflösung zeigen die extern induzierten Schwingungen im IVS. Die Schwingungen wurden mit bipolaren Bewegungskodiergradienten mit 500 Hz entlang der Schnittebene kodiert. Dabei wurden Lautsprecherbewegungen über eine Übertragungsstange auf den Brustkorb übertragen. Die Schwingungsstärke wurde entsprechend dem subjektiven Empfinden der Versuchsperson angepasst.
Die maximale Schwingungsamplitude wurde mit 40μm abgeschätzt, da eine genaue Berechnung wegen des Beitrags der Bildgradienten zu Δφ die vollständige Kenntnis aller Komponenten der Auslenkungspolarisierung u erfordern würde. Die Pfeile K kennzeichnen die Ausbreitungsrichtung der Scherwellen.
Die Figuren 16a-d zeigen das Prinzip der MRE-Auswertung. Scherwellen werden in ein Gewebe eingekoppelt und mittels Magnetresonanz nachgewiesen (Fig. 16a, b). Die hellen Bereiche in Fig. 16a, b stellen Bereiche maximaler Amplitude der Scherwellen dar. Ein comperterimplementierter Auswertealgorithmus kann benutzt werden, um die MRE- Daten vor der bildlichen Darstellung zu filtern. Beispielsweise kann ein Schwellwert für die darzustellenden Schwingungsamplituden (d.h. der Amplitude der Scherwellen) gesetzt werden, um Amplituden, die unterhalb des Schwellwerts liegen, herauszufiltem. Der Amplituden-Schwellwert in Fig. 16b ist höher als in Fig. 16a, weshalb die dargestellte Scherwelle im Vergleich zur Fig.16b nach kürzerer Wegstrecke „abbricht". Die Figuren 16c, d zeigen aus MRE-Messungen bestimmte Werte für das Schermodul μ bzw. Viskosität η bei verschiedenen Anregungsfrequenzen fv. Das Bestimmen dieser Größen erfolgt durch Auswertung der Darstellung der Scherwellen im Gewebe (wie in Fig. 16a, b), d.h. der Amplitude und der Wellenlänge der Scherwellen.
Repräsentative Parameter der in vivo fraktionalen MRE an Bizeps, Leber und IVS sind in Tabelle 1 zusammengestellt. Mit q = 0.6, 0.33, and 0.1 wird die MRE- Bewegungskodierung von Bizeps zu Herz mehr und mehr "fraktional". Die vorgeschlagenen Schwingungsfrequenzen sind u.U. nicht immer möglich, da sie von TRmin abhängen, die wiederum über die Bildauflösung bestimmt ist. Die PNR wurde mit oben beschriebener Gleichung und mit den folgenden Parametern berechnet: TRmin: 3.5 ms, SNR0 = 11 , |GME| = 35 mT/m, |uo| = 100 μm; Muskel: T2 * 17 ms, μ = 5000 Pa, η = 2 Pas; Leber: T2 * = 9 ms, μ = 2000 Pa, η = 4 Pas.
Der Parameter μ fasst die in den beschriebenen Messungen für Leber und Muskel bestimmten elastischen Module zusammen oder ist der Literatur entnommen (Kanai H. Propagation of spontaneously actuated pulsive Vibration in human heart wall and in vivo viscoelasticity estimation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2005;52(11 ): 1931 -1942 (Ultraschall) und Wen H, Bennett E, Epstein N, Plehn J. Magne- tic resonance imaging assessment of myocardial elastic modulus and viscosity using displacement imaging and phase-contrast velocity mapping. Magn Reson Med 2005;54(3):538-548 (MRI)).
(*) Die Gesamtscanzeit ist eine Abschätzung für planare MRE mit Aufnahme von 8 θ- Verschiebungen und einer Matrixgröße von of 128 (Bizeps, Leber) bzw. 64 (Herz). (**) Im Fall des Herzens erzeugt ein einzelner Scan zwei Bilder Aφ(θ) and Δ#>(0 + 9O°) gegenüber 2Δφ = A - C + i(B - D) wie weiter oben beschrieben. Bezugszeichenliste
1 Patient
11 Kopf
13 Schnitt
14 Hellstelle
2 Tomograph
21 Magnet
211 Aufnahmeöffnung
212 supraleitende Spule
213 Spule
214 Haupt-Anregungsspule
3 Bewegungsquelle
31 Lautsprecher
311 Gelenk
3111 Gelenkkopf
3112 Gelenk-Abschnitt
312 Lautsprechermembran
315 elektrische Anschlüsse
316 Stabilisationshülse
32 Trägergestell
320 Klebstoff
321 Kunststoffträgerplatte
322 Gewindezapfen
323 Gewindezapfen
33 Gehäuse
34 Rollen 5 Lautsprechermodul 57 Auflagepunkt 0 aktiver Lautsprecher 01 aktive Lautsprechermembran
Rohr 1 Ende 41 formschlüssige Passung 42 Verschraubung 4 Endstück 400 Stange
403 Ende
45 Endstück
453 Gelenkkopf
454 Kunststoffrohr
455 Fenster
456 Rolle
46 Endstück
461 Kugelkopf
462 Anregungsstange
463 Kugelgelenk
464 Positioniergestell
465 Übertragungskopf
466 Klemmschraube
467 Lagereinheit
468 Horizontalbefestigung
469 Distanzstange
470 Grundplatte
5 Funktionsgenerator
6 Verstärker
7 MRT-Steuerung

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsobjekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) mit - einer in periodische Bewegungen versetzbaren Membran (312) und
- einem Übertragungselement (4, 400) zum Übertragen periodischer Bewegungen der Membran (312) auf das Untersuchungsobjekt (1 ), wobei
- die Membran (312) mit dem Übertragungselement (4, 400) über Befestigungsmittel (311 , 320, 321 , 322) derart verbunden ist, dass periodische Bewegungen der Membran über die Befestigungsmittel (311 , 320, 321 , 322) an das Übertragungselement (4, 400) weitergeleitet werden, um in dem Untersuchungsobjekt (1 ) mechanische Schwingungen zu erzeugen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass eine Oberfläche der Membran (312) mit dem Übertragungselement (4, 400) verbunden ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran
(312) stoffschlüssig mit dem Übertragungselement (4, 400) verbunden ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die stoffschlüssige Verbindung mittels Klebstoff (320) erfolgt.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran
(312) formschlüssig mit dem Übertragungselement (4, 400) verbunden ist.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Befestigungsmittel (311 , 320, 321 , 322) eine mit einem Klebmittel (320) an der Membran (312) zentrisch befestigte Trägerplatte (321 ) umfassen, die mit dem Übertragungselement (4, 400) verbunden ist.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Befestigungsmittel (311 , 320, 321 , 322) Elemente zur Herstellung einer Schraub- oder Nietverbindung zwischen dem Übertragungselement (4, 400) und der Membran (312) aufweisen.
8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch ein röhr- oder stangenförmiges Übertragungselement (4, 400).
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran mit einem Ende (41 ) des röhr- oder stangenförmigen Übertragungselementes (4, 400) verbunden ist.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Ende (41 ) des
Übertragungselementes (4, 400) mit einem zentralen Abschnitt der Membran (312) verbunden ist.
11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran (312) zur Kraftübertragung eine zentrisch angeordnete stabilisierende Hülse (316) aufweist.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Übertragungselement (4, 400) über ein Gelenk (311 ) mit der Membran verbunden ist.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Übertragungselement (4, 400) starr ausgebildet ist.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass das Übertragungselement (4, 400) flexibel ausgebildet ist.
15. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Übertragungselement (4) ein mit einer Flüssigkeit gefülltes Rohr umfasst.
16. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran (312) eine Lautsprechermembran ist.
17. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass neben der mit dem Übertragungselement (4, 400) verbundenen Membran (312) (passive Membran) eine weitere Membran (301 ) (aktive Membran) angeordnet ist, durch deren Bewegungen die mit dem Übertragungselement (4, 400) verbundene Membran (312) in Bewegung versetzbar ist.
18. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den beiden Membranen (301 , 312) ein luftgefüllter Hohlraum angeordnet ist, über den Be- wegungen der aktiven Membran (301 ) auf die passive Membran (312) übertragen werden.
19. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Übertragungselement (4, 400) an seiner dem Untersuchungsobjekt (1 ) zugewandten Seite ein zu seiner Haupterstreckungsrichtung abgewinkelt verlaufendes stab- oder rohrförmiges Anregungselement (462) aufweist.
20. Vorrichtung zum Erzeugen mechanischer Schwingungen in einem Untersuchungsob- jekt bei der Magnetresonanzelastographie (MRE) mit
- einem Schrittmotor zum Erzeugen einer periodischen Bewegung und
- einem Übertragungselement (4, 400) zum Übertragen der periodischen Bewegung des Schrittmotors auf das Untersuchungsobjekt (1 ), um in diesem mechanische Schwingungen zu erzeugen.
21. Vorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass der Schrittmotor über eine Exzenterscheibe mit dem Übertragungselement (4, 400) so gekoppelt ist, dass die periodische Bewegung des Schrittmotors eine periodische Hin- und Herbewegung des Übertragungselements (4, 400) bewirkt.
22. MRE-Einrichtung, die eine Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche aufweist.
23. Verfahren zum magnetresonanzelastographischen Bestimmen biomechanischer Ei- genschaften von Gewebe, mit den Schritten: a) Anregen mechanischer Schwingungen mit einer Frequenz fv in dem zu untersuchenden Gewebe; b) Nachweis der mechanischen Schwingungen im Gewebe mittels Magnetresonanz, wobei ein periodisches Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR≤1/fv auf das Gewebe angewandt wird.
24. Verfahren nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass ein periodisches
Magnetfeld mit einer Wiederholzeit TR<1/fv auf das Gewebe angewandt wird.
25. Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, dadurch gekennzeichnet, dass das periodi- sehe Magnetfeld Teil einer Aufnahmesequenz eines Magnetresonanzelastographie-
Verfahrens (MRE-Sequenz) ist, die die Wiederholzeit TR aufweist.
26. Verfahren nach einem der Ansprüche 23 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die
Magnetresonanz zum Nachweis der mechanischen Schwingungen das Anwenden einer Magnetresonanzelastographie-Sequenz (MRE-Sequenz) umfasst, die sich mit der Wiederholzeit TR wiederholende MRE-Untersequenzen aufweist.
27. Verfahren gemäß Anspruch 25 oder 26, dadurch gekennzeichnet, dass die MRE-
Sequenz eine Aufnahmesequenz eines Magnetresonanztomographie-Verfahrens umfasst (MRT-Sequenz).
28. Verfahren gemäß Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass die MRT-Sequenz Magnetfelder unterschiedlicher Dauer und Amplitude sowie mindestens ein Radiosignal umfasst.
29. Verfahren gemäß Anspruch einem der Ansprüche 25 bis 28, dadurch gekennzeich- net, dass die MRE-Sequenz ein oszillierendes Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen umfasst.
30. Verfahren gemäß Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen ein zeitab- hängiges Gradientenfeld (MEG) ist.
31. Verfahren nach einem der Ansprüche 23 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass der
Nachweis der im Gewebe angeregten Schwingungen mittels Magnetresonanz das Erzeugen einer bildlichen Aufnahme des Gewebes und der im Gewebe angeregten Schwingungen umfasst.
32. Verfahren nach Anspruch 26 und 31 , dadurch gekennzeichnet, dass das Erzeugen einer einzelnen Aufnahme einen oder mehrere Aufnahmeschritte erfordert, wobei ein Aufnahmeschritt jeweils das Anwenden einer MRE-Untersequenz umfasst, so dass die zeitlichen Dauer eines Aufnahmeschrittes der Wiederholzeit TR der MRE-
Untersequenz entspricht.
33. Verfahren gemäß Anspruch 32, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Aufnahme aus einer Bildzeile oder mehreren Bildzeilen zusammensetzt und ein Aufnahme- schritt in dem Erzeugen einer Bildzeile oder mehrerer Bildzeilen des Bildsignals besteht.
34. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 23 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass eine Periodenlänge der im Gewebe angeregten Schwingungen der Wiederholzeit TR entspricht oder ein ganzzahliges Vielfaches der Wiederholzeit TR ist.
35. Verfahren gemäß Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregen der mechanischen Schwingungen synchronisiert mit dem oszillierendes Magnetfeld zum Kodieren der im Gewebe angeregten mechanischen Schwingungen erfolgt.
36. Verfahren gemäß Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, dass das Gradientenfeld (MEG) während einer Periode die Magnetfeldrichtung wechselt (bipolares Gradientenfeld).
37. Verfahren gemäß Anspruch 36, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanz zum Nachweis der im Gewebe erzeugten Schwingungen - ein erstes bipolares Gradientenfeld auf das Gewebe angewandt und ein erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, und anschließend
- ein zweites bipolares Gradientenfeld auf das Gewebe angewandt und ein zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz er- zeugt wird.
38. Verfahren gemäß Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Gradientenfeld zeitlich invers zu dem zweiten Gradientenfeld ist, so dass das erste Gradientenfeld zu einem bestimmten Zeitpunkt gemessen vom Anfang einer Periode des Gradientenfelds ein Maximum aufweist, während das zweite Gradientenfeld zu diesem Zeitpunkt ein Minimum aufweist.
39. Verfahren gemäß Anspruch 37 oder 38, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und der zweite Datensatz numerische Daten enthalten, die jeweils einem bestimm- ten Abschnitt des Gewebes zugeordnet sind.
40. Verfahren gemäß Anspruch 39, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils demselben
Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden und das Ergebnis in einem weiteren Datensatz ge- speichert wird.
41. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 23 bis 40, dadurch gekennzeichnet, dass sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus mehreren Zeitintervallen mit einer Länge, die der Wiederholdauer TR entspricht, zusammensetzt und jeweils während eines der Zeitintervalle durch Detektieren des vom Gewebe ausge- henden Magnetfeldes ein dem jeweiligen Zeitintervall zugehöriger, die Phase der
Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird.
42. Verfahren gemäß Anspruch 41 , dadurch gekennzeichnet, dass sich eine Periode der im Gewebe angeregten Schwingung aus einem ersten und einem zweiten Zeitin- tervall mit jeweils einer Länge TR zusammensetzt und
- ein dem ersten Zeitintervall zugehöriger erster, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird;
- ein dem zweiten Zeitintervall zugehöriger zweiter, die Phase der Schwingungen im Gewebe kennzeichnender Datensatz erzeugt wird, wobei die Daten des ers- ten und des zweiten Datensatzes jeweils bestimmten Abschnitten des Gewebes zugeordnet sind; und
- jeweils demselben Abschnitt des Gewebes zugeordnete Daten des ersten und des zweiten Datensatzes voneinander subtrahiert werden.
43. Verfahren nach einem der Ansprüche 37 bis 42, dadurch gekennzeichnet, dass mittels der in den Datensätzen enthaltenen Daten viskoelastische Parameter (μ, η) des Gewebes bestimmt werden.
44. Verfahren nach einem der Ansprüche 37 bis 42, dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit von den Daten der Datensätze ein Bildsignal zur Darstellung des Gewebes erzeugt wird.
45. Verfahren nach einem der Ansprüche 23 bis 44, dadurch gekennzeichnet, dass das
Anregen mechanischer Schwingungen im Gewebe gemäß Schritt a) mittels einer Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 21 erfolgt.
46. Verfahren nach einem der Ansprüche 23 bis 45, dadurch gekennzeichnet, dass die
Verfahrensschritte als Programmcode formuliert sind, mit denen das Verfahren auf einem Computer ausführbar ist.
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