• 专利附录
  • 专利说明
  • 权利要求
  • 类似技术
  • 同族专利
  • 引用文献
  • 法律状态
  • 优先权
    • 专利摘要:
    Ein Perfusionsbild wird erzeugt durch Erfassen einer Reihe von Zeitverlaufs-MR-Bildern aus einer Bilderzeugungsscheibe. Während der Erfassung werden in die Scheibe fließende Spins wiederholt mit einem RF-Markierungsimpuls markiert, der einen Kippwinkel aufweist, der in Übereinstimmung mit einem Markierungsmuster moduliert ist. Voxel in der Reihe von rekonstruierten MR-Bildern weisen Signale auf, die in Übereinstimmung mit dem Markierungsmuster variieren, wodurch die Perfusion angezeigt wird. Perfusionsbilder werden erzeugt, die entweder den Fluss oder die Geschwindigkeit bezeichnen.
    公开号:DE102004015436A1
    申请号:DE200410015436
    申请日:2004-03-30
    公开日:2004-11-11
    发明作者:Andrzej Wauwatosa Jesmanowicz
    申请人:MCW Research Foundation Inc Milwaukee；Medical College of Wisconsin Research Foundation Inc；
    IPC主号:G01R33-563
    专利说明:
    [0001] DieseErfindung wurde mit Unterstützungder Regierung unter der Erteilungsnummer 8P01EB002014-09 und 8R01EB000215-16unter Zuschlag durch das nationale Gesundheitsministerium gemacht.Die Regierung der Vereinigten Staaten hält an dieser Erfindung bestimmteRechte.
    [0002] DasGebiet der Erfindung betrifft magnetische Kernresonanzbilderzeugungsverfahrenund -systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Erzeugungvon MRI-Perfusionsbildern.
    [0003] JederKern, der ein Magnetmoment besitzt, versucht sich selbst zur Richtungdes Magnetfelds auszurichten, in welchem er zu liegen kommt. Hierbei präzessiertder Kern jedoch um diese Richtung mit einer charakteristischen Winkelfrequenz(Larmor-Frequenz), die von der Höhedes Magnetfelds und den Eigenschaften der spezifischen Kernart abhängt (von dermagnetogyrischen Konstante Gamma γ des Kerns).Kerne, die dieses Phänomenzeigen, sind vorliegend als "Spins" bezeichnet. Wenneine Substanz, wie etwa menschliches Gewebe einem gleichmäßigen Magnetfeld(Polarisierungsfeld B0) ausgesetzt wird,versuchen die einzelnen Magnetmomente der Spins in dem Gewebe, sichzu diesem Polarisierungsfeld auszurichten, präzessieren jedoch um diesesin zufälligerAbfolge mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz. Eine reineLängsmagneti sierung M0 wird in Richtung des Polarisierungsfeldserzeugt; die zufälligausgerichteten Magnetkomponenten in der senkrechten bzw. Querebene(x-y-Ebene) heben sich jedoch gegenseitig auf. Wenn die Substanzbzw. das Gewebe hingegen einem Magnetfeld (Erregungsfeld B1) ausgesetzt wird, das in der x-y-Ebene liegt undnahe zu der Larmor-Frequenz zu liegen kommt, kann die reine LängsmagnetisierungM0 in die x-y-Ebene rotiert bzw. "gekippt" werden, um ein reinesmagnetisches Quermoment Mt zu erzeugen, dasin der x-y-Ebene mit der Larmor-Frequenz rotiert bzw. eine Eigendrehungausführt.Der praktische Wert dieses Phänomensbesteht in dem Signal, das durch die erregten Spins emittiert wird,nachdem das Erregungssignal B1 beendet ist.Es existiert eine großeVielfalt von Messsequenzen, in welchen dieses magnetische Kernresonanz-("NMR")Phänomen benutztwird.
    [0004] WennNMR dazu verwendet wird, Bilder zu erzeugen, wird eine Technik eingesetzt,NMR-Signale von spezifischen Orten in dem Subjekt zu gewinnen. Typischerweisewird der abzubildende Bereich (der interessierende Bereich) durcheine Sequenz von NMR-Messzyklen abgetastet, die in Übereinstimmungmit dem speziellen verwendeten Lokalisierungsverfahren variieren.Der resultierende Satz von empfangenen NMR-Signalen wird digitalisiertund verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von zahlreichenan sich bekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren. Umeine derartige Abtastung durchzuführen, ist es selbstverständlich erforderlich,NMR-Signale von spezifischen Orten in dem Subjekt zu erfassen. Erreichtwird dies durch Verwenden von Magnetfeldern (Gx,Gy und Gz), welchedieselbe Richtung aufweisen, wie das Polarisierungsfeld B0, die jedoch einen Gradienten entlang denjeweiligen x-, y- und z-Achsen aufweisen. Durch Steuern der Größe dieserGradienten währendjedes NMR-Zyklus kann die räumlicheVerteilung der Spinerregung gesteuert werden und der Ort der resultierendenNMR-Signale kann identifiziert werden.
    [0005] EineGewebe betreffende Perfusion bezieht sich auf den Austausch vonSauerstoff, Wasser und Nährstoffenzwischen Blut und Gewebe. Die Messung der Gewebeperfusion ist für die funktionelleBewertung der organischen Gesundheit wichtig. Bilder, welche denGrad, mit welchem die Gewebe perfundiert sind, durch ihre Helligkeitzeigen, könnenbeispielsweise verwendet werden, um das Ausmaß von Gehirngeweben zu bewerten,die durch einen Schlaganfall beschädigt wurden, oder um das Ausmaß an Herzgewebebeschädigung zubewerten, resultierend aus einem Herzanfall.
    [0006] EineAnzahl von Verfahren sind eingesetzt worden, um Perfusionsbilderunter Verwendung von Magnetresonanz-Bilderzeugungstechniken zu erzeugen.Eine Technik, die beispielsweise im US-Patent 6 295 465 genanntist, besteht darin, Kinetiken von Kontrastmitteln, wie etwa vongeliertem Gadolinium, ein- oder auszuspülen. Zusätzlich zu der Notwendigkeit,ein Kontrastmittel einzuspritzen, erfordern diese Verfahren dieErfassung und Subtraktion von Basislinienbildern.
    [0007] Eineweitere Klasse von MR-Perfusionsbilderzeugungstechniken versucht,den Blutfluss durch "Etikettieren" oder "Markieren" von Spins zu messen, diein einen interessierenden Bereich fließen bzw. strömen, durchAnwenden einer RF-Erregung in einem benachbarten Bereich, gefolgtvom Erfassen von Bilddaten aus dem interessierenden Bereich. DurchSubtrahieren eines Basislinienbilds, das ohne RF-Markierung erfasstwurde, wird Perfusionsinformation erfasst und abgebildet. WiederholteErfassungsvorgängeund Mitteln der Ergebnisse werden eingesetzt, um das Perfusionsbild-Signal/Rausch-Verhältnis (SNR)zu verbessern. Beispiele dieser Techniken sind offenbart in denUS-Patenten Nrn. 5 402 785, 6 285 900, 5 846 197 und 6 271 665 undin den Veröffentlichungen "Quantification Of RelativeCerebral Blood Flow Change By Flow-Sensitive Alternating InversionRecovery Technique; Application to Functional Mapping" von S.G. Kim Magn. Reson.Med. 34(3):297–301,1995; "MR Perfusion Studieswith T1-Weighted Echo Planar Imaging" von K.K. Wong etal. Magn. Reson. Med. 34:878–887 (1995);und "QUIPSS II WithThin-Slice TI, Periodic Saturation", A Method For Improving Accuracy Of QuantitativePerfusion Imaging Using Pulsed Arterial Spin Labeling" von Luh et al. Magn.Reson. Med. 41:1246–1254(1999).
    [0008] Insämtlichendieser Verfahren bildet die Amplitude bzw. die Amplitudenänderungdes NMR-Signals in jedem Bildvoxel das Perfusionsmaß in diesem Ortin dem Subjekt-Gewebe. Die Grundstruktur dieser NMR-Perfusionssequenzenumfasst eine Markierungsscheibe und eine Abbildungsscheibe, wiein 3 gezeigt, die umeine Distanz (beispielsweise 5 mm) getrennt und mit zwei unterschiedlichenMomenten (z.B. 500 ms voneinander beabstandet) erregt werden. Wennder Markierungsimpuls die Magnetisierung um 180° in einer Markierungsscheibeinvertiert und ein Fluss von 1 cm/s in Richtung der Abbildungsscheibevorliegt, wird die gesamte Magnetisierung M0 indieser Scheibe verringert, wenn eine Klärmagnetisierung durch eineBilderzeugungsimpulssequenz erzeugt wird. Das ermittelte NMR-Signal in einem gegebenenVoxel, in welches markierte Spins strömen bzw. fließen, istdeshalb niedriger als ohne Markierung. Ein ähnlicher Effekt kann durchreine Sättigunggewonnen werden, d.h., durch Anwenden eines Markierungsimpuls-Kippwinkels von 90°. In diesemFall wird die Signalverringerung kleiner. Die Pegel der längsgerichtetenSpinmagnetisierung M0 von zuströmendem markiertemBlut sind in 4 gezeigt.Der Punkt Inv markiert den Längsmagnetisierungswertfür einen180°-Impuls,der Punkt Sat für einen90°-Impulsund der Punkt Norm füreinen 0°-Markierungsimpuls.Das allgemeine Prinzip der Fluss- bzw. Stromermittlung besteht darin,zwei Bilder zu subtrahieren, von denen eines nicht markiert ist,währenddas andere markiert ist. In dem in 3 gezeigtenExperiment kann lediglich eine Fluss- bzw. Stromgeschwindigkeitermittelt werden, nämlichexakt ein cm/s. Langsamer strömendesBlut trifft zum Zeitpunkt der Bilderfassung nicht ein; schnellerströmendesBlut schießt über dieScheibe hinaus. Die Empfindlichkeit dieses Verfahrens ist aus mehreren Gründen unzureichend:Die T1-Relaxierung von Blut ist kürzer alseine Sekunde in einem Polarisierungsfeld von 3T, und das Gesamtvolumender Mikrovaskularstruktur stellt lediglich einen kleinen Teil desAbbildungsvoxels dar. Um die Empfindlichkeit zu verbessern, werden üblicherweisemehrere Abbildungspaare erfasst und die differentiellen Signalewerden gemittelt. Die Wiederholungszeit (TR) muss lang genug sein,damit eine Längsmagnetisierungvollständigrelaxiert.
    [0009] Dievorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen einesPerfusionsbilds durch wiederholtes RF-Markieren von Spins, die ineine Bildscheibe strömenbzw. fließen,und Modulieren der RF-Markierung in Übereinstimmung mit einem Markierungsmuster über eineModulationszeitdauer, Erfassen eines Satzes von Zeitverlaufs-MR-Bildernaus der Bildscheibe übereine Zeitdauer, welche die Modulationszeitdauer enthält; Ermittelnvon Voxeln in den MR-Bildern, die in Übereinstimmung mit dem Markierungsmustervariieren; und Indizieren bzw. Anzeigen von Perfusion in die Ermittlungsvoxel.
    [0010] Sowohldas RF-Markieren wie die Bilderfassung können in einer einzigen Impulssequenzerfolgen, die wiederholt wird, um das Markierungsmuster auszuspielenund die Zeitverlaufs-MR-Bilder zu erfassen. Eine Vielfalt unterschiedlicherMarkierungsmus ter kann verwendet werden und unterschiedliche Technikenkönnenverwendet werden, um die Markierungsmuster in Zeitverlaufs-Bildvoxelnzu ermitteln. Die Perfusion kann in einem Bild angezeigt werden,welches durch die Helligkeit seiner Pixel die Perfusion anzeigt,die in entsprechenden Zeitverlaufs-Bildvoxeln ermittelt werden.Die Helligkeit kann die Strömungsgeschwindigkeitbzw. das Strömungsvolumenanzeigen.
    [0011] 1 zeigt schematisch dasMRI-System, das die vorliegende Erfindung nutzt, wobei Teile des Systemsweggeschnitten sind;
    [0012] 2 zeigt graphisch eine bevorzugteImpulssequenz, die verwendet wird, um das MRI-System von 1 zu betreiben;
    [0013] 3 zeigt schematisch eineBildscheibe und eine Markierungsscheibe, die verwendet werden, umMRI-Perfusionsbilderzu erzeugen;
    [0014] 4 zeigt graphisch die Rückgewinnung derlängsgerichtetenSpinmagnetisierung nach Anwendung eines Markierungs-RF-Impulses;
    [0015] 5 zeigt ein Flussdiagrammeines bevorzugten Verfahrens zum Umsetzen der vorliegenden Erfindung;
    [0016] 6 zeigt schematisch Bilddatensätze die während einerZeitverlaufsuntersuchung in Übereinstimmungmit der vorliegenden Erfindung erfasst wurden;
    [0017] 7a–7d zeigen schematischDarstellungen eines K-Raum-Bildrekonstruktionsverfahrens, dasin der bevorzugten Ausführungsformder Erfindung zum Einsatz kommt;
    [0018] 8 zeigt graphisch die Modulationder RF-Markierung, die in Übereinstimmungmit einer bevorzugten Ausführungsformder Erfindung durchgeführtwird;
    [0019] 9 zeigt schematisch dieRF-Markierung von strömendenbzw. fließendenSpins zu beiden Seiten einer Abbildungsscheibe für eine bidirektionelle Fluss-bzw. Stromkodierung;
    [0020] 10 zeigt schematisch dieRF-Markierung von fließendenbzw. strömendenSpins in zwei Richtungen in mehrere Abbildungsscheiben;
    [0021] 11 zeigt schematisch eineMarkierungstafel mit mehreren getrennten Markierungsscheiben;
    [0022] 12 zeigt graphisch ein Phasenkodierungsverfahrenzum Differenzieren von Spins von den Markierungsscheiben von 11; und
    [0023] 13 zeigt graphisch ein Frequenzkodierungsverfahrenzum Differenzieren von Spins von den Markierungsscheiben von 11.
    [0024] Wiein 3 gezeigt, erfordertdie Elementarform der vorliegenden Erfindung die Erzeugung einesRF-Markierungsimpulseszur Reduzierung der längsgerichtetenMagnetisierung M0 in einer Markierungsscheibe,gefolgt von der Erfassung eines MR-Bilds von einer benachbartenBilderzeugungsscheibe. Diese Impulssequenz wird wiederholt und derKippwinkel ϕ von dem RF-Markierungsimpuls wird bezüglich seinesWerts moduliert von 0 bis 180°, umdie LängsmagnetisierungM0 in der Markierungsscheibe über eineModulationszeitdauer zu modulieren. Wie in 8 gezeigt, kann die Impulssequenz beispielsweisesechzehn Mal wiederholt werden und der RF-Markierungsimpuls-Kippwinkelwird mit jeder Wiederholung um 22,5° vergrößert. Im Verlauf der Modulationszeitdauerwird deshalb die LängsmagnetisierungM0 bezüglichder Amplitude sinusförmigmoduliert.
    [0025] DieselbesinusförmigeModulation der LängsmagnetisierungM0 ist kurze Zeit später in Voxeln der Bildscheibezu erkennen, die Spins enthalten, die von bzw. aus der Markierungsscheibeperfundiert wurden. Diese Modulation der längsgerichteten MagnetisierungM0 wird bezüglich der Höhe aufgrund der T1-Relaxierung reduziert,wie in 4 gezeigt; dieFrequenz der sinusförmigenModulation ist jedoch dieselbe wie diejenige in der Markierungsscheibe.Da die LängsmagnetisierungM0 in der Bildscheibe im Verlauf der Zeitverlaufsuntersuchungmoduliert wird, wird die Höheder Quermagnetisierung, welche durch eine Bilderzeugungsimpulssequenzerzeugt wird, ebenfalls moduliert, und die Höhe der erfassten MR-Signalevon bzw. aus Voxeln mit fließendenbzw. strömendenSpins wird mit der sinusförmigenFrequenz moduliert.
    [0026] EinPerfusionsbild wird erzeugt durch Wiederholen der markierten Impulssequenzim Verlauf der Modulationszeitdauer, woraufhin jedes erfasste Bildin der Zeitverlaufsuntersuchung rekonstruiert wird. Wenn die Modulationszeitdauerbeispielsweise sechzehn Wiederholungen überspannt, wie in 8 gezeigt, können 512Bilder währendder Zeitverlaufsuntersuchung erfasst werden. Die Größe jedesentsprechenden Pixels in den 512 Bildern (vorliegend als Voxelvektorbezeichnet) wird daraufhin untersucht, um zu ermitteln, welche Pixelbezüglichihrer Intensitätmit der sinusförmigenFrequenz moduliert sind. Diese Untersuchung kann in unterschiedlicher Weiseerfolgen; ein bevorzugtes Verfahren besteht jedoch darin, den Voxelvektormit einer Referenzwellenform 20 zu korrelieren, wie in 8 gezeigt. Die Referenzwellenform 20 isteine sinusförmigeWellenform, welche der Modulation der längsgerichteten Magnetisierunghervorgerufen durch die Markierungs-RF-Impulse während der Modulationszeitdauerentspricht. Diejenigen Pixel, welche strömende bzw. fließende Spinsbezeichnen, die durch die Markierungsscheibe hindurchtreten, korrelierenhochgradig mit der Referenzwellenform 20 und ihre entsprechendenPixel werden in dem Perfusionsbild heller dargestellt. Die Helligkeitder Pixel in dem Perfusionsbild wird dadurch durch das Muster derNMR-Signal-Größenmodulationwährendder Zeitverlaufsuntersuchung ermittelt anstelle einer Signalgröße bzw. einerDifferenz der Signalgröße.
    [0027] Dieseneue Perfusionsbilderzeugungstechnik kann in einer von zwei grundsätzlichenWeisen durchgeführtwerden, die ich als "dynamischeFluss- bzw. Strom"-Technikenbzw. "statischeFluss- bzw. Strom"-Technikenbezeichne. Die "dynamischen Strom"-Techniken verwendeneine kurze TR, wodurch zahlreiche Impulssequenezen ausgespielt werdenkönnen,bevor die LängsmagnetisierungM0 relaxiert und die M0-Modulationshöhe von Spinsverloren geht, die in die Bilderzeugungsscheibe fließen bzw.strömen.Dies ermöglichtes, dass übereinen großenBereich von Geschwindigkeiten strömende bzw. fließende Spinsin einer der Reihe von kurzen TR-Bildscheibenerfassungen "eingefangen" werden, die folgendauf die RF-Markierung durchgeführtwerden.
    [0028] Inden nachfolgend erläutertenstatischen Fluss- bzw. Stromverfahren der Perfusionsbildgewinnungist die Impulssequenz-Wiederholungsrate(TR) länger(beispielsweise 2 Sekunden) und die Längsmagnetisierung sämtlichermarkierter Spins wird durchgeführt,die vor der nächstenImpulssequenz relaxiert ist. Dies bedeutet, dass markierte Spinsausschließlichin der Bildscheibe währendderselben TR als RF-Markierungsimpuls eingefangen werden.
    [0029] Einebeispielhafte schnelle Perfusionsbilderzeugungstechnik wird nunmehrerläutert,demnach die Impulssequenz TR kurz ist (beispielsweise 100 ms), unddie markierten Spins in der Bilderzeugungsscheibe im Verlauf mehrererImpulssequenzen TR "gesehen" werden können. Untererneutem Bezug auf 8 werdenwährendder ersten Impulssequenz Wiederholung (TR1)Spins in der Markierungsscheibe einer RF-Erregung ausgesetzt, während in dieBilderzeugungsscheibe fließendebzw. strömendeSpins noch nicht moduliert worden sind. Während der zweiten Impulssequenz(TR2) wird die Markierungsscheibe erneutmit einem RF-Markierungsimpuls bestrahlt; nunmehr haben jedoch schnellerfließendebzw. strömendeSpins eine Chance, die Bildscheibe ausgehend von der Markierungsscheibezu erreichen und damit zu beginnen, das erfasste Bild zu beeinflussen.Wenn die Modulationsperiode bzw. -zeitdauer fortschreitet, besitztdie LängsmagnetisierungM0 dieser sich schneller bewegenden Spinsin der Bildscheibe eine Wellenform modulierter Höhe, wie etwa bei 22 zu sehen.Diese Wellenform 22 ist im wesentlichen dieselbe wie dieReferenzwellenform 20 (d.h., es besteht eine hohe Korrelation);sie ist jedoch um 22,5° verzögert bzw.phasenverschoben. Wenn die Distanz zwischen der Markierungsscheibe undder Abbildungsscheibe 10 mm beträgtund die TR der Impulssequenz 100 ms beträgt, beträgt die Geschwindigkeitder schnell fließendenbzw. strömendenSpins, welche die Wellenform 22 erzeugen, 10 cm/s. Spins,die schneller fließenbzw. strömenals diese Geschwindigkeit, werden nicht ermittelt, weil sie über dieBildscheibe hinaus laufen, bevor die nächste Impulssequenz durchgeführt werdenkann.
    [0030] Sichlangsamer bewegende Spins können jedochermittelt werden und ihre Geschwindigkeit kann angezeigt werden.Unter erneutem Bezug auf 8 erreichenSpins, die mit der halben Geschwindigkeit der schnellsten ermitteltenSpins fließenbzw. strömendie Bilderzeugungsscheibe in zwei TR-Perioden und sie beginnen,die LängsmagnetisierungM0 darin zu modulieren. Wie durch die Wellenform 24 gezeigt,und wenn die Modulationsperiode bzw. -zeitdauer ausgespielt wird,modulieren Spins, die mit dieser niedrigeren Geschwindigkeit (imvorstehend genannten Beispiel 5 cm/s) strömen bzw. fließen, die NMR-Signalein den Zeitverlaufsbildern. Die Wellenform 24 ist im wesentlichendieselbe wie die Referenzwellenform 20; sie ist jedochverzögertbzw. phasenverschoben um 45°.Eine ähnlicheWellenform 26 wird durch sich sehr langsam bewegende Spinserzeugt; ihre Phase ist jedoch zusätzlich verzögert. Mit anderen Worten enthält die Phaseder modulierten und korrelierten NMR-Signale Spinfluss- bzw. Spinstromgeschwindigkeitsinformation,die genutzt werden kann, um ein Bild zu erzeugen.
    [0031] DiePhase der modulierten und korrelierten NMR-Signale für ein Pixelkann durch Kreuzkorrelieren derselben mit zwei Referenzwellenformengemessen werden. Die erste Wellenform 20 ist eine sinusförmige Wellenformeiner Phase, die der Phase der Spins mit maximal ermittelbarer Geschwindigkeit entspricht,und eine zweite Referenzwellenform 28 ist ausgehend davonum 90° phasenverschoben.Die NMR-Signalwellenform fürjedes Bildpixel ist mit der ersten Referenzwellenform 20 kreuzkorreliert,um einen ersten Korrelationswert I zu erzeu gen, und sie ist in derzweiten Referenzwellenform 28 kreuzkorreliert, um einenzweiten Korrelationswert Q zu erzeugen. Die Geschwindigkeit derfließendenbzw. strömendenSpins in jedem Pixel ist proportional zu arctan (Q/I). Außerdem istdas Fluss- bzw. Stromvolumen proportional zu: V ∝ √I² +Q².
    [0032] Die "Statische-Fluss-Technik" zum Implementierender vorliegenden Erfindung nutzt eine Impulssequenz, in welcherSpins in einer Markierungsscheibe markiert sind (3), und NMR-Signale von diesen markierten Spinswährendder Bilderfassung in derselben TR erfasst werden, wenn sie durchdie Bilderzeugungsscheibe fließenbzw. strömen.Nach der Bilderfassung wird die Längsmagnetisierung sich erholengelassen, bevor die Impulssequenz wiederholt wird. Dies bedeutet,dass ausschließlichdurch solche Spins erzeugte NMR-Signale, die einen spezifischenGeschwindigkeitsbereich aufweisen, mit einer modulierten Amplitude "gesehen" werden, weil ausschließlich Spins,die mit einer Geschwindigkeit fließen bzw. strömen, welchesie in der Bilderzeugungsscheibe zu dem Zeitpunkt platziert, inwelchem die Bilderzeugungsimpulssequenz durchgeführt wird, eine modulierte Quermagnetisierungerzeugen. Wie mit den dynamischen Fluss- bzw. Stromtechniken wirdeine Reihe von markierten Impulssequenzen dort angewendet, wo derRF-Markierungsimpuls-Kippwinkel übereine vorab gewählteModulationsperiode moduliert ist. Für jedes Voxel sind die NMR-Signalhöhen in denresultierenden Zeitverlaufsbildern quer korreliert, mit einer Referenzwellenformund der resultierende Korrelationswert wird genutzt, um die entsprechendePixel-Helligkeitin einem Perfusionsbild zu steuern.
    [0033] DieseTechniken könnenproblemlos erweitert werden, um den Fluss bzw. Strom von mehreren Markierungsscheibenin eine einzige Bilderzeugungsscheibe zu messen. Eine derartigeAnordnung ist in 9 gezeigt,in der der Fluss bzw. Strom von links nach rechts in einer Bilderzeugungsscheibegemessen wird durch Markieren sich bewegender Spins in einer erstenMarkierungsscheibe. Der Fluss von rechts nach links in die Bilderzeugungsscheibe wirdaußerdemzum selben Zeitpunkt gemessen durch Markieren sich bewegender Spinsin einer zweiten Markierungsscheibe, die auf der gegenüberliegendenSeite der Bilderzeugungsscheibe zu liegen kommt. Der Trick bestehtdarin, die Längsmagnetisierungin der Markierungsscheibe 1 mit einer anderen Frequenzzu messen als mit der Modulierung in der Markierungsscheibe 2.Beispielsweise kann die Modulationsperiode bzw. -zeitdauer für die Markierungsscheibe 1 sechzehnTR betragen, wie vorstehend erläutert,währenddie Modulationsperiode bzw. -zeitdauer für die Markierungsscheibe 2 neunzehn TRbetragen kann. In diesem Fall ist bzw. wird die NMR-Signalmodulationswellenformfür jedesBildpixel kreuzkorreliert mit Referenzwellenformen mit beiden Frequenzenzum Messen einer Perfusion ausgehend von jeder der zwei Markierungsscheiben.Dieses Konzept kann erweitert werden, um mehr als eine Bilderzeugungsscheibezu umfassen und mehr als zwei Markierungsscheiben, wie in 10 gezeigt.
    [0034] Wiein 1 gezeigt, weistein MRI-Magnetaufbau 10 ein Zylinderbohrungsrohr 12 auf,das sich entlang einer z-Achse zur Aufnahme eines auf einem Tisch 16 getragenenauf dem Rückenliegenden Patienten 14 erstreckt. Der Tisch 16 kannsich in das Bohrungsrohr 12 hinein oder aus diesem herausbewegen, um den Patienten 14 entlang der z-Achse in demVolumen des Bohrungsrohrs 12 zu positionieren.
    [0035] DasBohrungsrohr 12 koaxial umgebend ist eine Vollkörper-RF-Spule 18 zurResonanzerregung der Spins des Patienten 14 vorgesehen,wie vorstehend erläutert.Gesamtkörper-Gradientenspulen 20 umgebensowohl das Bohrungsrohr 12 wie die RF-Spule 18 undverlaufen ebenfalls koaxial zur z-Achse, um x-, y- und z-GradientenfelderGx, Gy und Gz bereitzustellen, die für die MRI-Bilderzeugung erforderlichsind. Die Gradientenspulen 20 werden durch (nicht gezeigte)Gradientverstärkerangetrieben. Das Polarisierungsmagnetfeld B0,das mit der z-Achse fluchtet, wird durch eine superleitende bzw. supraleitendeMagnetspule 28 erzeugt, die koaxial zu dem Bohrungsrohr 12,der RF-Spule 18 undden Gradientenspulen 20, jedoch außerhalb von diesen verläuft. Diesuperleitende Magnetspule 28 besitzt keine externe Stromversorgungsondern arbeitet mit einem Initialstrom, der in den Null-Widerstandswindungen dersuperleitenden Magnetspule 28 unvermindert fortdauert.
    [0036] Zwischender superleitenden Magnetspule 28 und der Gradientenspule 20 istein Satz von Trimmspulen 30 angeordnet, die genutzt werden,um die Homogenitätdes Polarisierungsfelds B0 zu korrigieren,wie an sich bekannt. Ein Satz mechanischer Gelenke bzw. Verbindungenund Isolatoren (nicht gezeigt) verbinden diese Spulen 18, 20, 28 und 30 jeweilsstarr bzw. fest mit dem Bohrrohr 12, um Relativbewegungenzu widerstehen, die durch Interaktion der verschiedenen elektromagnetischenFelder erzeugt werden.
    [0037] Wennein lokaler Spulenaufbau 8 in einem Allzwecksystem zumEinsatz kommt, das vorstehend erläutert ist, werden die Vollkörper-Gradientenspulen 20 unddie Vollkörperspule 18 abgeschlossenbzw. abgetrennt. Der lokale Spulenaufbau 18 ist mit x-,y- und z-Gradientenverstärkern(nicht gezeigt) auf dem NMR-System verbunden und mit dem Sender/Empfänger desSystems übereinen Sende/Empfangsschalter verbunden. Die bevorzugte Ausführungsformnutzt ein Drei-Tesla-MRI-System, das durch die Bruker AnalytischeMesstechnik GmbH hergestellt und unter der Marke BIOSPEC 30/60 verkauftwird.
    [0038] Dadie Gradientenfelder mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet werden,wenn eine EPI-Sequenz verwendet wird, um die bevorzugte Ausführungsformder Erfindung in die Praxis umzusetzen, werden lokale Gradientenspulenanstelle der Vollkörper-Gradientenspulen 20 verwendet.Diese lokalen Gradientenspulen sind für den Kopf ausgelegt und befindensich in unmittelbarer Nähezu diesem. Dies erlaubt es, die Induktanz der lokalen Gradientenspulenzu verringern und die Gradientenumschaltraten bzw. -geschwindigkeitenzu vergrößern, wie diesfür dieEPI-Impulssequenz erforderlich ist. Der lokale Gradientenspulenaufbau 8 umfasstaußerdem einelokale Gehirn-RF-Spule.In der bevorzugten Ausführungsformhandelt es sich bei dieser um eine 16-Element-Bandpass-Vogelkäfigspulemit Endkappe(n). Diese Gehirn-RF-Spule ist dazu ausgelegt, mit demGehirn des Subjekts sehr effizient Verbindung aufzunehmen und wenigereffizient mit dem unteren Teil des Kopfs Verbindung aufzunehmen.Dies führt zueiner verbesserten Gehirnbildqualität im Vergleich zu größeren Allzweck-Kopfspulen,welche mit dem gesamten Kopf ebenso wie mit dem Nacken gleichmäßig Verbindungaufnehmen bzw. koppeln. Ein RF-Schirm umgibt die lokale Gehirnspuleund liegt innerhalb der lokalen Gradientenspule. Dieser Schirm isoliertRF-Strahlung von der lokalen Gradientenspule. Der Schirm ist dazuausgelegt, eine Störungbzw. Verzerrung der zeitlich variierenden Gradientenfelder zu vermeiden.Für eineBeschreibung dieser lokalen Gradientenspulen und der RF-Spule wirdhiermit Bezug genommen auf das US-Patent Nr. 5 372 137, eingereichtam 19. Januar 1993, mit dem Titel "NMR Local Coil For Brain Imaging".
    [0039] Umdie vorliegende Erfindung in die Praxis umzusetzen, wird eine Reihevon Bildern von einer Bilderzeugungsscheibe über eine Zeitdauer erfasst. JederBilderfassung geht eine Markierung von einer oder mehreren Markierungsscheibenmit einem RF-Markierungsimpuls voraus. Während dieser Zeitverlaufs-Bilderfassung wirdder RF-Markierungsimpuls in vorbestimmter Weise moduliert.
    [0040] Wieinsbesondere speziell in 2 gezeigt, handeltes sich bei der bevorzugten Impulssequenz, die genutzt wird, dieErfindung in die Praxis umzusetzen, um eine EPI-Impulssequenz, derein Markierungs-RF-Impuls 242 vorausgeht. Der Markierungs-RF-Impuls 240 wirdin Gegenwart eines Scheibenauswahlgradientenimpulses 242 erzeugt,um eine Quermagnetisierung in einer Markierungsscheibe zu erzeugen,um dadurch die LängsmagnetisierungM0 zu reduzieren. Hierauf folgt ein Crusher-Gradientenimpuls 244,der entlang der Scheibenauswahlachse Gz gerichtetist, um die Magnetisierung außerPhase zu bringen. Bei einem vorbestimmten Intervall (IR) wird dieEPI-Impulssequenzdanach durchgeführt,um Daten von der benachbarten Bildscheibe zu erfassen.
    [0041] DieEPI-Impulssequenz beginnt mit einem 90°-RF-Erregungsimpuls 250,der in Gegenwart eines Gz-Scheibenauswahlgradientenimpulses 251 angelegtwird, um eine Quermagnetisierung in einer Scheibe zu erzeugen, dietypischerweise von 1 bis 10 mm dick ist. Die erregten Spins werdendurch eine negative Keule 252 auf dem ScheibenauswahlgradientenGz wieder in Phase gebracht und daraufhin läuft einkurzes Zeitintervall ab, bevor die Auslesesequenz beginnt. Für eine 256 × 256-Matrixwerden insgesamt 128 getrennte NMR-Echosignale (oder "Ansichten"), die allgemeinmit 253 bezeichnet sind, während der EPI-Impulssequenzzusammen mit acht Überabtastungs-Ansichtenerfasst, die allgemein mit 254 bezeichnet sind. Jedes NMR-Echosignal 253 stellteine andere Ansicht dar, die getrennt phasenkodiert ist, um eineZeile in dem k-Raumabzutasten.
    [0042] Beiden NMR-Echosignalen 253 handelt es sich um Gradientenrückrufechos,die durch die Anlegung eines oszillierenden Gx-Auslesegradientenfelds 255 erzeugtwerden. Die Auslesesequenz wird mit einer negativen Auslesegradientenkeule 256 gestartet, unddie Echosignale 253 werden als Auslesegradient erzeugt,der zwischen positiven und negativen Werten oszilliert. Insgesamt 256 Abtastungenwerden von jedem NMR-Echosignal 253 während eines jeden Auslesegradientenimpulses 255 erfasst.Die aufeinanderfolgenden NMR-Echosignale 253 werden durcheine Serie bzw. Reihe von Gy-Phasenkodierungsgradientenimpulsen(oder "Echoanzeigen") 258 getrenntphasenkodiert. Der erste Phasenkodierungsgradientenimpuls ist einenegative Keule 259, die auftritt, bevor die Echosignaleerfasst werden, um die erste Überabtastungs-Ansichtky = –8zu kodieren. Seine Flächeist derart, dass, nachdem die Überabtastungs-Ansichten erfasstsind, das Zentrum des ky-Raums erreichtist und eine erste zentrale Ansicht 260 erfasst ist. EinPhasenkodierungsimpuls wird bei 261 derart gelöscht, dasseine zweite zentrale Ansicht 262 mit einem entgegengesetztenPolaritätsauslassgradienten 255 erfasstwird. Nachfolgende Phasenkodierungsimpulse 258 treten auf,wenn die Auslesegradientenimpulse 255 ihre Polarität umschalten,und sie sorgen dafür,dass die Phasenkodierung monoton aufwärts durch den ky-Raum (ky =1 – 136)schrittweise abläuft.Diese 128 Ansichten, die eine Hälftedes k-Raums abtasten, werden dadurch in einer zentrischen Ansichtsabfolgeerfasst, d.h., in einer Ansichtsabfolge, in welcher der k-Raum abgetastetwird, beginnend im Zentrum des k-Raums und sich erstreckend in Richtungauf den Rand des k-Raums.
    [0043] Diezwei zentralen Ansichten 260 und 262 werden für die Gruppenverzögerung,die Phasen- und Frequenz-Offset-Korrektur verwendet. Ein Vorteilder bevorzugten Impulssequenz ist, dass diese beiden Ansichten miteiner minimalen Verzögerung nachdem 90°-Impuls 250 erfasstwerden und ein hohes Signal/Rauschverhältnis zeigen. Wie nachfolgenderläutert,werden die Überabtastungs-Ansichten 254 dazubenötigt,die Phasentabelle zu erzeugen, die benötigt wird, um das zentraleEcho auf dem zentralen Pixel zu zentrieren, was erforderlich ist,um die leeren Ansichten des k-Raums (ky = –8 bis +8)zu füllen.
    [0044] Diesemarkierte EPI-Impulssequenz wird 32 bis 256 Mal wiederholt, um eineentsprechende Anzahl von Bildern über einen Zeitverlauf von 60Sekunden bis 4,5 Minuten, abhängigvon der vorab festgelegten spezifischen TR zu erfassen. Der Markierungs-RF-Impuls 240 wirdwährenddieser Untersuchung durch Variieren seines Kippwinkels moduliert, umsich bewegende Spins bezüglichihrer Geschwindigkeit zu kodieren. In sämtlichen nachfolgend erläutertenAusführungsformenist die Impulssequenz TE mit 15 ms gewählt und ein 256 × 256-Voxelbildwird überein 24 cm-Sichtfeld erfasst. Die Empfängerbandbreite ist mit 250kHz gewähltund eine Scheibendicke von 1,5 mm wird erfasst. Für die nachfolgenderläutertendynamischen Fluss- bzw. Stromausführungsformen ist die ImpulssequenzTR mit 133 ms gewähltund eine 1,5 mm dicke Markierungsscheibe wird mit einem Markierungs-RF-Impuls 240 bestrahlt,der 50 ms vor dem Start der EPI-Impulssequenz (IR = 50 ms) mit einerAuflösunggeringer als 128 × 128angelegt wird. In den dynamischen Strom- bzw. Flussverfahren werdeninsgesamt 450 Zeitverlaufsbilder in 60 Sekunden mit Markierungsscheibenerfasst, die von der Bilderzeugungsscheibe um 5, 10 bzw. 15 mm getrenntsind. In den statischen Strom- bzw. Flussfrequenz und -phasenkodierungsausführungsformen,die nachfolgend er läutertsind, ist die Impulssequenz TR mit 2 Sekunden gewählt unddie 10 bis 70 mm dicke Markierungsscheibe ist von der Bilderzeugungsscheibeum 2 bis 10 mm getrennt. Der RF-Markierungsimpuls 240 wird1 Sekunde vor Bilderfassung (IR = 1 s) angelegt und insgesamt 135Zeitverlaufsbilder werden in 4,5 Minuten erfasst.
    [0045] Insbesondereunter Bezug auf 5 werden dieZeitverlaufsbilder so wie vorstehend erläutert erfasst und im Prozessblock 300 angezeigt.Bei der Beendigung der Abtastung wird eine Reihe von partiellenk-Raum-Datensätzengespeichert und ein Bild wird rekonstruiert aus jedem dieser partiellen k-Raum-Datensätze, wieim Prozessblock 302 angezeigt. Jeder partielle k-Raum-Datensatzwird beendet unter Verwendung eines Verfahrens ähnlich demjenigen, das erläutert istdurch D.E. Purdy "AFourier Transform Method Of Obtaining High Resolution Phase MapsFor Half-Fourier Imaging",Proc. SMRM, 7. JährlichesMeeting, San Francisco, 1998, S. 968.
    [0046] 7a zeigt ein Diagramm einesk-Raums, in welchem die aktuell erfassten Ansichten durch den schattiertenBereich bzw. die schattierte Flächegezeigt sind. Zusätzlichzur Erfassung von k-Raum-Halbansichten 129 bis 256 werdenN Überabtastungs-Zeilen benachbartzur Zeile 128 erfasst. In der bevorzugten Ausführungsformist N mit 8 gewählt,obwohl die Software die Wahl anderer Werte ermöglicht. Die Erfassung beginntdeshalb mit der Zeile 128 und schreitet weiter zur Zeile 256.
    [0047] In Übereinstimmungmit den Symmetrien der Fourier-Transformationwird das Bild zu einem rein realen Bild, wenn die rohen k-Raum-Dateneinen symmetrischen Realteil (I) und einen asymmetrischen Imaginärteil (Q)aufweisen. Der erste Schritt bei der Rekonstruktion besteht deshalbdarin, die Daten auf der Zeile 129 des k-Raums derart zuzentrieren, dass I und Q die erforderlichen Symmetrien besitzen.Die reduzierten I- und Q-Matrizen werden aus den Zeilen des in 7b gezeigten k-Raums unter Einführen vonNullen in die PlätzeB und C gebildet. Diese Daten werden Fourier-transformiert, um reale undimaginäre256 × 256-Bilderzu erzeugen. Aus diesen Bildern wird eine pixelweise Phasentabelle (arctan (QM/IM)) konstruiertund gespeichert, wobei IM und QM sichauf die Bildreal- und -imaginärintensitäten beziehen.Diese Phasentabelle hat Abmessungen 256 × 256, ist in der y-Richtungjedoch geglättet, wiedies füreine 2N-Auflösungzu erwarten ist.
    [0048] DerOriginal-Datensatz (7a)wird in den Bildraum transformiert durch Durchführen einer 2-D-Fourier-Transformationund die Phasentabelle wird dafürverwendet, um die Werte derart zu korrigieren, dass die gesamteInformation in IM vorliegt und keine Intensität in QM mit Ausnahme kleiner Diskrepanzen zwischender tatsächlicheny-Achsen-Bildauflösungund der y-Achsen-geglätteten Phasentabelleverbleibt. Das phasenkorrigierte Bild wird daraufhin durch inverseFT in den k-Raumzurückgebracht(7c). Die Daten werdennunmehr auf der Zeile 129 zentriert. Mit den zentriertenund phasenkorrigierten Daten wird der obere Teil des k-Raums mitder Hermitischen Konjugierten des unteren Teils gefüllt, wiein 7d gezeigt: raw (–kx, –ky) = raw·(kx, ky)
    [0049] Außerdem mussdie eine Hälfteeiner vertikalen Spalte mit Nullen gefüllt werden, wie in 7d gezeigt. Schließlich werdendie Daten gemäß 7d in den Bildraum transformiertdurch Durchführeneiner zweidimensionalen Fourier-Transformation. Das endgültige Bildwird erzeugt durch Bilden eines Magnituden- bzw. Größenbilds[IM 2 + QM Z]1/2.
    [0050] Wiein 6 gezeigt, sind dieseBilder als Satz von 256 × 256-Element-2-D-Arrays 304 organisiert,wobei jedes Element den komplexen Wert des NMR-Signals von einemVoxel in der abgetasteten Scheibe speichert. Jedes Bild-Array 304 kanndazu herangezogen werden, direkt ein anatomisches Bild der Scheibezu erzeugen. Währendjedes Array 304 ein "Schnappschuss" der Scheibe zu einembestimmten Zeitpunkt währendder Zeitverlaufsuntersuchung darstellt, kann der gesamte NMR-Bilddatensatzauch als einziges 256 × 256 × n-3-D-Daten-Array 306 betrachtetwerden, in welchem die dritte Dimension die Zeit ist.
    [0051] DieZeitverlaufs-NMR-Bilddaten fürein Voxel in dem Array 306 werden vorliegend als Zeitverlaufs-Voxelvektorbezeichnet. Ein derartiger Vektor ist in 6 durch die strichlierte Linie 308 gezeigt. JederZeitverlaufs-Voxelvektor 308 bezeichnet die Größe des NMR-Signalsin einem Voxel in der Bildscheibe im Verlauf der Zeitverlaufsuntersuchung.Der resultierenden Zeitdomänen-Voxelvektor 308 zeigt sehrklar sämtlicheVeränderungendes Werts aufgrund von Veränderungenbzw. Variationen der Magnetisierung von Spins, die in die Scheibeaus der Markierungsscheibe herausfließen bzw. -strömen.
    [0052] Untererneutem Bezug auf 5 bestehtder nächsteim Prozessblock 312 gezeigte Schritt darin, die Variationenin jedem Voxelvektor 308 mit einem Referenzvektor zu korrelieren.Der Referenzvektor ist unterschiedlich abhängig von der speziell verwendetenTechnik; das allgemeine Konzept besteht jedoch darin, den Ähnlichkeitsgradzwischen den Variationen bzw. Veränderungen der Voxelvektor-Werte undden Variationen bzw. Veränderungendes RF-Markierungsimpuls-Kippwinkels über denselben Zeitverlauf zumessen. Die Korrelationswerte können daraufhingenutzt werden, um ein Bild zu erzeugen, welches eine Perfusionanzeigt, wie im Prozessblock 314 dargestellt. Dieser Korrelationsvorgangkann durch Fourier-Transformation, durch einen Verriegelungsmischeroder durch phasenempfindliche Detektion durchgeführt werden. Das Ziel bestehtdarin, den Grad zu messen, mit welchem jeder Voxelvektor dem Musterder Referenzwellenform ähneltoder mit diesem übereinstimmt.In der bevorzugten Ausführungsformwird ein Kreuzkorrelationsverfahren, wie dasjenige, das im US-PatentNr. 5 603 322 erläutertist, verwendet, demnach das Punktprodukt des Voxelvektors mit derReferenzwellenform berechnet wird.
    [0053] Dieerste Ausführungsformeines dynamischen Strom- bzw. Flussverfahrens zur Perfusionsbilderzeugungist grundsätzlichdieselbe wie die vorstehend erläuterte,demnach zwei Referenzwellenformen verwendet werden, um die Phasedes modulierten Signals in jedem Voxel zu messen. Die Längsmagnetisierungwird sich nicht vollständigrelaxieren gelassen, bevor der nächsteMarkierungsimpuls angelegt wird, in dem die Wiederholungszeit (TR)dieser Sequenz kürzerals 200 ms gehalten wird. Die Sequenz wird unter der Annahme ablaufengelassen, dass das sich bewegende Blut eine Markierungsscheibe verlässt, bevorder nächsteMarkierungsimpuls angelegt wird. Falls nicht, kippt der nachfolgendeMarkierungsimpuls mit einem unterschiedlichen Kippwinkel die Magnetisierungerneut und die endgültigeForm eines Zeitverlaufs-Signals kann nicht vorhergesagt werden.Eine dünnereMarkierungsscheibe ist deshalb erforderlich. Der Vorteil dieser Technikbesteht darin, dass sie zwischen Geschwindigkeiten in diskretenSchritten durch die Ankunftszeit zu der Auslesescheibe unterscheidet.Das schnelle Blut, das in dem ersten Schuss markiert wird, erreichtdie Auslesescheibe in der zweiten Erfassung. Blut, das sich doppeltso langsam bewegt, kommt in der dritten Erfassung an, dreimal langsameresBlut kommt in der vierten Erfassung an usw. Sobald ein Gleichgewichtzwischen Markieren und Auslesen erreicht ist, tauchen unterschiedliche Fluss- bzw. Stromgeschwindigkeitenmit derselben Signalmodulationsfrequenz jedoch mit unterschiedlicherPhase auf. Fürjedes Pixel werden zwei Datenpunkte erzeugt: I, durch Korrelierendes Voxelvektors mit einer Cosinus-Referenzwellenform und Q, durch Korrelierenmit einer Sinus-Referenzwellenform. Der arctan (Q/I) ergibt diePhase der NMR-Signalmodulation, die invers proportional zu der Fluss-bzw. Stromgeschwindigkeit ist.
    [0054] Einoffensichtlicher Nachteil dieses Verfahren ist, dass ein Satz diskreterGeschwindigkeiten gemessen wird. Niedrigere Geschwindigkeiten werdendichter abgetastet als höhereGeschwindigkeiten. Der andere Nachteil betrifft das Abklingen der Magnetisierungaufgrund der Relaxierungszeit T1. Das langsamereBlut erreicht die Bilderzeugungsscheibe später und die Amplitude der längsgerichtetenMagnetisierungsoszillation wird aufgrund der T1-Relaxierungverkleinert. Dies ist nicht der Fall für die langsamen nachfolgenderläutertenVerfahren, in denen ermittelte fließende bzw. strömende Spins stetsin der Abbildungsscheibe währendderselben TR ankommen. Der Vorteil dieser schnellen Abbildungstechnikliegt in ihrer Geschwindigkeit: Das Signal/Rauschverhältnis wirdproportional größer zum Verhältnis dergesamten Bilderfassungszeit zu der totalen Experimentzeit. Die dynamischenStrom- bzw. Flusstechniken sind allgemein überlegen, obwohl die Leerlaufzeitin langsameren Abbildungstechniken, die nachfolgend diskutiert sind,verwendet werden können,um mehr Scheiben zu erfassen.
    [0055] Eineweitere Ausführungsformder Erfindung verwendet die statistische Fluss- bzw. Stromtechnik undsie überwindetdie Spingeschwindigkeitsbeschränkungder vorstehend erläutertenTechnik durch Verwendung eines komplexeren Markierungsverfah rens.Insbesondere unter Bezug auf 11 wirdbei dieser Ausführungsformeine dicke Platte zur Markierung verwendet, und diese dicke Platteist in mehrere getrennte Scheiben 320 bis 323 unterteilt, diein unterschiedlichen Distanzen von der Bilderzeugungsscheibe 324 zuliegen kommen. Die Zeit zwischen dem Markieren der gesamten Platteund der Erfassung des Bildes beträgt 0,5 Sekunden, weshalb diemarkierten Spins, welche die Bildscheibe ausgehend von der am weitestenentfernten Markierungsscheibe erreichen, während dieses Zeitintervallseine größere Streckezurücklegenmüssenund eine höhereGeschwindigkeit aufweisen als markierte Spins von der am nächsten liegendenMarkierungsscheibe. Modulierte NMR-Signale, die durch Spins erzeugt werden,die in die Bilderzeugungsscheibe über einen Bereich unterschiedlicherGeschwindigkeit strömen bzw.fließen,könnendeshalb durch die Bilderzeugungsimpulssequenz "gesehen" werden und werden verwendet, das Perfusionsbildzu erzeugen.
    [0056] Umdie unterschiedlichen Geschwindigkeiten dieser Spins zu unterscheiden,unterscheiden sich die Kippwinkel-Modulationswellenformen für jede Markierungsscheibe.In dieser Ausführungsform sindsämtlicheModulationswellenformen sinusförmig undbesitzen dieselbe Frequenz und Periode. Wie in 12 gezeigt, ist die Phase jeder Modulationswellenformjedoch unterschiedlich. Mit vier Markierungsscheiben 320 bis 323 werdenvier getrennte Spin-Strom- bzw. -Flussgeschwindig- keiten kodiert durchVerwendung von vier sinusförmigenModulationswellenformen 325 bis 328, die in Bezugaufeinander bezüglichihrer Phase um 90° verschobensind. Die erfassten Zeitverlaufsbilder können wie vorstehend erläutert für das schnelleVerfahren verarbeitet werden, und zwei orthogonale sinusförmige Referenzwellenformenfür dieselbeFrequenz könnenmit den resultierenden Voxelvektoren korreliert werden, um I- undQ-Werte zu erzeugen, aus denen die Phase ermittelt werden kann.Ein Perfusionsbild kann daraufhin erzeugt werden, in welchem diePixel mit der ermittelten Phasen/Spingeschwindigkeit farbkodiert sind.
    [0057] Ausschließlich vierSpin-Strom- bzw. -Flussgeschwindigkeiten werden ermittelt unterVerwendung dieser Vier-Scheibenmarkierungsplatte von 11 und 12 entsprechend den vier phasenverschobenenModulationswellenformen. Zusätzliche Scheibenkönnenzusätzlichvorgesehen werden, um die Geschwindigkeitsauflösung zu verbessern; die Erzeugungder resultierenden RF-Markierungsimpulsekann sich jedoch schwierig gestalten. Die RF-Markierungsimpulsefür jedeMarkierungsscheibe 320 bis 323 werden getrennterzeugt und kommerziell erhältlicheMRI-Systeme besitzeneine Beschränkungbezüglichder Anzahl von RF-Impulsen, die in eine Impulssequenz vorab festgelegtwerden können.Es wird jedoch in Betracht gezogen, dass zugeschnittene RF-Markierungsimpulseerzeugt werden können, inwelchen das Frequenzspektrum des Impulses moduliert ist, um zahlreichephasenverschobene Markierungsscheiben mit sich gleichmäßig ändernden Profilenzu erzeugen. Die Impulsform wird als inverse Fouriertransformiertedes gewünschtenSpektrums gewonnen und durch ein Hamming-Fenster multipliziert,um Abschneid- bzw. Verkürzungsartefaktezu reduzieren. Eine derartige Markierung erzeugt eine gleichmäßige Verteilungder anfänglichenPhase übereine Platte und erlaubt eine gleichmäßige Geschwindigkeitsermittlung.
    [0058] DiesesVerfahren kann auch zur bidirektionellen Mehrscheibenfluss- bzw.-stromermittlung durch Erregen unterschiedlicher Platten mit unterschiedlichenFrequenzen verwendet werden, wie in 9 gezeigt.In dieser Ausführungsformist eine Markierungsplatte 1 in vier Markierungsscheibenunterteilt, die vier phasenverschobene Markierungsmodulations-Sinus-Wellenformen mitder Frequenz f1 verwenden, und eine Platte 2 istin vier Markierungsscheiben unterteilt, die vier phasenverschobeneMarkierungsmodulations-Wellenformen mit einer zweiten Frequenz f2 verwenden. In diesem Fall ist jeder Voxelvektormit vier Referenzwellenformen korreliert: Zwei mit der Frequenzf1 und zwei mit der Frequenz f2.
    [0059] Eineweitere langsame Technik, die ähnlich istzu der soeben erläuterten,verwendet eine Markierungsmusterfrequenz anstelle einer Markierungsmusterphase,um zwischen Spinstrom- bzw. -flussgeschwindigkeiten zu differenzieren.Insbesondere unter Bezug auf 11 modulierenfür dievier Markierungsscheiben 320 bis 323 in dieserAusführungsformihre Markierungs-Kippwinkelwährendeiner Zeitverlaufsuntersuchung mit unterschiedlicher Frequenz. Diesist durch die vier Kippwinkel-Modulationswellenformen 330 bis 333 in 13 dargestellt. In diesemFall unterscheidet sich die Modulationsperiode jeder Wellenform 330 bis 333 undes ist erforderlich, Zeitverlaufsbilder über eine Zeitperiode zu gewinnen,die zumindest so lang ist wie die längste Modulationsperiode.
    [0060] DieseFrequenzkodierungstechnik erzeugt Oszillationen in dem erfasstenNMR-Signal während derZeitverlaufsuntersuchung mit vier entsprechenden Frequenzen. Einschnellerer Fluss bzw. Strom zeigt sich selbst mit einer höheren Frequenzin einem Zeitverlauf. In dieser speziellen Ausführungsform wird die Markierungsfrequenzlinear quer überdie Platte verteilt und führtnicht zu der erfassten Linearkodierung des Stroms bzw. Flusses.Um eine Linearkodierung zu erzielen, muss eine Frequenz invers proportionalzu dem Abstand zwischen der Bilderzeugungsscheibe 324 unddem Zentrum der Markierungsscheibe 320 bis 323 kodiertwerden. Erzielt werden kann dies durch Modifizieren der Plattenprofilein entsprechender Weise und Erzeugen von zugeschneiderten Markierungsimpulsen,wie vorstehend erläutert.Daraufhin erzeugt eine einfache Fourier- Transformation eines Zeitverlaufs-Voxelvektors einFrequenzspektrum, welches die Frequenzkomponenten darin bezeichnet.Strömendebzw. fließendeSpins werden durch einen Spitzenwert in diesem Spektrum bei einerMarkierungsmodulationsfrequenz erfasst. Die Position des höchsten Spitzenwertsin dem resultierenden Spektrum bezeichnet die Spingeschwindigkeit.Ein Vorteil dieses Frequenzkodierungsverfahrens betrifft die Möglichkeit,mehrere Geschwindigkeiten innerhalb eines Voxels zu unterscheidendurch Ermitteln eines Satzes von Spitzenwerten in dem Spektrum.Die Linearitätdes Flusses bzw. Stroms gegenüberder Frequenz ist, obwohl realisierbar, nicht das am stärksten erwünschte Merkmal.Markierungsprofile könnenunterschiedlich geformt werden, um einen logarithmischen Fluss- bzw. Strommaßstab zuerzielen. Dies ergibt gleichmäßige Relativschrittein der Geschwindigkeitskodierungsrichtung.
    [0061] Diebevorzugten vorstehend erläutertenAusführungsformenverwenden sämtlicheeine sinusförmigeMarkierungsmodulationswellenform. Es können auch andere nicht sinusförmige Wellenformenverwendet werden. SinusförmigesMarkieren nutzt einen beschränktenAnteil des verfügbarenSpektrums, definiert als eine Hälfteder Anzahl von Markierungen pro Zyklus. Selbst Mehrfach-Scheibenmarkierenmit bidirektioneller Strom- bzw. Flussermittlung überspanntnicht das zur Verfügungstehende Spektrum. Wenn die spektrale Markierungsbreite vergrößert wird,muss Sorgfalt walten gelassen werden, um eine Überlappung mit dem Spektrumder nachfolgenden Markierungsscheibe zu vermeiden. Beide Spektren können verschachteltsein; sie sollten jedoch nicht eine gemeinsame Harmonische sichteilen, um durch ein Übersprechender Zustromermittlung durch das Korrelationsverfahren zu vermeiden.Die Information in dem verbreiterten Spektrum ist kohärent undwirkt sich additiv aus; das Rauschen ist jedoch nicht kohärent undwirkt sich mittelnd aus. Dies führtzu einem verbesserten Sig nal/Rauschverhältnis bei der Ermittlung. BesondereSorgfalt muss walten gelassen werden bei der Entwicklung einer Markierungsmodulationswellenform,weil eine einfache Verbreiterung eines Spektrums mit flacher Amplitudedie Spitzenwertamplitude an einer bestimmten Stelle im Zeitverlauferhöht.Die Markierungsamplitude kann den Bereich von plus oder minus dermaximalen längsgerichtetenMagnetisierung – das Äquivalentvon 0° bis 180° des Kippwinkels – nicht übersteigen.Die Geschwindigkeit des Stroms bzw. Flusses wird in zwei Schrittenermittelt. Im ersten Schritt wird ein Satz von bezüglich ihrerForm bekannten Funktionen mit unterschiedlichen Zeitverschiebungenverwendet, um einen Satz von Korrelationskoeffizienten für jedesBilderzeugungspixel zu gewinnen. Wenn der höchste Korrelationskoeffizientin diesem Satz einen Schwellenwert übersteigt (üblicherweise 0,5; jedoch abhängig vomRauschen), bezeichnet er die Strom- bzw. Flussgeschwindigkeiten.Im zweiten Schritt wird der Korrelationswert für diese Verzögerung berechnet, umeine Amplitude von Oszillationen zu erhalten, die genutzt werdenkönnen,um ein Strom- bzw. Flussvolumen abzuleiten.
    [0062] EinPerfusionsbild wird erzeugt durch Erfassen einer Reihe von Zeitverlaufs-MR-Bildernaus einer Bilderzeugungsscheibe. Während der Erfassung werdenin die Scheibe fließendeSpins wiederholt mit einem RF-Markierungsimpuls markiert, der einen Kippwinkelaufweist, der in Übereinstimmungmit einem Markierungsmuster moduliert ist. Voxel in der Reihe vonrekonstruierten MR-Bildern weisen Signale auf, die in Übereinstimmungmit dem Markierungsmuster variieren, wodurch Perfusion angezeigtwird. Perfusionsbilder werden erzeugt, die entweder den Fluss oderdie Geschwindigkeit bezeichnen.
    权利要求:
    Claims (12)
    [1] Verfahren zum Erzeugen eines Perfusionsbildsmit einem MRI-System, aufweisend die Schritte: a) WiederholtesAnlegen eines RF-Markierungsimpulses mit dem MRI-System an Spins,die in eine Bildscheibe fließen,und Modulieren des Kippwinkels des RF-Markierungsimpulses in Übereinstimmung miteinem Markierungsmuster übereine Modulationszeitdauer; b) Erfassen einer Reihe von Zeitverlaufs-MR-Bilddatensätzen durchDurchführenvon Bilderzeugungsimpulssequenzen mit dem MRI-System über eineZeitdauer, welche die Modulationszeitdauer enthält; c) Rekonstruierenaus den Bilddatensätzeneinen entsprechenden Satz von Zeitverlaufsbildern mit Voxelvektoren,welche die Variationen des NMR-Signals in entsprechenden Bildscheibenvoxelnim Verlauf der Erfassungszeitdauer anzeigen; d) Ermitteln einerPerfusion durch Identifizierung von Voxelvektoren mit Variationendes NMR-Signals, die dem Markierungsmuster entsprechen; und e)Erzeugen eines Perfusionsbilds, in welchem eine Perfusion in denidentifizierten Voxeln angezeigt ist.
    [2] Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Markierungsmustersinusförmigist.
    [3] Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt d) durchKreuzkorrelieren von Voxelvektoren mit einer Referenzwellenformdurchgeführtwird, die dem Markierungsmuster entspricht.
    [4] Verfahren nach Anspruch 1, wobei beide Schritte a)und b) durchgeführtwerden durch wiederholtes Durchführeneiner Impulssequenz mit dem MRI-System, das folgende aufweist: i)Erzeugen eines RF-Markierungsimpulses; ii) Warten für ein gewähltes Zeitintervall(IR); und iii) Erzeugen eines RF-Erregungsimpulses und Erfasseneines NMR-Signals in Anwesenheit eines Bilderzeugungsmagnetfeldgradienten.
    [5] Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Impulssequenzdas Erzeugen eines Magnetfeldgradientenimpulses zeitgleich mit demZeitpunkt wie der RF-Markierungsimpuls umfasst, um selektiv Spinsin einem Bereich benachbart zur Bildscheibe zu erregen.
    [6] Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Schritt iii)durchgeführtwird unter Verwendung einer Echoplanarbilderzeugungs(EPI)impulssequenz,die mehrere NMR-Signale erfasst.
    [7] Verfahren nach Anspruch 6, wobei eine ausreichendeAnzahl von NMR-Signalen erfasst wird durch die EPI-Impulssequenzzur Erzeugung eines MR-Bilddatensatzes, aus welchem ein Zeitverlaufsbildrekonstruiert werden kann.
    [8] Verfahren nach Anspruch 1, aufweisend das Erzeugeneines Magnetfeldgradientenimpulses zeitgleich mit dem RF-Markierungsimpulszum selektiven Erregen von Spins in einer Markierungsplatte, diebenachbart zur Bildscheibe angeordnet ist.
    [9] Verfahren nach Anspruch 8, wobei der RF-Markierungsimpulsso geformt ist, dass er den Kippwinkel moduliert, der in jeder vonmehreren Markierungsscheiben in der Markie rungsplatte erzeugt wirdin Übereinstimmungmit einem unterschiedlichen Markierungsmuster; und der Schrittd) durchgeführtwird, um Voxelvektoren mit Variationen des NMR-Signals zu identifizieren, diedem jeweiligen der unterschiedlichen Markierungsmuster entsprechen.
    [10] Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Markierungsmustersinusförmigsind und jeweils eine unterschiedliche Frequenz aufweisen.
    [11] Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Markierungsmustersinusförmigsind und jeweils eine unterschiedliche Phase aufweisen.
    [12] Verfahren nach Anspruch 11, wobei der Schritt d)aufweist: i) Messen der Korrelation jedes Voxelvektors miteiner ersten sinusförmigenReferenzwellenform mit einer ersten Phase; ii) Messen der Korrelationjedes Voxelvektors mit einer zweiten sinusförmigen Referenzwellenform mit einerPhase, die in Bezug auf die erste Phase um 90° verschoben ist; und iii)Ermitteln, in welcher Markierungsscheibe fließende Spins markiert wurden,unter Verwendung der Korrelationsmessungen aus den Schritten i)und ii).
    类似技术:
    公开号 | 公开日 | 专利标题
    US9526423B2|2016-12-27|Method for non-contrast enhanced magnetic resonance angiography
    Ridgway2010|Cardiovascular magnetic resonance physics for clinicians: part I
    Dumoulin et al.1986|Magnetic resonance angiography.
    Alsop1997|Phase insensitive preparation of single‐shot RARE: application to diffusion imaging in humans
    Pope et al.1993|Quantitative NMR imaging of flow
    US5977770A|1999-11-02|MR imaging of synchronous spin motion and strain waves
    Robson et al.1997|Measurement of the point spread function in MRI using constant time imaging
    JP3878176B2|2007-02-07|Three-dimensional phase contrast magnetic resonance imaging using interleaved projection-reconstruction data
    CN101143094B|2012-04-25|磁共振图像诊断装置及其控制方法
    JP4897212B2|2012-03-14|Ｍｒデータ収集中のｒｆ電力蓄積を低減する方法及び装置
    JP4832786B2|2011-12-07|磁気共鳴断層撮影の拡散強調画像のためのマルチショット方法
    US8060180B2|2011-11-15|Multi-echo magnetic resonance imaging method and system
    US6891373B2|2005-05-10|Method to determine the ADC coefficients in diffusion-weighted magnetic resonance imaging given use of steady-state sequences
    US7375520B2|2008-05-20|Method for spectrally selective B1 insensitive T2 preparation contrast enhancement for high field magnetic resonance imaging
    Scheffler1999|A pictorial description of steady‐states in rapid magnetic resonance imaging
    US6603989B1|2003-08-05|T2 contrast in magnetic resonance imaging with gradient echoes
    US6477399B2|2002-11-05|Method for determining the reliability of fMRI parameters
    US6487435B2|2002-11-26|Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging
    EP1391746B1|2008-03-05|Parallele Magnetresonanzbildgebung unter Verwendung von Navigator-Echosignalen
    US5711300A|1998-01-27|Real time in vivo measurement of temperature changes with NMR imaging
    US7495439B2|2009-02-24|MRI method for reducing artifacts using RF pulse at offset frequency
    de Figueiredo et al.2011|Basic concepts of MR imaging, diffusion MR imaging, and diffusion tensor imaging
    US7511494B2|2009-03-31|Method for measuring the microarchitecture of complex tissue with MRI
    JP4444413B2|2010-03-31|４重フィールドエコーシーケンスを用いて水と脂肪を定量的にｍｒ撮影する装置
    US5054489A|1991-10-08|Magnetic resonance imaging using spatial modulation of magnetization
    同族专利:
    公开号 | 公开日
    NL1025899C2|2005-02-01|
    US7328054B2|2008-02-05|
    NL1025899A1|2004-10-13|
    US20040204643A1|2004-10-14|
    DE102004015436B4|2009-10-29|
    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    2004-11-11| OP8| Request for examination as to paragraph 44 patent law|
    2010-04-29| 8364| No opposition during term of opposition|
    2011-11-21| R082| Change of representative|Representative=s name: ADVOTEC. PATENT- UND RECHTSANWAELTE, DE Representative=s name: ADVOTEC. PATENT- UND RECHTSANWAELTE, 80538 MUENCHE |
    2017-10-03| R119| Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee|
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
    [返回顶部]