Die Analyse der Myokardbewegung ist wesentlich für das Verständnis der Herztätigkeit und damit für die Einschätzung des Herzzustands zum Beispiel nach einem akuten Myokardinfarkt. Das Myokard-Tagging ermöglicht es, Gewebedeformationen genau zu beurteilen. Herkömmliche Tagging-Sequenzen wie „SPAMM", das in dem Artikel von L. Axel und L. Dougherty in Radiology 1989; 171, Seite 841–845, beschrieben wird, oder „CSPAMM", das in dem Artikel von S.E. Fischer et al. in Magnetic Resonance in Medicine: 30, Seite 191–200 (1993), beschrieben wird, erlauben die Registrierung der räumlichen Verschiebung des Myokards lediglich als eine zweidimensionale Projektion. Die Analyse der tatsächlichen dreidimensionalen (3D) Bewegungstrajektorien ist daher nur begrenzt möglich. Frühere Verfahren der 3D-Bewegungsverfolgung kombinieren zum Beispiel getaggte 2D-Kurzachsenansichten mit getaggten 2D-Langachsenansichten oder mit einer 1D-Geschwindigkeitskarte. Die Nachteile dieser bekannten Verfahren liegen in der zeitaufwändigen und anspruchsvollen Planungsprozedur sowie in der schwierigen Anpassung der 2D-Bilder an einen 3D-Datensatz.

In dem Dokument EP-A-0507392 werden magnetische Resonanzbildgebungsverfahren für das Myokard-Tagging zur Beurteilung der Myokardmotilität beschrieben. Bei diesen Verfahren werden dem Herzen eines Objekts Tagging-Impuls- und Gradientensequenzen zugeführt, um getaggte Magnetresonanzbilder von zum Beispiel Schichten des Herzens von der Diastole bis zur Systole zu erfassen, wobei die Sequenzen beim Erkennen der R-Zacke eines EKG getriggert werden. Bei diesen bekannten Sequenzen, zum Beispiel der so genannten SPAMM-Sequenz, ist es, wenn es überhaupt möglich ist, sehr schwierig, das Tagging-Gitter automatisch zu erkennen und daher die Bewegung quantitativ auszuwerten. In dem Dokument EP-A-0507392 werden ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Magnetresonanzbildgebung beschrieben, die eine automatische quantitative Auswertung der Bewegung eines Teils eines Objekts ermöglichen. Die Impuls- und Gradientensequenzen werden paarweise mit räumlich unterschiedlichen Tagging-Mustern zugeführt, wobei die den Paaren entsprechenenden Bilder subtrahiert werden, um ein getaggtes Bild zu erstellen. Die Bewegungen werden überwacht, indem das Tagging-Muster in dem getaggten Bild abgetastet wird.

Die vorliegende Erfindung hat zur Aufgabe, die Einschränkungen der bekannten 2D-Taggingverfahren zu überwinden. Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen definiert. Die abhängigen Ansprüche definieren vorteilhafte Ausführungsformen.

Diese und weitere Vorteile der Erfindung werden in der folgenden Beschreibung dargelegt, in der ein Ausführungsbeispiel der Erfindung unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben wird.

1 zeigt eine Tagging-Sequenz in drei Dimensionen;

2 zeigt ein Modell des Herzens mit drei orthogonalen Abschnitten;

3 zeigt ein 3D-Tagging-Muster in vivo in einer Kurzachsenansicht in der x-y-Ebene;

4 zeigt das gleiche 3D-Tagging-Muster in einer Langachsenansicht in der x-z-Ebene;

5 zeigt das gleiche 3D-Tagging-Muster in einer Langachsenansicht in der y-z-Ebene;

6 zeigt ein Gerät zum Ausführen des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung; und

7 zeigt einen Schaltplan für das Gerät aus 6.

Das Tagging-Präparationsverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung beruht auf der Subtraktion zweier Bilder mit Tagging-Modulation mit komplementären Vorzeichen. Das Tagging-Gitter wird dabei durch Sättigungsinformationen erlangt, die über das abzubildende Objekt induziert wurden. Dadurch wird ein Nachlassen der Intensität der Tag-Linie verhindert und infolgedessen die Beobachtung der Herzbewegung während des gesamten Herzzyklus ermöglicht. Zwei 90°-HF-Blockimpulse 1 und 2 werden mit einem Dephasierungsgradienten D vermischt, so dass eine sinusförmige Modulation der z-Magnetisierung und damit ein linienförmiges Tagging-Muster entsteht, d.h. ein Satz paralleler Sättigungsebenen. Um ein dreidimensionales Tagging-Gitter zu erzeugen, wird die Modulation in allen drei räumlichen Richtungen wiederholt, d.h. in der x-Richtung, der y-Richtung und der z-Richtung. Auf jede Modulation folgt ein Spoilergradient S₁, S₂ und S₃ mit jeweils unterschiedlicher Größe, um eine verbleibende Transversalmagnetisierung zu zerstören und Phasenkohärenzeffekte zu verhindern. Wie in 1 zu sehen ist, ist der Spoilergradient S₂ stärker als der Spoilergradient S₁, und der Spoilergradient S₃ ist stärker als der Spoilergradient S₂. Es wird ein Abstand zwischen den Tag-Linien von 10 mm gewählt. Die gesamte Tagging-Präparation dauert 7,6 ms. Um die komplementäre räumliche Modulation der Magnetisierung (engl. complementary spatial modulation of magnetization, CSPAMM) zu erreichen, wird der zweite HF-Impuls der y-Richtung invertiert. Weitere Einzelheiten zum CSPAMM-Verfahren sind in dem oben genannten Artikel von S.E. Fischer et al. nachzulesen.

Nach der Tagging-Präparation wird eine dreidimensionale EPI-Sequenz mit Strömungskompensation und verschachtelten Gradienten mit einem EPI-Faktor = 9, Flipwinkel = 16° und TE = 7,1 ms für die Bildgebung verwendet (EPI: echo planar imaging; Echoplanar-Bildgebung). Ein Volumen von 256 × 256 × 40 mm³ wird mit einer Ortsauflösung von 2,0 × 2,0 × 2,0 mm³ abgebildet. Es werden sechzehn Herzphasen mit einer Bild-zu-Bild-Auflösung von 35 ms erreicht. Um eine Atmungsbewegung zu vermeiden, wird die Abtastdauer in 10-sekündige Perioden mit Atemanhalten aufgeteilt. Um während des gesamten Abtastvorgangs die gleiche Zwergfellposition gewährleisten, wurde ein navigatorgeführtes Verfahren des Atemanhaltens eingeführt. Aus diesem Grunde wird die Auslenkung des Zwergfells in Echtzeit mit einer Auflösung von 100 ms verfolgt, wodurch es dem Bediener ermöglicht wird, das Objekt oder Individuum dahingehend zu führen, dass es seinen Atem an der korrekten Position anhält. Während des Atemstillstands wird ein Navigator-Gating angewendet. Alle Messungen wurden mit Ganzkörperscanner, dem Philips Gyroscan ACS/NT mit 1,5 Tesla, durchgeführt, der mit einem als „PowerTrack 6000" bekannten Gradientensystem ausgestattet ist.

Ein Beispiel für die 3D-Tagging-Messungen ist in den 3 bis 5 dargestellt, in denen das Sättigungsgitter und seine Verformung während der Herzkontraktion in vivo beobachtet werden können. In 2 ist ein Modell des Herzens mit drei orthogonalen Abschnitten, d.h. der x-y- oder horizontalen Ebene, der x-z-Ebene und der y-z-Ebene, dargestellt. In 3 ist ein 3D-Tagging-Muster in vivo mit Zwischenräumen von 10 mm in einer Kurzachsenansicht in der x-y-Ebene dargestellt, in 4 ist das gleiche Muster in einer Langachsenprojektion in der x-z-Ebene dargestellt, und in 5 ist das gleiche Muster in der y-z-Ebene dargestellt. Die 3D-Tagging-Messungen wurden erfolgreich an Phantomen und mit 10 gesunden Freiwilligen durchgeführt, um die Realisierbarkeit des oben genannten Verfahrens zu zeigen.

Das in 6 dargestellte Gerät ist ein MR-Gerät, das ein System aus vier Spulen 11 zur Erzeugung eines stationären, gleichförmigen Magnetfelds umfasst, dessen Stärke in der Größenordnung von einigen Zehntel Tesla bis einigen Tesla liegt. Die Spulen 11, die konzentrisch in Bezug auf die Z-Achse angeordnet sind, können auf einer kugelförmigen Oberfläche 12 vorgesehen werden. Der zu untersuchende Patient 20 liegt auf einem Tisch 14, der sich innerhalb dieser Spulen befindet. Um ein Magnetfeld zu erzeugen, das in z-Richtung verläuft und linear in dieser Richtung variiert (wobei dieses Feld im Folgenden als Gradientenfeld bezeichnet wird), sind vier Spulen 13 auf der kugelförmigen Oberfläche 12 vorgesehen. Außerdem sind vier Spulen 17 vorhanden, die ein Gradientenfeld erzeugen, welches ebenfalls (vertikal) in x-Richtung verläuft. Ein magnetisches Gradientenfeld, das in der z-Richtung verläuft und einen Gradienten in y-Richtung hat (senkrecht zur Ebene der Zeichnung aus 6), wird durch die vier Spulen 15 erzeugt, die identisch mit den Spulen 17 sein können, aber so angeordnet sind, dass sie hierzu im Raum um 90° versetzt sind. In 6 sind lediglich zwei dieser vier Spulen dargestellt.

Da jedes der drei Spulensysteme 13, 15 und 17 zum Erzeugen der magnetischen Gradientenfelder symmetrisch in Bezug auf die kugelförmige Oberfläche angeordnet ist, wird die Feldstärke in der Mitte der Kugel ausschließlich durch das stationäre, gleichmäßige Magnetfeld der Spule 11 bestimmt. Außerdem ist eine HF-Spule 21 vorgesehen, die ein im Wesentlichen gleichmäßiges HF-Magnetfeld erzeugt, welches senkrecht zu der Richtung des stationären, gleichmäßigen Magnetfelds (d.h. senkrecht zu der z-Richtung) verläuft. Die HF-Spule empfängt während jedes HF-Impulses einen HF-modulierten Strom von einem HF-Generator. Die HF-Spule 21 kann auch benutzt werden, um die Spinresonanzsignale zu empfangen, die in der Untersuchungszone erzeugt werden.

Wie in 7 dargestellt, werden die in dem MR-Gerät empfangenen MR-Signale durch eine Einheit 30 verstärkt und im Basisband transponiert. Das auf diese Weise erhaltene analoge Signal wird durch einen Analog-Digital-Umsetzer 31 in eine Sequenz von digitalen Werten umgesetzt. Der Analog-Digital-Umsetzer 31 wird durch eine Steuerschaltung 29 so gesteuert, dass er nur während der Auslesephase digitale Datenwörter erzeugt. Dem Analog-Digital-Umsetzer 31 folgt eine Fourier-Transformationseinheit 32, die eine eindimensionale Fourier-Transformation an der Sequenz von Abtastwerten durchführt, die durch Digitalisierung eines MR-Signals erlangt wurden, wobei die Ausführung so schnell erfolgt, dass die Fourer-Transformation beendet ist, bevor das nächste MR-Signal empfangen wird.

Die auf diese Weise durch Fourier-Transformation erzeugten Rohdaten werden in einen Speicher 33 geschrieben, dessen Speicherkapazität für die Speicherung von mehreren Rohdatensätzen ausreicht. Aus diesen Rohdatensätzen erzeugt eine Zusammensetzungseinheit 34 ein zusammengesetztes Bild, wobei dieses zusammengesetzte Bild in einem Speicher 35 gespeichert wird, dessen Speicherkapazität für die Speicherung einer großen Anzahl von aufeinander folgenden zusammengesetzten Bildern 10 ausreicht. Diese Datensätze werden für unterschiedliche Zeitpunkte berechnet, deren Abstand voneinander vorzugsweise klein im Vergleich zu der Messperiode ist, die für die Erfassung eines Datensatzes erforderlich ist. Eine Rekonstruktionseinheit 36, die eine Zusammensetzung der aufeinander folgenden Bilder durchführt, erzeugt aus den solchermaßen erfassten Datensätzen MR-Bilder, wobei die MR-Bilder gespeichert werden. Die MR-Bilder stellen die Untersuchungszone zu den vorgegebenen Zeitpunkten dar. Die Folge der solchermaßen aus den Daten gewonnenen MR-Bilder gibt die dynamischen Prozesse in der Untersuchungszone in geeigneter Weise wieder.

Die Einheiten 30 bis 36 werden durch die Steuereinheit 29 gesteuert. Wie durch die nach unten weisenden Pfeile angegeben, sorgt die Steuereinheit auch für die zeitliche Veränderung der Ströme in den Gradientenspulensystemen 13, 15 und 17 sowie für die Mittenfrequenz, die Bandbreite und die Hüllkurve der durch die HF-Spule 21 erzeugten HF-Impulse. Die Speicher 33 und 35 sowie der (nicht abgebildete) MR-Bildspeicher in der Rekonstruktionseinheit 36 können durch einen einzigen Speicher von angemessener Kapazität realisiert werden. Die Fourier-Transformationseinheit 32, die Zusammensetzungseinheit 34 und die Rekonstruktionseinheit 36 können durch einen Datenprozessor realisiert werden, der zur Ausführung eines Computerprogramms gemäß dem oben genannten Verfahren geeignet ist.

Fig. 1

Direction

Richtung