DE102004022061A1

DE102004022061A1 - Verfahren zur verbesserten interventionallen Bildgebung in der Magnet-Resonanz-Tomographie

Info

Publication number: DE102004022061A1
Application number: DE102004022061A
Authority: DE
Inventors: Peter Speier; Frank Dr. Wacker
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 2004-05-05
Filing date: 2004-05-05
Publication date: 2005-12-08
Also published as: US7558615B2; US20050261576A1; CN1692881A

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur interventionellen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie unter Verwendung einer Kontrastmittelflüssigkeit, die durch Sättigen oder Anregen so präpariert wird, dass sie nach Einspritzen in das Gefäßsystem eines zu untersuchenden Patienten signalarm zur Darstellung kommt oder dass durch Sättigen oder Anregen das stationäre Gewebe so präpariert wird, dass die Kontrastmittelflüssigkeit nach Einspritzen in das Gefäßsystem eines zu untersuchenden Patienten signalstark zur Darstellung kommt.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur verbesserten interventionellen Bildgebung in der MRT unter Verwendung Signalauslöschender Kontrastmittelflüssigkeiten.

Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden was im Allgemeinen als "Ortskodierung" bezeichnet wird.

Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Pha senkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse). Darüber hinaus kann durch Phasenkodierung entlang der z-Achse die selektierte Schicht in weitere Schichten unterteilt werden.

Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt und eventuell eine Phasenkodierung in z-Richtung durchgeführt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.

Um eine ganze Schicht des zu untersuchenden Objektes zu messen, wird die Bildgebungssequenz (z.B. Gradienten-Echo-Sequenz, FLASH), N-mal für verschieden Werte des Phasenkodiergradienten z.B. G^y wiederholt. Der zeitliche Abstand der jeweils angeregten HF-Pulse wird dabei als Repetitionszeit TR bezeichnet. Das Kernresonanzsignal (z.B. Gradienten-Echo-Signal) wird bei jedem Sequenzdurchgang durch den Δt-getakteten ADC (Analog Digital Wandler) ebenfalls N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit des Auslesegradienten G^X abgetastet, digitalisiert und abgespeichert. Auf diese Weise erhält man eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N × N Datenpunkten. Auf diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N × N Pixeln rekonstruiert werden (eine symmetrische Matrix mit N × N Punkten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden). Aus physikalischen Gründen enthalten die Werte im Bereich des Zentrums der k-Matrix hauptsächlich Informationen über den Kontrast, die Werte im Randbereich der k-Matrix vorwiegend Informationen bezüglich der Auflösung des transformierten MRT-Bildes. Auf die eben dargestellte Weise können Schnittbilder des menschlichen Körpers in allen Richtungen aufgenommen werden. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode aus. Dennoch sind insbesondere bei angiographischen Aufnahmen (d.h. Aufnahmen der Blutgefäße im menschlichen Körper, speziell in durchbluteten Organen) der Kontrastgebung bei einer nativen MR-Bildgebung Grenzen gesetzt die aber durch den Einsatz von Kontrastmitteln erheblich erweitert werden können. Die Wirkungsweise von Kontrastmitteln in der Magnet-Resonanz-Tomographie beruht generell auf einer Beeinflussung der für den Kontrast maßgeblichen Parameter, wie beispielsweise der longitudinalen oder transversalen Relaxationszeit T₁ bzw. T₂. In der klinischen Anwendung durchgesetzt hat sich das dreiwertige Gadolinium Gd³⁺ das eine T1-verkürzende Wirkung besitzt. Durch Einbindung in sogenannte Chelatkomplexe (DTPA, Diethylentriaminepentaaceticacid) verliert Gadolinium seine Toxizität, so dass Gd-DTPA in der Regel intravenös appliziert werden kann. Es wird eine Vene gewählt die direkt zum Herzen führt welches das Kontrastmittel schließlich in dem gesamten arteriellen System verteilt. Bei gängigen Sequenzen (T₁-gewichtete Spinecho-Sequenz, Gradientenecho-Sequenz usw.) bewirkt die beschleunigte T₁-Relaxation eine Erhöhung des MR-Signals, also eine hellere Darstellung des betreffenden Gewebes im MR-Bild. Auf diese Weise können scharfe und kontrastreiche Bilder von beispielsweise Kopf-, Hals-, Herz- oder Nierengefäßen gemessen werden.

In der Regel stellen T₁-Zeitverkürzende Kontrastmittel niedermolekulare Kontrastmittel dar, die nur kurze Zeit im Gefäß verbleiben und dann ins Interstitium diffundieren. Alternativ wurden sogenannte "blood-pool-Kontrastmittel" entwickelt, die auf Grund ihrer Größe in den Blutgefäßen verbleiben und nicht wie niedermolekulare Magnetresonanzkontrastmittel ins Interstitium (Bindegewebe) diffundieren.

Bringt man in mit Gadolinium-haltigen Kontrastmitteln angereicherten Gefäßen, die als solche eine hohe Signalintensität aufweisen, im Rahmen einer vaskulären Intervention einen Ka theter ein, so treten häufig Situationen auf (beispielsweise bei einer Embolisation oder bei einer Stentplazierung), in denen der Blutfluss distal des Katheters von großer Bedeutung ist und kontrolliert werden muss. In der konventionellen Angiographie unter Röntgendurchleuchtung prüft man die Flussverhältnisse durch Injektion von Röntgenkontrastmittel durch den Katheter. Dadurch kontrastiert sich das Gefäßsystem distal des Katheters und man gewinnt wesentliche Informationen zur Gefäßoffenheit, Gefäßwandbeschaffenheit, Flussgeschwindigkeit und Flusscharakteristik. Möchte man dies unter MRT Kontrolle in gleicher Weise tun, so würde man auf Grund der oben geschilderten hohen Signalintensität des Kontrastmittelangereicherten Blutes bei Verwendung der üblichen hochverdünnten paramagnetischen T1-Zeit verkürzenden Kontrastmittel wie GadDTPA (Markenname: Magnevist) versuchen, die Signalintensität anzuheben. Es fällt aber schwer, das im MRT-Bild bereits helle Blut noch heller zu machen. Ein für solche Situationen ideales "Kontrastmittel" sollte daher die Signalintensität absenken.

Nach dem Stand der Technik erfolgt dies beispielsweise durch Injektion magnetischer Flüssigkeiten die Suzeptibilitätsartefakte induzieren und das Magnetresonanzsignal stark schwächen bzw. auslöschen. Üblich ist die Verwendung von unverdünntem bzw. gering verdünnten Gadolinium-DTPA-haltigen Kontrastmittel oder von Eisenoxyd Kontrastmittel (z. B. SPIO, USPIO). Dieses Verfahren ist jedoch auf nur wenige Injektionsmessungen beschränkt, da die empfohlene Höchstdosis dieser Substanzen sehr klein ist.

Alternativ dazu ist es möglich eine Protonen-arme oder -freie Substanz zu injizieren die das Blut für kurze Zeit verdrängt. Als Beispiel hierzu ist die Injektion von CO₂ zu nennen die auf Basis von Tierversuchen von Wacker et al vorgestellt wurde (Wacker et al. MR Imaging-Guided Vascular Procedures using CO₂ as a contrast agent, AM Journal Roentgenological 2003; 181: 485–489) und für die bereits eine Patentanmeldung (ap plication serial number 10/441,235) existiert. CO₂ ist zwar ein geeignetes Kontrastmittel welches in der interventionellen Radiologie schon seit längerem verwendet wird, dennoch scheuen sich viele Anwender (Ärzte) ein Gas in Blutgefäße zu injizieren. Ein Nachteil ist auch, dass diese Methode nur unterhalb des Zwerchfelles angewendet werden kann. Die Anwendung von CO₂ am Herz oder an zerebralen Gefäßen verbietet sich auf Grund des dabei bestehenden Embolierisikos. Gerade im Hinblick auf diese beiden genannten für vaskuläre Interventionen wichtigen Gefäßsysteme ist eine Alternativlösung von großem Interesse.

Eine Alternative zur direkten Injektion eines Kontrastmittels wäre es beispielsweise das Blutsignal selbst außerhalb der Bildebene zu sättigen oder zu invertieren. Die Nachteile dieser Methode sind die kurze T1-Zeit des Blutes (ca. 1500 ms, nach Kontrastmittelverabreichung ca. 100 ms) sowie die Beschränkung auf Anwendungen mit ausreichendem Blutfluss.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es ein Verfahren anzugeben um die Kontrastmittel gestützte interventionelle Bildgebung in der Magnet-Resonanz-Tomographie weiter zu verbessern.

Diese Aufgabe wird gemäß der vorliegenden Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zur interventionellen Bildgebung in der Magnet-Resonanz-Tomographie beansprucht unter Verwendung einer Kontrastmittelflüssigkeit die durch Sättigen oder Anregen so präpariert wird, dass sie nach Einspritzen in das Gefäßsystem eines zu untersuchenden Patienten signalarm zur Darstellung kommt, oder dass durch Sättigen oder Anregen das stationäre Gewebe so präpariert wird, dass die Kontrastmittelflüssigkeit nach Einspritzen in das Gefäß system eines zu untersuchenden Patienten signalstark zur Darstellung kommt.

Erfindungsgemäß kann die Präparation des stationären Gewebes entweder durch Einstrahlen eines oder mehrerer Sättigungspulse oder durch Einstrahlen eines Inversionspulses in das stationäre Gewebe erfolgen.

In einer weiteren erfindungsgemäßen Alternative wird die Kontrastmittelflüssigkeit in einem Flüssigkeitsreservoir bereit gestellt und die Präparation der Kontrastmittelflüssigkeit durch Einstrahlen eines oder mehrer Sättigungspulse in das Flüssigkeitsreservoir durchgeführt.

Vorteilhafterweise werden dabei der oder die Sättigungspulse in Form schichtselektiver Sättigungspulse eingestrahlt.

In einer weiteren Alternative des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Kontrastmittelflüssigkeit in einem Flüssigkeitsreservoir bereitgestellt und die Präparation in Form einer Anregung durch Einstrahlen eines Inversionspulses in das Flüssigkeitsreservoir durchgeführt.

In einer weiteren Alternative des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Kontrastmittelflüssigkeit durch ein statisches magnetisches Gradientenfeld geleitet und die Präparation in Form einer Anregung durch kontinuierliche HF-Einstrahlung in die strömende Kontrastmittelflüssigkeit in dem Gradientenfeld durchgeführt.

Bei einem Verfahren gemäß der zweiten und dritten Alternative ist es vorteilhaft den Inversionspuls erfindungsgemäß mit dem Zeitpunkt der Injektion zu synchronisieren.

Vorteilhafterweise erfolgt die Synchronisation derart, dass die Kontrastmittelflüssigkeit den Nulldurchgang genau in dem Augenblick erreicht wenn sie in das darzustellende Gefäß eintritt.

Die Synchronisation erfolgt erfindungsgemäß automatisch gegebenenfalls durch den Anlagenrechner bzw. die Sequenzsteuerung.

Vorteilhaft ist es im Falle einer Inversion ein phasensensitives Bildrekonstruktionsverfahren anzuwenden. Bei Verwendung von phasensensitiver Rekonstruktion kann der Kontrast gegenüber der Messung im Nulldurchgang gesteigert werden, wenn vor dem Nulldurchgang gemessen wird.

Ebenfalls vorteilhaft ist es im Falle einer Inversion das Anregen der Kontrastmittelflüssigkeit in einem Zwischenreservoir durchzuführen welches genau die mit einer Injektion zur applizierende Menge aufweist.

Erfindungsgemäß erfolgt das Einspritzen von Hand oder maschinell durch einen Druckinjektor bzw. Infusor.

Ferner wird eine Vorrichtung beansprucht die zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 14 geeignet ist.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die beleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspin-Tomographiegerät,
2 zeigt schematisch die wiederholte Sättigung der Längsmagnetisierung durch aufeinanderfolgende 90°-HF-Pulse,
3 zeigt schematisch die Invertierung der Längsmagnetisierung durch Einstrahlen eines 180°-HF-Pulses, und
4 zeigt schematisch die Verteilung des Signalabsenkenden Kontrastmittels in einem Blutgefäßsystem mittels Katheter ausgehend von einem Flüssigkeitsreservoir.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspin-Tomographiegerätes mit dem eine interventionelle Bildgebung gemäß der vorliegenden Erfindung möglich ist. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teiles eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_X in x-Richtung, die zweite Teilwicklung eines Gradienten G_Y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_Z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenimpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 3 abgegebene Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu un tersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse auf Grund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Auf Grund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Ampli tude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
Das beschriebene MRT gerät soll es dem Anwender erfindungsgemäß ermöglichen im Rahmen einer interventionellen Bildgebung eine Kontrastmittelflüssigkeit so zu präparieren und über einen Katheter in ein im Inneren des MRT-Gerätes befindliches Gefäßsystem hoher Signalintensität so einzubringen, dass das Gefäßsystem distal des Katheters signalschwach oder negativ kontrastiert.
Wie bereits in der Beschreibungseinleitung dargestellt kommt es bei einer konventionellen Angiographie in der Magnetresonanztomographie bei Verwendung T₁-verkürzender Kontrastmittel zu einer signalstarken Darstellung des Kontrastmittel markierten Gefäßsystems. Um unter diesen Verhältnissen dennoch Flussverhältnisse an diversen Stellen prüfen zu können bringt man über einen Katheter Kontrastmittel ein das zum Zeitpunkt des Austritts aus dem Katheter signalarm oder signalnegativ zur Darstellung kommt.
Die vorliegende Erfindung löst das Problem durch Verwendung physiologischer Kochsalzlösung bzw. anderer Flüssigkeiten die im Vergleich zu bisher eingesetzten Kontrastmitteln nur sehr geringe Nebenwirkungen aufweisen aber dennoch durch Magnetresonanz-eigene Techniken zum Kontrastmittel werden.
Als Nebenwirkung beispielsweise bei physiologischer Kochsalzlösung sind lediglich die Volumenbelastung herzkranker Patienten und die Flüssigkeit bei Belastung von Dialysepatienten zu nennen. Allerdings erhalten auch diese Patienten während einer Intervention in der Regel physiologische Kochsalzlö sung. Dies könnte dann einfach entsprechend reduziert werden. Nephrotoxische oder allergische Nebenwirkungen die bei derzeit bekannten Kontrastmitteln häufig auftreten und deren Einsatzmöglichkeit stark einschränken existieren bei physiologischer Kochsalzlösung nicht.
Die einfachste Möglichkeit aus beispielsweise physiologischer Kochsalzlösung ein Kontrastmittel zu machen besteht darin mittels einer Sättigungssequenz (engl.: Saturation-Recovery-Sequence, SR-Sequence) die Spins der Lösung zu sättigen und die "gesättigte Lösung" noch in gesättigtem Zustand über einen Katheter in das zu untersuchende signalstarke Gefäßsystem zu injizieren. Der technische Aufwand gestaltet sich dabei relativ einfach wie anhand 4 deutlich wird: Die physiologische Kochsalzlösung wird in ein Flüssigkeitsreservoir 24 gegeben welches in das Field of View (M) neben den Patienten eingebracht wird und während der Untersuchung im Gradientenfeld verbleibt. Dieses Reservoir 24 wird mittels eines y-Konnektors 27 über eine Zuleitung 31 mit dem Angiographie-Katheter 26 verbunden. Der zweite Schenkel 32 des y-Konnektors 27 ermöglicht die simultane Verwendung eines Führungsdrahtes (nicht dargestellt) um die Katheterspitze 33 an die gewünschte Position im Gefäßsystem 25 (hier Bifurkation 34) zu platzieren. An einer geeigneten Stelle ist das Flüssigkeitsreservoir 24 mit einer Spritze zur manuellen (Hand-) Injektion oder mit einem Druckinjektor 30 zur automatischen (maschinellen) Injektion versehen.
Nach Positionieren des Patienten wird vor Beginn der Intervention das Flüssigkeitsreservoir auf einem Übersichtsbild (Scout-Bild) lokalisiert. Anschließend werden die Sättigungspulse mit Hilfe eines User-Interface angepasst. Im einfachsten Fall kommt dabei zusätzlich zur kontinuierlich ablaufenden Bildsequenz im Rahmen der Interventionskontrolle im Schichtbereich 23 des Flüssigkeitsreservoirs 24 ein schichtselektiver Sättigungspuls (im einfachsten Falle ein 90°-HF- Puls in Kombination mit Schichtselektionsgradientenpuls) zum Einsatz der die Flüssigkeit im Flüssigkeitsreservoir 24 absättigt.
Durch Bewegung des Injektorkolbens 30 in Pfeilrichtung wird die Flüssigkeit über eine Zuleitung 31 direkt in den Katheter 26 injiziert. Auf Grund der relativ langen T₁-Zeit von reinem Wasser (ca. 3 Sekunden) sind die Protonen der Flüssigkeit bei ausreichend schneller Transitzeit während des Flusses durch Zuleitung 31 und Katheter 26 und bei ausreichend hoher Bildwechselfrequenz noch in gesättigtem Zustand wenn Sie aus dem Katheter austreten und verursachen im Bereich 28 distal des Katheters eine Signalabsenkung des signalintensiven Blutes 29.
Die Stärke bzw. der Grad der Signalabsenkung der injizierten Kochsalzlösung ist allerdings abhängig von der Längsrelaxationszeit T₁ und damit abhängig von der Transitzeit (Flusszeit durch Zuleitung und Katheter) wie an Hand 2 deutlich gemacht werden soll.
In 2 ist das Impulsschema der verwendeten Sättigungssequenz (SR-Sequenz) dargestellt. Die SR-Sequenz besteht nur aus einem einzigen HF-Puls (z.B. 90°-Sättigungspuls) der die Längsmagnetisierung M_z in die x-y-Ebene klappt was allgemein als Sättigung bezeichnet wird da zu diesem Zeitpunkt keine Signal gebende Längsmagnetisierung mehr existiert. Nach einer Verzögerungszeit, der Repetitionszeit T_R, wird die Sequenz wiederholt. Während dieser Zeit T_R regeneriert sich das Spinsystem bis zu einem gewissen Grad, d.h. die Längsmagnetisierung nähert sich wieder der Gleichgewichtsmagnetisierung M₀ an. Die Geschwindigkeit dieses Prozesses (der Kurvenverlauf von M_z(t)) wird durch die Längsrelaxationszeit T₁ charakterisiert. Ist die Repetitionszeit T_R groß im Vergleich zu T₁-Zeit, so kann die Magnetisierung M nach der Anregung vollständig relaxieren und in die Gleichgewichtslage M₀ zurück kehren. Im Falle der 2 wird jedoch nur die reduzierte Längsmagnetisierung
in die x-y-Ebene gedreht.
Somit ist eine komplette Sättigung und damit eine komplette Signalauslöschung exakt nur zu dem Zeitpunkt t_s gegeben. Der Transport der gesättigten Materie von Flüssigkeitsreservoir über Zuleitungen zur Katheterspitze benötigt aber immer eine gewisse Mindestzeit t_transit während der die Magnetisierung stets bis zu einem gewissen Grad (M_transit) relaxiert welche letztendlich im Field of View bzw. im rekonstruierten Bild immer noch Signal liefert. Eine Injektion komplett gesättigter Materie über einen Katheter ist daher mit dem eben vorgestellten Verfahren nicht möglich. Ist eine Sättigung bis auf einen Mindestwert M_transit im Rahmen einer Katheter basierten interventionellen MR-Messung nicht akzeptabel muss ein anderes Präparationsverfahren für das Kontrastmittel (physiologische Kochsalzlösung) erfolgen.
Die vorliegende Erfindung nutzt die Tatsache, dass im Rahmen der Inversions-Methode (engl.: Inversion-Recovery-Methode, IR-Methode) ebenfalls eine totale Spinsättigung auftritt. Bei der IR-Methode (schematisch in 3 dargestellt) wird die Längsmagnetisierung zunächst durch einen 180°-Impuls (Inversionsimpuls) invertiert dem nach einer Inversionszeit T_I ein 90°-Impuls (Ausleseimpuls) folgt. Direkt nach dem 90°-Impuls wird der freie Induktionszerfall S_IR(t) (engl.: Free-Induction-Decay, FID-Signal) akquiriert.
Wie im zweitem Diagramm von 3 zu sehen ist, gibt es nach der anfänglichen Invertierung durch den 180°-Impuls einen Zeitpunkt t_Sätt bei dem die Magnetisierung einen Nulldurchgang aufweist. Der Zustand der Spins bei diesem Nulldurchgang kommt einer totalen Sättigung gleich, da zu diesem Zeitpunkt (t_Sätt) die gesamte Magnetisierung in der x-y-Ebene gleich verteilt ist.
Anstatt einer einfachen Sättigung (beispielsweise durch einen 90°-HF-Puls) führt auch eine Inversion der Spins (durch einen 180°-Inversionsimpuls) zu einer Sättigung. Durch die Zeitverzögerung zwischen Inversionspuls und Nulldurchgang ist es erfindungsgemäß möglich die Flüssigkeit im Rahmen einer Katheter basierten interventionellen MRT-Bildgebung genau in dem Augenblick zu sättigen in dem sie aus dem Katheter austritt. Hierbei muss die Transitzeit der invertierten Flüssigkeit exakt t_Sätt entsprechen was erfindungsgemäß durch Synchronisation der Injektion mit der Einstrahlung der Inversionspulse erfolgt. Ferner muss sicher gestellt werden, dass bei einer solchen "gepulsten Inversion" der Inversionspuls nur einmal auf das Kontrastmittel angewandt wird, da ein weiterer Inversionspuls den Sättigungsprozess zunichte machen würde. Beides kann beispielsweise dadurch erreicht werden, dass man die Inversion in einem Zwischenreservoir durchführt, das genau die mit einer Injektion zu applizierende Menge aufnimmt. Dabei wird der Inversionspuls bei Beginn der Injektion automatisch ausgelöst oder die Injektion wird maschinell (Druckinjektor, Infusor) vom Anlagen- oder Systemrechner gesteuert um sie mit dem Inversionspuls zu synchronisieren.
Das Inversionsverfahren kann aber auch dann angewendet werden, wenn die Bildgebung schon vor t_Sätt erfolgt. In diesem Falle muss im Nachhinein bei der Bildrekonstruktion phasensensitiv (Geschwindigkeitskodiert) rekonstruiert werden:
Jeder Messwert ist durch einen Vektor definierter Länge und definierter Richtung in der komplexen Ebene gekennzeichnet. Bei Messungen vor t_Sätt kehrt sich das Vorzeichen des Signals der invertierten Spins gegenüber dem Signal der nicht invertierten Spins um. Signale nichtinvertierter Spins haben dann z.B. ein positives Vorzeichen, Signale invertierter Spins ein negatives Vorzeichen. Werden nun nicht Absolutwertbilder ausgegeben, sondern vorzeichenbehaftete Bilder, so ist der Kontrast zwischen invertierten und nichtinvertierten Spins gegenüber Messungen bei t_Sätt erhöht. In der Praxis muss zur Er zeugung vorzeichenbehafteter Bilder aus dem komplexen Spinsignal eine Phasenkorrektur angewandt werden. Diese Bildrekonstruktion wird daher als phasensensitive Rekonstruktion bezeichnet. Die Korrekturparameter werden in einem solchen Fall typischerweise aus einem Bild gewonnen, das ohne Inversionspuls gemessen wurde, aber ansonsten mit identischen Messparametern. Auf diese Weise erlaubt die (180°-) Inversion in Kombination mit einer phasensensitiven Rekonstruktion gegenüber einer (90°-) Sättigung maximal eine Verdoppelung des Kontrastes.
Die Präparation der Flüssigkeit – durch Sättigung oder Inversion – kann wie oben beschrieben im bildgebenden Volumen des MRT-Gerätes (d.h. in einem bei ausgeschalteten Gradienten homogenen Magnetfeld) erfolgen oder auch außerhalb des Volumens stattfinden. Im ersten Fall erreicht man Sättigung innerhalb des bildgebenden Volumens am einfachsten durch Einstrahlen von Sättigungspulsen auf das Reservoir wie bereits an Hand 4 dargestellt wurde. Dabei ist auch mehrfaches Sättigen (2) unproblematisch. Im zweiten Fall findet die Präparation in einem inhomogenen aber zeitlich konstanten externen Feld statt.
Es kann auch durch adiabatische Inversion ein Strom kontinuierlich invertierter Spins erzeugt werden indem die fließenden Spins einer kontinuierlichen HF-Einstrahlung, typischerweise kohärent und mit konstanter Frequenz und Stärke, in einem zeitlich konstanten statischen Feldgradienten ausgesetzt werden, z.B. im Streufeld des Magneten oder in einem von B₀-Feld paramagnetischen Substanzen induzierten Feld. Um den adiabatischen Vorgang nicht zu unterbrechen müssen die B₀-Verschiebungen durch die zeitlich veränderlichen Gradienten am Ort der Inversion klein gegen die HF-Feldstärke sein. Bei Inversion im Streufeld des Magneten ist die zur Einstrahlung benötigte HF-Frequenz weit von der Arbeits-Frequenz (Resonanz-Frequenz) des MRT-Scanners entfernt, wodurch eine Stö rung durch das kontinuierliche HF-Signal und damit Bildartefakte vermieden werden.
Im Gegensatz zur flussgetriebenen adiabatischen Inversion ist Sättigung im Streufeld mit einem lokalen HF-Feld prinzipiell auch möglich, jedoch werden wegen der hohen Gradienten hohe Leistungen benötigt, um ein endliches Volumen zu sättigen. Um robuste Sättigung mit einer definierten Frequenzbandbreite zu erreichen, muss das HF-Feld moduliert werden; verschiedenste Modulationsschemata zur Sättigung sind in der MRT-Literatur beschrieben; ein robustes einfaches Schema ist z.B. die Rauscheinstrahlung.
Grundsätzlich ist es auch möglich das erfindungsgemäße Verfahren umzukehren indem das stationäre Gewebe gesättigt oder invertiert wird und anschließend über den Katheter die unpräparierte Flüssigkeit (NaCl-Lösung) in das Blutgefäß gespritzt wird. Ähnlich wie bei einer "time-of-flight-Angiographie" werden auf diese Weise "frische Spins" in das Gefäßsystem gebracht die als solche hell zur Darstellung kommen. Hierbei ist es allerdings von Nachteil, dass aufgrund der Inhomogenität des stationären Gewebes keine optimale totale Sättigung erfolgt.
Es sei noch erwähnt, dass vor und während der Injektion der behandelten – oder im Falle der Umkehrung der unbehandelten – Flüssigkeit vorteilhaft das DSA-Prinzip (Digitale Subtraktions Angiographie) angewandt werden kann indem bei serieller Aufnahme der gleichen Schicht durch Subtraktion einer vorab erstellten Maske der Hintergrund (anatomisches Gewebe) herausgerechnet wird.

Claims

Verfahren zur interventionellen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie unter Verwendung einer Kontrastmittelflüssigkeit die durch Sättigen oder Anregen so präpariert wird, dass sie nach Einspritzen in das Gefäßsystem eines zu untersuchenden Patienten signalarm zur Darstellung kommt, oder dass durch Sättigen oder Anregen das stationäre Gewebe so präpariert wird, dass die Kontrastmittelflüssigkeit nach Einspritzen in das Gefäßsystem eines zu untersuchenden Patienten signalstark zur Darstellung kommt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Präparation des stationären Gewebes durch Einstrahlen eines oder mehrerer Sättigungspulse in das stationäre Gewebe erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Präparation des stationären Gewebes in Form einer Anregung durch Einstrahlen eines Inversionspulses in das stationäre Gewebe erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontrastmittelflüssigkeit in einem Flüssigkeitsreservoir bereitgestellt wird und die Präparation der Kontrastmittelflüssigkeit durch Einstrahlen eines oder mehrerer Sättigungspulse in das Flüssigkeitsreservoir erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der oder die Sättigungspulse in Form schichtselektiver Sättigungspulse eingestrahlt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontrastmittelflüssigkeit in einem Flüssigkeitsreservoir bereitgestellt wird und die Präparation in Form einer Anregung durch Einstrahlen eines Inversionspulses in das Flüssigkeitsreservoir erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontrastmittelflüssigkeit durch ein statisches magnetisches Gradientenfeld geleitet wird und die Präparation der Kontrastmittelflüssigkeit in Form einer Anregung durch kontinuierliche HF-Einstrahlung auf die strömende Kontrastmittelflüssigkeit in dem Gradientenfeld erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Inversionspuls mit dem Zeitpunkt der Injektion synchronisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Synchronisation derart erfolgt, dass die Kontrastmittelflüssigkeit den Nulldurchgang genau in dem Augenblick erreicht wenn sie in das darzustellende Gefäß eintritt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Synchronisation automatisch gegebenenfalls durch den Anlagenrechner bzw. die Sequenzsteuerung erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein phasensensitives Bildrekonstruktionsverfahren angewendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregen der Kontrastmittelflüssigkeit in einem Zwischenreservoir erfolgt welches genau die mit einer Injektion zu applizierende Menge aufweist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass das Einspritzen von Hand oder maschinell durch einen Druckinjektor bzw. Infusor erfolgt.
Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13.