DE10129051A1

DE10129051A1 - Verfahren und Vorrichtung zur effektiven Stenoseidentifizierung und Bewertung unter Verwendung einer MR-Abbildung

Info

Publication number: DE10129051A1
Application number: DE10129051A
Authority: DE
Inventors: Thomas Kwok-Fah Foo; Manojkumar Saranathan; Vincent B Ho
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC; Uniformed Services University of Health Sciences
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC; Uniformed Services University of Health Sciences
Priority date: 2000-06-16
Filing date: 2001-06-15
Publication date: 2002-02-28
Also published as: JP5079191B2; JP2002095648A; US6741880B1

Abstract

Es sind ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, bei denen ein zweistufiger Ansatz unternommen wird, um zuerst einen Patienten einzustufen, um das Vorhandensein einer erwarteten Stenose zu identifizieren, und dann ein zweiter Schritt zur Erfassung detaillierter Informationen zur Einstufung der Stenose angewendet wird. Die Erfindung beinhaltet die Durchführung einer Sichtungsuntersuchung durch die Erfassung eines ersten MR-Bildes mit geringer Auflösung zur Abtastung eines erwarteten Stenosegebiets. Nach der Analyse des ersten MR-Bildes zur Identifizierung einer erwarteten Stenose in dem erwarteten Stenosegebiet wird eine detaillierte Untersuchung durch die Erfassung eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten erwarteten Stenose durchgeführt. Sind keine Läsionen oder Stenosegefäße nach dem ersten MR-Bild identifiziert worden, braucht das zweite MR-Bild nicht erhalten zu werden. Da das erste MR-Bild empfindlicher bezüglich der Erfassung einer derartigen Stenose entworfen ist, erhöht dieser zweistufige Ansatz durch die Erhöhung der Sichtbarkeit der Läsionen und die Verwendung einer schnellen Erfassungsfolge die Effektivität für eine genaue Kranzarterienstenoseerfassung und Beurteilung.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein das Gebiet der Lokalisierung einer Blutgefäßläsion in einem menschlichen Subjekt und insbesondere eine Vorrichtung und ein Verfahren zur effektiven Identifizierung einer Läsion und Einstufung der Stenose unter Verwendung der Magnetresonanz- Abbildungstechnologie (MRI-Technologie).

Die Verengung oder das Zusammenziehen von Gefäßen, die Blut zum Herzen führen, ist eine bekannte Ursache von Herzanfällen, und wird sie nicht behandelt, kann sie zum plötzlichen Tod führen. Von derartigen Stenosegefäßen weiß man, dass der Fluss im Gefäß am Punkt der Verengung und kurz nach der Verengung durch schnelle Fließgeschwindigkeiten und/oder komplexe Fließmuster charakterisiert ist. Im allgemeinen führt die Verengung von blutführenden Gefäßen, die ein Organ versorgen, schließlich im besten Fall zu einer beeinträchtigten Funktion des in Frage kommenden Organs oder im schlimmsten Fall zu einem Organversagen. Quantitative Fließgeschwindigkeitsdaten können die Diagnose und Behandlung der Patienten auf einfache Weise unterstützen, und können auch beim Basisverstehen des Krankheitsprozesses helfen. Es gibt viele verfügbare Verfahren zur Messung eines regionalen Blutflusses zu einem bestimmten Bereich der Anatomie, was die Abbildung beruhend auf Verfahren unter Verwendung der Röntgenabbildung von Kontrastmitteln sowohl bei der Projektions- als auch der Computertomografie (CT), Ultraschall, und kernmedizinischen Verfahren einschließt. Röntgen- und kernmedizinische Verfahren erfordern die Verwendung einer ionisierten Strahlung und/oder von Kontrastmitteln. Allerdings liefert keines dieser Verfahren momentane Fließgeschwindigkeitsmessungen an einem bestimmten Ort und/oder zu einem bestimmten Zeitpunkt im Herzzyklus. Zwei gegenwärtig verwendete Verfahren sind der Doppler-Ultraschall unter Verwendung eines externen Wandlers oder das invasivere Verfahren eines intravaskulären Doppler- Ultraschallführungsdrahts/Messfühlers.

Die funktionelle Signifikanz einer Stenose wird herkömmlich unter Verwendung des Doppler-Ultraschalls zur Messung des Geschwindigkeits-/Druckgradienten über das Gefäß bestimmt, das sich entlang der Fließachse zusammenzieht. Je höher der Gradient ist, desto signifikanter ist die Stenose. Allerdings hängt der Doppler-Ultraschall vom Vorhandensein eines akustischen Fensters ab, das dem Ultraschallstrahl die Beschallung des interessierenden Gefäßes bei einem Einfallwinkel so nahe an Null wie möglich (d. h. parallel zum Gefäß) ermöglicht. Des weiteren liefert der Doppler-Ultraschall keine Bilder mit der Qualität, die unter Verwendung der MR- Technologie erzeugt wird. Ferner sind die Ultraschallverfahren in bestimmten Situationen aufgrund intervenierenden Gewebes wie Knochen, erheblich viel Fett oder Luft schwierig anzuwenden. Die Verwendung eines intravaskulären Doppler-Ultraschall- Messfühlers vermeidet einige dieser Fallstricke, aber dieses Verfahren ist ziemlich invasiv und mit ihm ist das Risiko der Patientenerkrankung verbunden.

Die Phasenkontrast-Magnetresonanzangiografie (MRA) ist ein praktisches und klinisch anwendbares Verfahren zur Abbildung von Blutflussgeschwindigkeiten. Bei der MRI werden Hochfrequenzimpulse und magnetische Feldgradienten verwendet, mit denen ein Subjekt in einem starken Magnetfeld zur Erzeugung sichtbarer Bilder beaufschlagt wird. Wird eine Substanz mit Kernen mit einem kernmagnetischen Nettomoment, wie Protonen im menschlichen Gewebe, einem gleichförmigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld (von dem angenommen wird, dass es in der Z- Richtung liegt) auszurichten, präzedieren jedoch um die Richtung dieses Magnetfelds an einer charakteristischen Frequenz, die als Larmor-Frequenz bekannt ist. Wird die Substanz bzw. das Gewebe einem zeitlich veränderlichen Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das bei einer Frequenz gleich der Larmor-Frequenz angelegt wird, kann das ausgerichtete Nettomoment bzw. die Längsmagnetisierung M_z in die X-Y-Ebene zur Erzeugung eines transversalen magnetischen Nettomoments M_t gedreht bzw. gekippt werden. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, nachdem das Anregungssignal B₁ beendet wird (wenn die angeregten Spins in den Grundzustand zurückfallen), und dieses Signal kann zur Ausbildung eines Bildes empfangen und verarbeitet werden.

Bei der Verwendung dieses Signals zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y, und G_z) angewendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine Folge von Messzyklen abgetastet, in denen diese Gradienten sich entsprechend dem verwendeten bestimmten Lokalisierungsverfahren verändern. Die resultierenden MR-Signale werden zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren digitalisiert und verarbeitet.

Die Phasenkontrast-MRA macht von Flusscodierungsgradientenimpulsen Verwendung, die eine geschwindigkeitsabhängige Phasenverschiebung auf die transversale Magnetisierung sich bewegender Spins übertragen, während stationäre Spins unbeeinflusst bleiben (Moran P. R. A Flow Velocity Zeugmatographic Interlace for NMR Imaging in Humans. Magnetic Resonance Imaging 1982, 1 : 197-203). Jede Phasenkontrasterfassung erzeugt zwei Bilder: ein Amplitudenbild, das proportional zu der Protonendichte des Objekts ist und auch T₁-gewichtet sein kann, und ein Bild, das die Phase des Objekts darstellt. Das erzeugte Phasenbild weist Informationen lediglich aus den sich bewegenden Spins auf, und das Signal aus stationärem Gewebe wird unterdrückt. Unter Verwendung dieses Verfahrens wurden Bilder erzeugt, die sowohl die durchschnittliche Fließgeschwindigkeit über den gesamten Herzzyklus als auch eine Folge einzelner Punkte in dem Herzzyklus darstellen. Das Phasenkontrast-MR-Verfahren erzeugt Phasenbilder mit Intensitäten, die die Amplitude der Fließgeschwindigkeit und auch der Richtung des Flusses darstellen. Daher können solche Bilder sowohl zur qualitativen Beobachtung des Blutflusses als auch zur quantitativen Messung verwendet werden. Die praktische Anwendung der Phasenkontrast- MR-Angiografie und Venografie bei der quantitativen Bestimmung der Fließgeschwindigkeit ist daher evident.

Ein Vorteil würde auch in der Verwendung der Magnetresonanzausbildungstechnologie bei der effektiven Lokalisierung und Identifizierung einer Stenose in einem Blutgefäß und der Verwendung dieser MR-Technologie zur Einstufung der Stenose für Patientenbehandlungsentscheidungen bestehen. Frühere Versuche, die MR-Technologie zur Verbesserung der Fähigkeit zur Erfassung und Einstufung beispielsweise der Kranzarterienstenose zu verwenden, bezogen sich primär auf die Verwendung einer einzelnen Abtastung und Verringerung der Intra-Volumenelement-Flussphasenverschiebungseffekte durch die Verringerung der Bildelementgröße zusammen mit der Verwendung einer Nullierung des ersten Momentgradienten zur Flusskompensation und der Verringerung der Echozeit (TE). Die Verbesserung dieses Stands der Technik durch Bewirkung des Gegenteils wäre wünschenswert. Das heißt, die Erhöhung der Intra-Volumenelement-Flussphasenverschiebungseffekte zur Verschlimmerung von Flusslücken und dadurch die Erhöhung der Deutlichkeit von Läsionen an der Kranzarterie, aus der sich eine Stenose ergibt, in einer schnellen Sichtungsuntersuchung wäre vorteilhaft. Ferner wären ein Verfahren und eine Vorrichtung zur effektiven Visualisierung einer Stenose unter Verwendung eines MR-Verfahrens gefolgt von einer gründlicheren Untersuchung von Vorteil, wenn eine Stenose zu Beginn erkannt wird.

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur effektiven Stenoseidentifizierung und Beurteilung unter Verwendung eines MR-Verfahrens, die die vorstehend angeführten Probleme lösen.

Die Erfindung beinhaltet einen zweistufigen Ansatz zur genauen Identifizierung einer Blutgefäßläsion und zur Bestimmung des Grads der Stenose. Im Anfangsschritt ist eine Untersuchung zur Läsionsidentifizierung unter Verwendung eines MR-Bildes mit geringer Ortsauflösung beschrieben. Vorzugsweise wird das MR- Bild unter Verwendung einer Gradientenechoabbildungsimpulsfolge mit einem flussempfindlichen Bipolar-Gradientensignalverlauf erfasst. Die Bipolargradienten erzeugen eine breite Verteilung von Geschwindigkeiten in einem großen Volumenelement. Da eine in einem gegebenen Volumenelement vorhandene Stenose in einer Intravolumenelement-Flussphasenverschiebung in Volumenelementen unmittelbar zur und entfernt von der Stenose resultiert, kann die Stenose unter Verwendung des Anfangsschritts schnell und effektiv lokalisiert werden. Nachdem die Stenose identifiziert ist, wird ein zweiter Schritt durchgeführt, in dem ein MR-Bild mit hoher Ortsauflösung zur genaueren und spezifischen Einstufung der Stenose im Zielbereich erfasst wird.

Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung ist ein Verfahren zur Identifizierung eines Stenosegefäßes unter Verwendung der MR- Abbildung beschrieben, das die Durchführung einer Sichtungsuntersuchung durch die Erfassung eines ersten MR- Bildes mit einer niedrigen Auflösung zur Abtastung eines verdächtigen bzw. vermuteten Stenosegebiets enthält. Als nächstes beinhaltet das Verfahren die Analyse des ersten MR- Bildes zur Identifizierung einer vermuteten Stenose in dem vermuteten Stenosegebiet, und dann die Durchführung einer detaillierten Untersuchung durch die Erfassung eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten vermuteten Stenose. Dann wird das zweite MR-Bild zur Identifizierung und/oder Einstufung einer tatsächlichen Stenose analysiert.

Gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung ist ein Untersuchungsverfahren zur Identifizierung einer Läsion in einem Blutgefäß und zur Einstufung einer daraus resultierenden Stenose beschrieben. Die Untersuchung enthält die Erfassung eines ersten MR-Bildes unter Verwendung einer Gradientenechoabbildungsimpulsfolge mit einem flusserfassenden Bipolargradientensignalverlauf und die Erfassung und Lokalisierung einer vermuteten Stenose unter Verwendung des ersten MR-Bildes. Das Verfahren beinhaltet dann die Erfassung eines zweiten MR-Bildes, wenn eine Stenose erfasst und lokalisiert wurde. Das zweite MR-Bild hat eine höhere Auflösung als das erste MR-Bild und wird in einem Gebiet erfasst, in dem die vermutete Stenose erfasst und lokalisiert wurde, um die vermutete Stenose einzustufen. Wird keine Stenose erfasst und lokalisiert, endet die Untersuchung ohne weitere MR- Bilderfassungen.

Gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung ist eine MRI- Vorrichtung zur Ausführung einer MR-Stenosesichtung und, falls erforderlich, zur Einstufung eines Stenosegefäßes beschrieben, die ein MRI-System mit einer Anzahl von Gradientenspulen enthält, die um eine Bohrung eines Magneten zur Beaufschlagung eines Polarisationsmagnetfeldes positioniert sind, einem RF- Sende/Empfangssystem und einem RF-Modulator, der durch ein Impulssteuermodul gesteuert wird, um RF-Signale zu einer RF- Spulenanordnung zur Erfassung von MR-Bildern zu übertragen. Die MRI-Vorrichtung enthält auch einen Computer, der zum Betreiben des MRI-Systems auf zwei Betriebsarten zur effektiven Ausführung einer Stenoseuntersuchung programmiert ist. Die erste Betriebsart ist zur Erfassung zumindest eines ersten MR- Bildes mit niedriger Auflösung über ein relativ großes Gebiet und dann zum Ermöglichen der Analysierung des zumindest einen ersten MR-Bildes für einen Benutzer zur Anzeige einer Stenose programmiert. Die erste Betriebsart beinhaltet auch ein Empfangen einer Eingabe entweder zum Beenden der Stenoseuntersuchung oder zum Umschalten in die zweite Betriebsart. In der zweiten Betriebsart ist der Computer zur Erzeugung eines lokalisierten Gebiets des relativ großen Gebiets zum Einfangen einer vermuteten Stenose und dann zur Erfassung zumindest eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als der des zumindest einen ersten MR-Bildes des lokalisierten Gebiets programmiert.

Gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung sind die vorstehend angeführten Verfahren in einem Computerprogramm implementiert, das auf einem computerlesbaren Speicherträger fixiert ist, das bei der Ausführung den Computer zur Erfassung eines ersten MR-Bildes eines relativ großen Gebiets veranlasst. Das erste MR-Bild weist eine hohe Phasen- Löschung/Intravolumenelement-Phasenverschiebung bzw. -entphasung in der unmittelbaren Nähe einer Stenose zur Sichtung eines Patienten auf mögliche Arterienläsionen auf. Der Computer ist ferner zur Begrenzung eines Sichtfeldes ("field of view" FOV) auf ein Zielgebiet in dem relativ großen Gebiet, wenn eine mögliche Arterienläsion identifiziert wird, und dann zur Erfassung eines zweiten MR-Bildes des Zielgebiets programmiert. Das zweite MR-Bild hat eine höhere Auflösung als das erste MR- Bild und wird nur erfasst, wenn das erste MR-Bild das Vorhandensein einer Läsion oder Stenose anzeigt.

Auf diese Weise wird die Zielerfassung höherer Auflösung nahe der interessierenden Stelle nur durchgeführt, wenn eine Läsion vorhanden ist, um die Stenose effektiv einzustufen. Dieses Verfahren ist ein zweistufiges Verfahren mit einem ersten Schritt mit einer erhöhten Empfindlichkeit zur Erfassung von Läsionen, die schnell erfasst werden können, wobei der zeitaufwendige zweite Schritt der Erfassung eines Bildes mit hoher Spezifizierung für die Einstufung der Läsion nur dann durchgeführt wird, wenn eine in dem ersten Schritt erfasst wird. Dieser zweistufige Ansatz erhöht die Effektivität für eine genaue Kranzarterienstenoseerfassung und Beurteilung.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein schematisches Blockschaltbild eines NMR- Abbildungssystems zur Verwendung mit der Erfindung,

Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Beispielstenosegefäßes in einem menschlichen Patienten, bei dem die Erfindung bei der Lokalisierung angewendet wird,

Fig. 3 ein Ablaufdiagramm eines erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiels und

Fig. 4 ein Zeitablaufdiagramm einer dreidimensionalen MR- Abbildungsimpulsfolge, die bei der Erfindung verwendet wird.

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI- Systems 10 gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 12 aus gesteuert, die eine Tastatur oder eine andere Eingabeeinrichtung 13, ein Steuerpult 14 und eine Anzeige 16 enthält. Die Konsole 12 kommuniziert über eine Verbindung 18 mit einem separaten Computersystem 20, das einem Bediener die Steuerung der Erzeugung und der Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 16 ermöglicht. Das Computersystem 20 enthält eine Vielzahl von Einheiten, die miteinander über eine Rückwandplatine 20a kommunizieren. Diese beinhalten eine Bildverarbeitungseinheit 22, eine CPU-Einheit 24 und eine Speichereinheit 26, die als Bildpuffer zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 20 ist mit einem Plattenspeicher 28, einem Bandlaufwerk 30 und anderen Formen computerlesbarer Speicherträger zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden, und kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 32 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 34. Die Eingabeeinrichtung 13 kann eine Maus, einen Joystick, eine Tastatur, einen Trackball, Touchscreen, Lichthandleser, eine Sprachsteuerung oder eine ähnliche Einrichtung beinhalten, und kann zum interaktiven Vorschreiben der Geometrie verwendet werden.

Die Systemsteuerung 32 enthält einen Satz von Einheiten, die zusammen über eine Rückwandplatine 32a verbunden sind. Diese beinhalten eine CPU-Einheit 36 und eine Impulsgeneratoreinheit 38, die mit der Bedienerkonsole 12 über eine serielle Verbindung 40 verbunden sind. Über diese serielle Verbindung 40 empfängt die Systemsteuerung 32 Befehle vom Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulsgeneratoreinheit 38 bedient die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge und erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der erzeugten RF-Impulse und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulsgeneratoreinheit 38 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 42 zur Anzeige des Zeitpunkts und der Form der Gradientenimpulse verbunden, die während der Abtastung erzeugt werden. Die Impulsgeneratoreinheit 38 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 44, die Signale von einer Vielzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie EKG-Signale von an dem Patienten angebrachten Elektroden. Die Impulsgeneratoreinheit 38 ist mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 46 verbunden, die Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziiert sind. Über diese Abtastraumschnittstellenschaltung 46 empfängt ein Patientenpositionierungssystem 48 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position für die Abtastung.

Die von der Impulsgeneratoreinheit 38 erzeugten Gradientensignalverläufe werden dem Gradientenverstärkersystem 42 mit G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern zugeführt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 50 bezeichneten Anordnung zur Erzeugung der Magnetfeldgradienten, die zur Ortscodierung bei erfassten Signalen verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 50 bildet einen Teil einer Magnetenanordnung 52, die einen Polarisierungsmagneten 54 und eine Ganzkörper-RF-Spule 56 enthält. Eine Sende-Empfangseinheit (T/R-Einheit) 58 in der Systemsteuerung 32 erzeugt Impulse, die durch einen RF- Verstärker 60 verstärkt und zu der RF-Spule 56 über einen Sende-/Empfangsschalter 62 geführt werden. Die durch die erregten Kerne in dem Patienten emittierten resultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 56 erfasst und über den Sende-/Empfangsschalter 62 einem Vorverstärker 64 zugeführt werden. Die verstärkten MR-Signale werden in dem Empfangsabschnitt der Sende-Empfangseinrichtung 58 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 62 wird durch ein Signal von der Impulsgeneratoreinheit 38 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 60 mit der Spule 56 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 64 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 62 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Oberflächenspule) jeweils in dem Sende- und Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 56 aufgenommenen MR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinheit 58 digitalisiert und zu einer Speichereinheit 66 in der Systemsteuerung 32 übertragen. Ist eine Abtastung vollständig, wurde ein Array von rohen K-Raum- Daten in der Speichereinheit 66 erfasst. Diese rohen K-Raum- Daten werden in separate K-Raum-Datenarrays für jedes zu rekonstruierende Bild umgeordnet, und jedes Array wird in einen Arrayprozessor 68 eingegeben, der die Daten in ein Array von Bilddaten Fourier-transformiert. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 64 dem Computersystem 20 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher 28 gespeichert werden. Als Antwort auf von der Bedienerkonsole 12 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 30 archiviert werden oder durch die Bildverarbeitungseinheit 22 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 12 zugeführt und auf der Anzeigeeinheit 16 dargestellt werden.

Die Erfindung beinhaltet ein Verfahren und ein System, die zur Verwendung mit dem vorstehend angeführten MR-System oder einem ähnlichen oder äquivalenten System zum Erhalten von MR-Bildern geeignet sind. Die Erfindung ist ein zweistufiges Verfahren zur Verbesserung der Effektivität für eine genaue Kranzarterienstenoseidentifizierung und Einstufung.

In Fig. 2 ist eine schematische Darstellung eines Blutgefäßes 100 in Längsrichtung mit hindurchfließendem zähflüssigem Blut 102 gezeigt. Das Blutgefäß 100 ist mit einem ersten Ende 104, das als Einlass dient, und einem zweiten Ende 106, das als Auslass dient, gezeigt. Zwischen den Enden 104 und 106 befindet sich ein zusammengezogener oder Stenosebereich 108. In einem derartigen Stenosegefäß ist die Blutflussgeschwindigkeit V2 am Auslassende 106 größer als die Blutflussgeschwindigkeit V1 am Einlassende 104 (d. h. V2 < V1), und dementsprechend ist der Blutdruck P2 am Auslassende 106 geringer als der Blutdruck P1 am Einlassende 104 (d. h. P2 < P1). Im allgemeinen ist bei einem Stenosegefäß wie dem Blutgefäß 100 das Gebiet 110 in dem Auslassende des Gefäßes 106, das unmittelbar nach der Verengung 108 liegt, durch rapide Blutflussgeschwindigkeiten oder komplexe Blutflussmuster gekennzeichnet. Des weiteren hören in Gebieten, in denen der Grad der Verengung hoch ist, die austretenden Fließmuster im Gebiet 110 auf, laminar zu sein, und nehmen komplexe Fließmuster bzw. Flussmuster an, wobei die Erzeugung von Fließstrudeln oder Wirbeln enthalten ist.

Die Erfindung macht von der Tatsache Gebrauch, dass hemodynamische signifikante Stenosen durch die Hochgeschwindigkeitsgradienten über die Fließachse und entlang ihrer Länge charakterisiert werden können. Die hemodynamische Heftigkeit der Stenose kann dann durch die Änderungen in den Geschwindigkeitsgradienten über den Stenosebereich eingestuft werden. Im allgemeinen macht die Erfindung einen zweistufigen Ansatz zur Identifizierung eines Stenosegefäßes bzw. eines Gebiets mit einer Läsion an einem Blutgefäß, und dann bei Bedarf zur Einstufung der Stenose mittels einer detaillierteren Bilderfassung. Dieser Ansatz erhöht die Effizienz für eine genaue Stenoseerfassung und Beurteilung dahingehend, dass durch die erste Erfassung eines Bildes mit niedriger Auflösung (beispielsweise ein bis zwei Bildelemente pro Millimeter), das bezüglich der Läsionserfassung äußerst empfindlich ist, ein größeres Gebiet zu Beginn schnell abgetastet werden kann, und, falls eine Läsion identifiziert wird, eine zweite Abtastung höherer Auflösung für eine genauere und spezifische Abstufung der Stenose erfasst werden kann.

Fig. 3 zeigt ein Ablaufdiagramm eines bevorzugten Ausführungsbeispiels, das sowohl das Verfahren als auch eine Darstellung der in dem Computer der MRI-Vorrichtung in Fig. 1 programmierten Software zeigt. Die Abtastung beginnt mit einer Initialisierung 120, die eine Patientenvorbereitung 122 zur Unterziehung einer MRI-Untersuchung enthält und bekannt ist. Die Abtastebenen für eine vermutete Stenose werden lokalisiert 124, was typischerweise die Kranzarterien sind. Ein erstes MR- Bild mit einer niedrigen Auflösung wird zur Sichtung der Abtastebenen 126 erfasst. Das erste MR-Bild wird unter Verwendung einer Impulsfolge mit flusserfassenden Bipolargradienten erfasst, was nachstehend unter Bezugnahme auf Fig. 4 beschrieben ist. Das erste MR-Bild wird dann in Schritt 128 auf eine Läsionsanzeige oder eine Stenose hin analysiert, indem nach Flusslücken als Anzeichen der Stenose gesucht wird. Die Flusslücken werden nahe oder um die Stelle einer Stenose als Ergebnis der Anwendung des flusserfassenden Bipolargradientensignalverlaufs in allen drei Richtungen in der Impulsfolge erzeugt. Gibt es keine Anzeichen von Flusslücken 130, 132, und daher keine Anzeichen einer Stenose, kann die Untersuchung als abgeschlossen betrachtet werden 134, und der Patient wird ohne weitere zeitraubende MR-Bilderfassungen entlassen. Auf diese Weise können Patienten effektiver auf eine Kranzarterienstenose hin gesichtet werden.

Gibt es allerdings Anzeichen für eine Stenose 130, 136 durch das Auftreten von Flusslücken in dem ersten MR-Bild, wird das Sichtfeld (FOV) auf ein Zielgebiet der erwarteten Stenose eingeschränkt 138. Dann wird ein zweites MR-Bild mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten erwarteten Stenose in dem lokalisierten Zielgebiet 140 erfasst. Das Bild mit hoher Ortsauflösung wird dann zur Einstufung der Stenose analysiert 142, woraufhin die Untersuchung abgeschlossen ist 134. Dies liefert ein Verfahren und ein System zur Erhöhung der Empfindlichkeit zur Erfassung von Läsionen, und auch ein Verfahren und ein System, die eine hohe Spezifizierung zur Einstufung einer Läsion nicht anhand einer einzelnen Erfassung sondern einer Folge von Erfassungen aufweisen.

Fig. 4 zeigt die dreidimensionale Abbildungsimpulsfolge 160, die erfindungsgemäß verwendet wird. Es ist anzumerken, dass das beschriebene Verfahren auch bei zweidimensionalen Impulsfolgen anwendbar ist. Wie es in diesem bevorzugten Ausführungsbeispiel gezeigt ist, erzeugen die Flusserfassungsgradienten 162, 164 und 166 eine flussempfindliche Impulsfolge, die als Sichtungswerkzeug mit hoher Empfindlichkeit für die Erfassung von Läsionen dient. Die Flusserfassungsgradienten 162, 164 und 166 sind Bipolargradienten zur Akzentuierung einer Phasenlöschung und dadurch zur Erhöhung der Flussphasenverschiebung bzw. Flussentphasung. Alternativ dazu kann die Flussphasenverschiebung in dem ersten MR-Bild durch die Erhöhung der Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren bewirkt werden. In jedem Fall wird das erste (Sichtungs-)MR-Bild mit einer hohen Phasenlöschung und niedrigen Auflösung erfasst, und kann daher relativ schnell erfasst werden. Im allgemeinen kann die erste Sichtungsuntersuchung entweder mittels einer flussempfindlichen Impulsfolge wie in Fig. 4 gezeigt oder mit einer Abbildungsimpulsfolge bewirkt werden, die durch ein Kontrastmittel gesteigert ist. Die Impulsfolge kann entweder eine zweidimensionale Erfassung mit Luftanhalten oder eine dreidimensionale Erfassung mit freiem Atmen sein, die unter Verwendung eines Navigatorechos oder eines ähnlichen Atmungssteuerverfahrens atmungsgesteuert wird.

Vorzugsweise werden, wie in Fig. 4 gezeigt, die Flusserfassungsbipolargradienten 162, 164 und 166 in allen drei Richtungen zur Ausbildung einer Unempfindlichkeit bezüglich der Orientierung der Blutgefäße oder der Stenose beaufschlagt. Obwohl Fig. 4 die Flusserfassungsgradienten im wesentlichen ausgerichtet zeigt, müssen sie nicht übereinstimmend sein, da die Erfindung nicht auf die Messung der Fließgeschwindigkeit abzielt. Es wird lediglich bevorzugt, dass die Flusserfassungsgradienten 162, 164 und 166 sich zwischen dem Impulscodiergradient 168 und dem Auslesegradient 170 befinden. Die Phasencodiergradienten 172 und 174 sind jeweils zusammen mit den Gradientenbrechern 176, 178 und dem RF-Impuls 180 als Bezugspunkte gezeigt. Obwohl der Flusserfassungsgradient 166 in der Phasenrichtung vom Phasencodiergradient 172 getrennt gezeigt ist, ist ersichtlich, dass es sich hier um ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel zur Erhöhung der Flussempfindlichkeit handelt. Alternativ dazu kann jeder Pol des Bipolargradienten 166 zeitlich näher mit einer entsprechenden Erhöhung der Amplitude des ersten Moments zusammengebracht werden. Es ist ersichtlich, dass entweder ein größeres Moment oder eine größere zeitliche Trennung erforderlich ist, um die Spins aus der Phase zu bringen und die Flussempfindlichkeit zu erhöhen. Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Impulsfolge eine dreidimensionale Fast-Gradientenechoimpulsfolge unter Verwendung der bipolaren Flusserfassungsgradienten 162, 164 und 166.

Der Wert des ersten Moments des Bipolargradienten ist nominal auf einen niedrigen geschwindigkeitscodierten (VENC) Wert eingestellt, so dass die Geschwindigkeitsverteilung innerhalb eines Volumenelements größer als 2π ist. Daraus ergibt sich eine Löschung des Signals aus diesem Volumenelement, wenn sich die Nettomagnetisierung zu Null oder nahe Null ausmittelt.

Nachstehend wird die VENC-Wertberechnung und Einstellung kurz beschrieben. Der Wert des ersten Moments für einen einzelnen Bipolargradientensignalverlauf ist gegeben durch:

M₁ = AT (1),

wobei A der Bereich des unipolaren Teils eines Bipolargradientensignalverlaufs und T die zeitliche Trennung zwischen den zwei unipolaren Keulen ist, die jeweils entgegengesetzte Polarität haben, die den Bipolargradientensignalverlauf, wie in Fig. 4 gezeigt, bilden. Die durch den Bipolargradientensignalverlauf erzeugte resultierende Phase ergibt sich zu:

ϕ = γ M₁ (2)

wobei γ das gyromagnetische Verhältnis und die Geschwindigkeit ist. Die Phase, die bei der Phasendifferenzverarbeitung gemessen wird, ergibt sich zu:
(muss Δϕ sein)

Δϕ = 2γ M₁ (3).

Da erfindungsgemäß der VENC-Wert allerdings derart gegeben ist, dass bei einer bestimmten Geschwindigkeit die entsprechende Phasenverschiebung π Radian ist, wird das erste Moment des bipolaren Signalverlaufs folgendermaßen eingerichtet:

Aus einem Vergleich der Gleichungen 3 und 4 ist ersichtlich, dass dieser Ausdruck für den VENC-Wert die Hälfte eines bei einer Phasenkontrasterfassung verwendeten Werts ist, wobei die Phasendifferenz zwischen zwei Erfassungen mit getoggelter Polarität der bipolaren Signalverläufe den Wert für das erste Moment bestimmt.

Es folgt eine ausführlichere Beschreibung der Bipolargradienten. Wird ein in einer bestimmten Richtung angelegter Magnetfeldgradient betrachtet, ist die durch ein Spinensemble akkumulierte Phase eine Funktion der Gleichung der Bewegung dieses Ensembles und des angelegten Gradientenfelds. Das heißt:

wobei (t) der den zeitveränderlichen Gradienten (Richtung und Amplitude) beschreibende Vektor ist, und (t) der Bewegungsvektor derart ist, dass:

wobei der erste Term die Anfangsposition des Spinensembles zur Zeit t = 0 darstellt, und die anderen Terme die Bewegung aufgrund einer konstanten Geschwindigkeit, Beschleunigung und höherer Bewegungsordnungen darstellen. Die höheren Ordnungen der Bewegung können für diese Beschreibung vernachlässigt werden, da die konstante Geschwindigkeitskomponente vorherrscht.

Für ein besseres Verständnis der Interaktion der Geschwindigkeit und Phase kann Gleichung (5) wie folgt erweitert werden:

wobei M₀ und M₁ jeweils das nullte und erste Gradientenmoment darstellen. Ist G(t) eine einzelne unipolare Gradientenkeule, ist die Phase in einem Volumenelement durch Gleichung (7) gegeben. Wird unmittelbar nach diesem Gradienten ein identischer unipolarer Gradient mit entgegengesetztem Vorzeichen angelegt, ist die Phase aufgrund dieser zweiten Gradientenkeule wie folgt gegeben:

ϕ' = γ r₀M'₀ + γ νM'₁ (8).

Da das nullte Moment lediglich die Fläche unter der Gradientenkeule ist, ist M₀' gleich -M₀. Werden sie kombiniert, ergeben die zwei unipolaren Keulen mit identischer Fläche aber entgegengesetztem Vorzeichen im wesentlichen einen einzelnen Bipolargradientensignalverlauf. Da das erste Moment allerdings ein durch die Zeit gewichtetes Integral ist, ist M₁' nicht gleich -M₁. Die durch die kombinierte Bipolargradientenkeule akkumulierte Phase ist dann die Summe aus Gleichung (7) und Gleichung (8), woraus sich ergibt:

ϕ₁ = ϕ + ϕ' = γ ν(M'₁ + M₁) (9).

Es ist anzumerken, dass die Phasenakkumulierung von einem angelegten Bipolargradienten unabhängig von der Anfangsposition und direkt proportional zur Geschwindigkeit ist. Der Bipolargradient hat eine Nettofläche von Null und hat keine Auswirkung auf stationäres Gewebe. Somit kann G(t) als einzelner Bipolarsignalverlauf ohne Verlust der allgemeinen Gültigkeit betrachtet werden, so dass die Phase einfach durch Gleichung (2) gegeben ist:

ϕ = γM₁ (2).

In einem perfekten Experiment liefert eine einzelne Erfassung mit einem Bipolargradienten ein Bild, dessen Phase den Fluss in der Richtung des angelegten Gradienten wie durch Gleichung (2) gegeben darstellt. Allerdings tragen verbleibende Wirbelströme, die Magnetfeldhomogenität und die magnetische Suszeptibilität zu einer sich örtlich verändernden Nicht-Null-Phase selbst für stationäres Gewebe bei. Diese Ortsphasenschwankung ist nicht flussbezogen und kann groß über ein Bild sein. Zur Vermeidung dieses Problems werden zwei Bilder mit Bipolargradienten mit entgegengesetztem Vorzeichen (getoggelte Bipolargradienten) subtrahiert. Jede Nicht-Null-Phase aufgrund stationären Gewebes wird aufgehoben, und es bleibt ein Bild mit der Phasendifferenz, die in zwei Erfassungen akkumuliert wird. Durch die Invertierung des bipolaren Signalverlaufs für die zweite Erfassung ist die Phase dieser nachfolgenden Erfassung die Negation von Gleichung (2) (d. h. ϕ₂ = -ϕ₁) und M_1,acq2 = -M_1acq,1 = -M₁. Die Phasendifferenz in dem subtrahierten Bild ergibt sich zu:

Δϕ = ϕ₁ - ϕ₂ = γ ΔM₁ (10)

mit:

Aus der Phasendifferenzgleichung (10) ist ersichtlich, dass bei einer Umkehrung der Fließrichtung der Spins, d. h. einer Vorzeichenumkehr in , es eine entsprechende Änderung im Vorzeichen von Δϕ gibt. Somit liefert die Amplitude eines Phasendifferenzbilds ein Maß der Fließgeschwindigkeit, während das Vorzeichen die Fließrichtung angibt.

Das Phasendifferenzbild zeigt (nach der Subtraktion) den Wert aus Gleichung (10) an jedem Bildelement an. Die durch Gleichung (10) gegebene Phasenverschiebung ist proportional zur Geschwindigkeit und der Differenz in dem ersten Gradientenmoment (Gleichung (11)). Überschreitet Δϕ π Radian oder 180°, oder bei einer Fehldarstellung einer Phase als eine andere unterschiedliche Phase, tritt Aliasing auf, wie es in Fig. 5 gezeigt ist. Beispielsweise ist eine Phasendifferenz von +190° von einer Phasendifferenz von -170° oder sogar -530° nicht unterscheidbar. Somit werden Spins mit einer hohen Geschwindigkeit eventuell so dargestellt, als hätten sie eine geringere Geschwindigkeit, oder in eine Richtung fließende Spins werden eventuell unrichtig als in die entgegengesetzte Richtung fließend dargestellt. Das ist das Phänomen, das hier als Geschwindigkeitsflussaliasing bezeichnet wird, und der Bildverdrillung analog ist.

Zum Herausfinden des Punkts des flussbezogenen Aliasing werden die Phasenverschiebungen in Gleichung (10) zuerst in einen Bereich von ± 180° (± π Radian) gebracht. Dann kann durch Hochzählen des VENC-Werts bis zum Auftreten des flussbezogenen Aliasing die Spitzengeschwindigkeit wie vorstehend angeführt bestimmt werden.

Die Erfindung beinhaltet demnach ein Verfahren zur Identifizierung eines Stenosegefäßes unter Verwendung der MR- Abbildung, die die Durchführung einer Sichtungsuntersuchung durch die Erfassung eines ersten MR-Bildes mit einer geringen Auflösung zur Abtastung eines erwarteten Stenosegebiets und dann die Analyse des ersten MR-Bildes zur Identifizierung einer erwarteten Stenose innerhalb des erwarteten Stenosegebiets enthält. Diese Ausgestaltung der Erfindung beinhaltet als nächstes die Durchführung einer detaillierten Untersuchung durch die Erfassung eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten erwarteten Stenose und dann Analysieren des zweiten MR-Bildes zur Identifizierung einer tatsächlichen Stenose.

Optional beinhaltet die Erfindung einen Schritt der Einstufung der tatsächlichen Stenose unter Verwendung des zweiten MR- Bildes. Vorzugsweise wird das erste MR-Bild zum Erhalten einer hohen Empfindlichkeit bezüglich einer Läsionserfassung in einem Blutgefäß erfasst. Die Schritte der Erfassung eines zweiten MR- Bildes und der Analyse des zweiten MR-Bildes hängen von der Identifizierung einer erwarteten Stenose in dem vorhergehenden Schritt der Analyse des ersten MR-Bildes ab. Wird keine identifiziert, kann die Untersuchung ohne Erfassung eines zweiten zeitraubenden Bildes abgeschlossen werden. Das erste MR-Bild wird mittels einer Impulsfolge unter Verwendung von Flussempfindlichkeits- bzw. Flusserfassungsbipolargradienten erfasst, wobei zu Beginn ein VENC-Wert eines ersten Moments der Flusserfassungsbipolargradienten auf einen nominell geringen Wert zum Erreichen einer Geschwindigkeitsverteilung größer als 2π innerhalb jedes Volumenelements eingestellt wird. Bei der Analyse des ersten MR-Bildes ist die Erfassung von Flusslücken um ein Gefäß ein Anzeichen für das Vorhandensein einer Stenose. Zur Erfassung des ersten MR-Bildes mit hoher Phasenlöschung wird entweder eine Impulsfolge mit Bipolargradienten zur Akzentuierung der Phasenlöschung verwendet, oder die Volumenelementgröße wird für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren erhöht, um dadurch die Flussphasenverschiebung zu erhöhen.

Die Erfindung beinhaltet auch ein Untersuchungsverfahren zur Identifizierung einer Läsion in einem Blutgefäß und Einstufung der sich daraus ergebenden Stenose. Das Untersuchungsverfahren enthält die Erfassung eines ersten MR-Bildes unter Verwendung einer Gradientenechoabbildungsimpulsfolge mit einem Flusserfassungsbipolargradientensignalverlauf und die Erfassung und Lokalisierung einer erwarteten Stenose in dem ersten MR- Bild. Wird eine Stenose identifiziert und lokalisiert, fährt die Untersuchung mit der Erfassung eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild in einem Gebiet fort, in dem die erwartete Stenose erfasst und lokalisiert wurde, um dann die erwartete Stenose einzustufen. Wird dagegen keine Stenose erfasst und lokalisiert, wird die Untersuchung ohne weitere zeitraubende Bilderfassungen beendet.

Vorzugsweise wird das zweite MR-Bild mit geringer Phasenlöschung und hoher Auflösung zur Isolierung und Einstufung der erwarteten Stenose erfasst. Dies wird entweder durch den Vergleich der Durchmesser des Blutgefäßes entlang einer Länge der erwarteten Stenose oder durch Vergleich eines Geschwindigkeitsgradienten entlang der Länge der erwarteten Stenose bewirkt.

Die vorstehend beschriebenen Verfahren sind in einer MRI- Vorrichtung enthalten, die eine MR-Stenosesichtung ausführen kann und bei Bedarf ein Stenosegefäß einstufen kann. Diese Vorrichtung beinhaltet ein MRI-System mit einer Vielzahl von Gradientenspulen, die um die Bohrung eines Magneten positioniert sind, um ein Polarisationsmagnetfeld einzuprägen, einem RF-Sende-/Empfangssystem und einem RF-Schalter, der durch eine Impulseinheit gesteuert wird, um RF-Signale zu einer RF- Spulenanordnung zu übertragen, um wiederum MR-Bilder zu erfassen. Ein Computer ist zum Betreiben des MRI-Systems in zwei Betriebsarten programmiert, um die Stenoseuntersuchung effektiv durchzuführen. Die erste Betriebsart ist zur Erfassung zumindest eines ersten MR-Bildes mit niedriger Auflösung über ein relativ großes Gebiet programmiert. Der Fachmann erkennt, dass es in einigen Fällen zu bevorzugen ist, mehr als ein erstes Sichtungs-MR-Bild zu erfassen. Die erste Betriebsart ermöglicht einem Benutzer auch die Analyse des ersten MR-Bildes auf ein Anzeichen einer erwarteten Stenose hin, und die Eingabe entweder zum Beenden der Stenoseuntersuchung oder zum Umschalten in die zweite Betriebsart. Die zweite Betriebsart ist zur Erzeugung eines lokalisierten Gebiets des relativ großen Gebiets zur Einschränkung der erwarteten Stenose und dann zur Erfassung zumindest eines zweiten MR-Bildes mit höherer Auflösung als das zumindest eine MR-Bild programmiert. Wiederum können mehr als ein zweites MR-Bild erfasst werden, wenn beispielsweise mehrere erwartete Stenosen unter Verwendung der ersten MR-Bilder lokalisiert wurden.

Der Computer der MRI-Vorrichtung ist auch zur Verwendung einer ersten Impulsfolge für die Erfassung des ersten MR-Bildes programmiert. Die erste Impulsfolge weist einen Flusserfassungsbipolargradientensignalverlauf auf. Dann wird eine zweite Impulsfolge für die Erfassung des zweiten MR-Bildes verwendet. Die zweite Impulsfolge liefert eine geringere Phasenlöschung als die erste Impulsfolge. Die erste Impulsfolge beinhaltet auch einen VENC-Wert eines ersten Moments des Flusserfassungsbipolargradientensignalverlaufs, der auf einen nominal geringen Wert gesetzt ist, der wesentlich niedriger als der der zweiten Impulsfolge ist.

Vorzugsweise resultiert das erste MR-Bild in einer codierten Geschwindigkeitsverteilung, die größer als 2π in jedem Volumenelement ist. Der Computer ist zur Steigerung der Flussphasenverschiebung in dem ersten MR-Bild entweder durch Erhöhung der Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren oder die Verwendung eines Bipolargradientensignalverlaufs wie vorstehend angeführt programmiert.

Die Erfindung beinhaltet auch einen computerlesbaren Speicherträger, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das Befehle aufweist, die bei der Ausführung durch den Computer den Computer zur Erfassung eines ersten MR-Bildes eines relativ großen Gebiets veranlassen. Das erste MR-Bild weist eine hohe Phasenlöschung zur Sichtung eines Patienten auf mögliche Arterienläsionen auf. Das Programm veranlasst den Computer zur Einschränkung eines Sichtfeldes FOV auf ein Zielgebiet innerhalb des relativ großen Gebiets, wenn eine mögliche Arterienläsion lokalisiert wird, und dann zur Erfassung eines zweiten MR-Bildes des Zielgebiets. Das zweite MR-Bild weist eine höhere Auflösung als das erste MR-Bild auf. Das erste MR- Bild wird entweder unter Verwendung einer Impulsfolge mit Bipolargradienten zur Akzentuierung einer Phasenlöschung oder einer erhöhten Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren erfasst, um jeweils die Flussphasenverschiebung zu erhöhen. Das zweite MR-Bild wird mit geringer Phasenlöschung und hoher Auflösung zur Isolierung und Einstufung der erwarteten Stenose erfasst, die mittels des ersten MR-Bildes lokalisiert wurde. Diese Isolierung und Einstufung wird entweder durch Vergleichen der Durchmesser des Blutgefäßes entlang der Länge der erwarteten Stenose oder durch Vergleichen eines Geschwindigkeitsgradienten entlang der Länge der erwarteten Stenose bewirkt.

Die Erfindung wurde bezüglich eines bevorzugten Ausführungsbeispiels beschrieben, wobei ersichtlich ist, dass Äquivalente, Alternativen und Modifikationen des vorstehend beschriebenen innerhalb des Schutzbereichs der beigefügten Patentansprüche möglich sind.

Es sind ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, bei denen ein zweistufiger Ansatz unternommen wird, um zuerst einen Patienten einzustufen, um das Vorhandensein einer erwarteten Stenose zu identifizieren, und dann ein zweiter Schritt zur Erfassung detaillierter Informationen zur Einstufung der Stenose angewendet wird. Die Erfindung beinhaltet die Durchführung einer Sichtungsuntersuchung durch die Erfassung eines erstem MR-Bildes mit geringer Auflösung zur Abtastung eines erwarteten Stenosegebiets. Nach der Analyse des ersten MR-Bildes zur Identifizierung einer erwarteten Stenose in dem erwarteten Stenosegebiet wird eine detailliertere Untersuchung durch die Erfassung eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten erwarteten Stenose durchgeführt. Sind keine Läsionen oder Stenosegefäße nach dem ersten MR-Bild identifiziert worden, braucht das zweite MR-Bild nicht erhalten zu werden. Da das erste MR-Bild empfindlicher bezüglich der Erfassung einer derartigen Stenose entworfen ist, erhöht dieser zweistufige Ansatz durch die Erhöhung der Sichtbarkeit der Läsionen und die Verwendung einer schnellen Erfassungsfolge die Effektivität für eine genaue Kranzarterienstenoseerfassung und Beurteilung.

Claims

1. Verfahren zur Identifizierung eines Stenosegefäßes (100) unter Verwendung einer MR-Abbildung mit den Schritten:
Durchführen einer Sichtungsuntersuchung durch:
Erfassen eines ersten MR-Bildes mit einer niedrigen Auflösung (126) zur Abtastung eines erwarteten Stenosegebiets,
Analysieren des ersten MR-Bildes (128) zur Identifizierung einer erwarteten Stenose innerhalb des erwarteten Stenosegebiets,
Durchführen einer detaillierten Untersuchung durch:
Erfassen eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung (140) als das erste MR-Bild zur Abtastung der identifizierten erwarteten Stenose und
Analysieren des zweiten MR-Bildes (142) zur Identifizierung einer tatsächlichen Stenose.

2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit dem Schritt der Einstufung der tatsächlichen Stenose (108) unter Verwendung des zweiten MR-Bildes.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das erfasste erste MR- Bild eine hohe Empfindlichkeit für eine Läsionserfassung in dem Blutgefäß (100) liefert.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte der Erfassung eines zweiten MR-Bildes (140) und der Analyse des zweiten MR-Bildes (142) von der Identifizierung einer erwarteten Stenose im Schritt der Analyse des ersten MR-Bildes (128) abhängen.

5. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit dem Schritt der Anwendung einer Impulsfolge (160) mit zumindest einem Flusserfassungs-Bipolargradienten (162).

6. Verfahren nach Anspruch 5, ferner mit dem Schritt der anfänglichen Einstellung eines Geschwindigkeitscodierwerts (VENC-Werts) eines ersten Moments des zumindest einen Flusserfassungsbipolargradienten (164) auf einen nominell geringen Wert zur Errichtung einer Geschwindigkeitsverteilung größer als 2π innerhalb jedes Volumenelements.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Analyse des ersten MR-Bildes die Erfassung von Flusslücken (130) als Anzeichen einer erwarteten Stenose (108) enthält.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das erste MR-Bild mit hoher Phasenlöschung erfasst wird, indem

1. eine Impulsfolge (160) mit Bipolargradienten (162, 164, 166) zur Akzentuierung der Phasenlöschung angewendet wird, und/oder
2. die Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren erhöht wird, um dadurch die Flussphasenverschiebung zu erhöhen.

9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das zweite MR-Bild mit geringer Phasenlöschung und hoher Auflösung zur Isolierung und Einstufung der erwarteten Stenose (142) erfasst wird (140), indem

1. Durchmesser des Blutgefäßes (100) entlang der Länge der erwarteten Stenose (108) verglichen werden, und/oder
2. ein Geschwindigkeitsgradient entlang der Länge der erwarteten Stenose (108) verglichen wird.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Erfassung eines ersten MR-Bildes (126) das Anlegen einer Impulsfolge (160) mit Bipolargradienten (162, 164, 166) zur Akzentuierung einer Phasenlöschung und dadurch zur Erhöhung der Flussphasenverschiebung beinhaltet.

11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Erfassung eines ersten MR-Bildes (126) die Erhöhung der Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren beinhaltet, um dadurch die Flussphasenverschiebung zu erhöhen.

12. Untersuchungsverfahren zur Identifizierung einer Läsion (108) in einem Blutgefäß (100) und zur Einstufung einer sich daraus ergebenden Stenose, mit den Schritten:
Erfassen eines ersten MR-Bildes (126) unter Verwendung einer Gradientenechoabbildungsimpulsfolge (160) mit einem Flusserfassungs-Bipolargradientensignalverlauf,
Erfassen und Lokalisieren einer erwarteten Stenose (128) unter Verwendung des ersten MR-Bildes,
wird eine Stenose erfasst und lokalisiert (130, 136),
Erfassen eines zweiten MR-Bildes mit einer höheren Auflösung als das erste MR-Bild (140) in einem Gebiet, in dem die erwartete Stenose erfasst (138) und lokalisiert ist, um die erwartete Stenose einzustufen (142), und
wird in dem Schritt der Erfassung und Lokalisierung keine Stenose erfasst und lokalisiert (130, 132),
Beenden des Untersuchungsverfahrens ohne weitere MR- Bilderfassung (134).

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das erste MR-Bild (126) ein Bild geringer Auflösung mit hoher Empfindlichkeit bezüglich des Geschwindigkeitsflusses zur Erfassung einer Läsion an einem Blutgefäß (100) ist.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Schritt der Erfassung einer Läsion (128) die Erfassung von Geschwindigkeitsflusslücken in dem ersten MR-Bild enthält.

15. Verfahren nach Anspruch 12, ferner mit dem Schritt der Erhöhung von Intravolumenelement-Flussphasenverschiebungs effekten.

16. Verfahren nach Anspruch 12, ferner mit dem Schritt der Anwendung von Flusserfassungsgradienten (162, 164, 166) in allen drei Richtungen zum Erreichen einer Unempfindlichkeit bezüglich der Orientierung des Blutgefäßes (100).

17. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das erste MR-Bild (126) mit hoher Phasenlöschung zur Erhöhung einer Flussphasenverschiebung erfasst wird, indem

1. eine Impulsfolge (160) mit Bipolargradienten (162, 164, 166) zur Akzentuierung der Phasenlöschung angewendet wird, und/oder
2. die Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren erhöht wird.

18. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das zweite MR-Bild zur Isolierung und Einstufung der erwarteten Stenose (142) erfasst wird (140), indem

1. Durchmesser des Blutgefäßes (100) entlang der Länge der erwarteten Stenose (108) verglichen werden und/oder
2. ein Geschwindigkeitsgradient entlang der Länge der erwarteten Stenose (108) verglichen wird.

19. MRI-Vorrichtung zur Durchführung einer MR-Stenosesichtung und Bedarf zur Einstufung eines Stenosegefäßes mit
einem Magnetresonanzabbildungssystem (MRI-System) (10) mit einer Vielzahl von Gradientenspulen (50), die um eine Bohrung eines Magneten (52) zum Einprägen eines Polarisationsmagnetfelds positioniert sind, und einem RF-Sende- /Empfangssystem (58) und einem RF-Schalter (62), der durch eine Impulseinheit (38) zur Übertragung von RF-Signalen zu einer RF- Spulenanordnung (56) zur Erfassung von MR-Bildern gesteuert wird, und
einem Computer (20), der zum Betreiben des MRI-Systems in zwei Betriebsarten zur effektiven Ausführung einer Stenoseuntersuchung programmiert ist,
wobei die erste Betriebsart programmiert ist,
zumindest ein erstes MR-Bild mit niedriger Auflösung (126) über ein relativ großes Gebiet zu erfassen,
einem Benutzer die Analyse (128) des zumindest einen ersten MR-Bildes auf ein Anzeichen einer erwarteten Stenose (108) zu ermöglichen,
eine Eingabe (13, 14) entweder zum Beenden der Stenoseuntersuchung oder zum Umschalten in die zweite Betriebsart zu empfangen,
wobei die zweite Betriebsart programmiert ist,
ein lokalisiertes Gebiet (138) des relativ großen Gebiets zum Eingrenzen der erwarteten Stenose (108) zu erzeugen, und
zumindest ein zweites MR-Bild (140) mit höherer Auflösung als das zumindest eine erste MR-Bild des lokalisierten Gebiets (138) zu erfassen.

20. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei der Computer (20) dazu programmiert ist,
eine erste Impulsfolge (160) für die Erfassung des zumindest einen ersten MR-Bildes (126) zu verwenden, wobei die erste Impulsfolge (160) einen Flusserfassungs- Bipolargradientensignalverlauf hat, und
eine zweite Impulsfolge für die Erfassung des zumindest einen zweiten MR-Bildes (140) zu verwenden, wobei die zweite Impulsfolge eine geringere Phasenlöschung als die erste Impulsfolge (160) liefert.

21. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 20, wobei die erste Impulsfolge (160) einen VENC-Wert eines ersten Moments des Flusserfassungs-Bipolargradientensignalverlaufs enthält, der auf einen nominal geringen Wert gesetzt ist.

22. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 21, wobei der VENC-Wert wesentlich niedriger als der der zweiten Impulsfolge gesetzt wird.

23. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei eine codierte Geschwindigkeitsverteilung größer als 2π in jedem Volumenelement für das erste MR-Bild (126) ist.

24. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei der Computer (20) ferner zur Erhöhung der Flussphasenverschiebung in dem ersten MR-Bild (126) programmiert ist.

25. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 24, wobei die Erhöhung der Flussphasenverschiebung durch eine Erhöhung der Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren bewirkt wird.

26. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) mit einem darauf gespeicherten Computerprogramm mit Befehlen, die bei der Ausführung durch einen Computer (20) den Computer veranlassen, ein erstes MR-Bild (126) eines relativ großen Gebiets zu erfassen, wobei das erste MR-Bild eine hohe Phasenlöschung zur Sichtung eines Patienten auf mögliche Arterienläsionen (108) aufweist, und
ein Sichtfeld (FOV) auf ein Zielgebiet (138) in dem relativ großen Gebiet einzuschränken, wenn eine mögliche Arterienläsion lokalisiert wird (130, 136),
und dann ein zweites MR-Bild (140) des Zielgebiets zu erfassen, wobei das zweite MR-Bild eine höhere Auflösung als das erste MR-Bild hat.

27. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) nach Anspruch 26, wobei das erste MR-Bild mit hoher Phasenlöschung erfasst wird, indem

1. eine Impulsfolge (160) mit Bipolargradienten (162, 164, 166) zur Akzentuierung der Phasenlöschung angewendet wird, und/oder
2. eine Volumenelementgröße für eine größere Verteilung der Geschwindigkeitsvektoren erhöht wird, um dadurch die Flussphasenverschiebung zu erhöhen.

28. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) nach Anspruch 26, wobei der Computer (20) dazu programmiert wird,
eine erste Impulsfolge (160) für die Erfassung des zumindest einen ersten MR-Bildes zu verwenden, wobei die erste Impulsfolge (160) einen Flusserfassungs- Bipolargradientensignalverlauf hat, und
eine zweite Impulsfolge für die Erfassung des zumindest einen zweiten MR-Bildes zu verwenden, wobei die zweite Impulsfolge eine geringere Phasenlöschung als die erste Impulsfolge (160) liefert.

29. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) nach Anspruch 26, wobei der Computer (20) dazu programmiert wird,
eine Impulsfolge (160) mit zumindest einem Flusserfassungs-Bipolargradienten (162, 164, 166) anzuwenden, und
einen Geschwindigkeitscodierwert (VENC-Wert) eines ersten Moments des zumindest einen Flusserfassungsbipolargradienten (162, 164, 166) zu Beginn auf einen nominell geringen Wert zu setzen, um eine Geschwindigkeitsverteilung größer als 2π in jedem Volumenelement zu errichten.

30. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) nach Anspruch 26, wobei der Computer (20) ferner zur Erfassung von Läsionen durch die Erfassung von Geschwindigkeitsflusslücken in dem ersten MR- Bild programmiert wird.

31. Computerlesbarer Speicherträger (28, 30) nach Anspruch 26, wobei der Computer (20) ferner zur Erfassung des zweiten MR- Bildes (140) mit geringer Phasenlöschung und hoher Auflösung zur Isolierung und Einstufung der erwarteten Stenose (108) programmiert wird, indem