DE19907137A1 - Temperaturüberwachungsverfahren, Temperaturüberwachungsgerät und Magnetresonanzgerät - Google Patents

Temperaturüberwachungsverfahren, Temperaturüberwachungsgerät und Magnetresonanzgerät

Info

Publication number
DE19907137A1
DE19907137A1 DE19907137A DE19907137A DE19907137A1 DE 19907137 A1 DE19907137 A1 DE 19907137A1 DE 19907137 A DE19907137 A DE 19907137A DE 19907137 A DE19907137 A DE 19907137A DE 19907137 A1 DE19907137 A1 DE 19907137A1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
temperature
pulse sequence
absolute temperature
relative
absolute
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
DE19907137A
Other languages
English (en)
Other versions
DE19907137B4 (de
Inventor
Yasutoshi Ishihara
Masaaki Umeda
Hidehiro Watanabe
Kazuya Okamoto
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of DE19907137A1 publication Critical patent/DE19907137A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE19907137B4 publication Critical patent/DE19907137B4/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4804—Spatially selective measurement of temperature or pH

Description

Die vorliegenden Erfindung betrifft ein Temperaturüberwachungsverfahren und ein Gerät, das zum Überwachen der Innentemperatur eines Gegenstands/Patienten während einer Periode einer Gehirnhypothermie bzw. -unterkühlung, vor allem angewandt bei einer Gehirnkrankheit und einem Gehirnleiden (Engl.: cerebropathia), und zwar zum Erfassen einer Temperaturschwankung an der Innenseite des Gegenstands durch Einsatz eines Magnetresonanzphänomens und Anzeige derselben bei einem Magnetresonanzgerät.
Die Ergebnisse der Behandlung von Gehirnkrankheiten, z. B. dem Gehirntrauma, dem Gehirnblutgefäßleiden und der Hypoxie-Gehirn­ erkrankung (Hypoxie = Sauerstoffmangel) im Zeitpunkt des Stoppens der Herz und Lungenfunktion werden begleitet von Bedingungen wie Gehirnödem (Ödem = Flüssigkeitsansammlung) und Intracraniale Druckverschlimmerung (Druckverschlimmerung im Inneren des Schädels) aufgrund der Ischämie bzw. lokalen Blutleere. Aus diesem Grund ist es sehr wichtig, das intracraniale Druckniveau zu messen sowie das Sauerstoffsättigungsniveau des inneren, jugularen Venensinusbluts (Schlemmkanalbluts) und durch diese Vorgehensweise den Gegenstand zu steuern.
Vor kurzer Zeit wurde klargestellt, daß aufgrund Rückhaltens von Wärme im Gehirn aufgrund des erneuten Durchströmens nach der Gehirnerkrankung eine sekundäre Phase der Krankheit vor dem Gehirnödem auftritt. Es wurde demnach angezeigt, daß es wichtig ist, die Behandlung fortzusetzen, unter Steuerung der Temperatur des Gehirns.
Kürzlich wurde die Aufmerksamkeit auf die Gehirnhypothermie gerichtet, gemäß der zum Schützen eines Gehirns vor einem Gehirnverletzungsgebiet und zum Wiederbeleben des Gehirns die Temperatur des Gehirns auf 32° bis 34°C abgesenkt wird und dieser Zustand während einer Zeitperiode von ungefähr zwei Tagen bis einer Woche beibehalten wird (bzw. einer Zeitperiode von ungefähr zwei Tagen bis zwei Wochen in Übereinstimmung mit dem Fall) - Intensive & critical care medicine, Bd. 9, Nr. 6, 613-689 (1997), herausgegeben von Sohgo Igaku Co., Ltd.
Es war schwierig, exakt die Temperatur des Gehirns in Echtzeit während der Zeitperiode der Gehirnhypothermie zu messen. Eine übliche Vorgehensweise besteht im Messen der Bluttemperatur, die primär für die Gehirntemperaturbildung verantwortlich ist, unter Einsatz eines Kathetersensors, der in der inneren, jugularen Vene gesetzt ist und diese anstelle der Gehirntemperatur einzusetzen. Es wurde berichtet, daß für einen normalen Gegenstand eine derartige innere jugulare Venentemperatur näherungsweise gleich der Gehirntemperatur ist (Hayashi, Intensive & critical care medicine, Bd. 7, Nr. 3, S. 267-274 (1997)). Es wurde auch berichtet, daß ein Temperaturprofil in dem Gehirn in dem Fall eines Patienten mit Gehirnerkrankung erzeugt wird. Ein nicht-invasives und hochgenaues Temperaturmeßverfahren wurde demnach gewünscht.
Demnach besteht die Aufgabe der vorliegende Erfindung in der Messung der lokalen Innentemperatur in einem Gegenstand mit kurzer Zeitauflösung unter Einsatz einer Absoluttemperatur.
Erfindungsgemäß wird eine Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung angewandt, und anschließend wird eine Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung wiederholt angewandt. Da die Absoluttemperatur Frequenzinformation erfordert, wohingehend sich die Relativtemperatur anhand der Phaseninformation messen läßt, kann die Zeit, die für die Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung erforderlich ist, kürzer als diejenige ausgebildet sein, die für die Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung erforderlich ist. Ferner tritt bei der Relativtemperatur eine Temperaturschwankung auf, und ist eine Absoluttemperatur zu einem gegebenen Zeitpunkt festgestellt, so läßt sich die Absoluttemperatur zu einem nachfolgenden Zeitpunkt anhand der Relativtemperatur berechnen. Demnach ist es möglich, eine lokale Innentemperatur in dem Gegenstand mit kürzerer zeitlicher Auflösung unter Einsatz der Absoluttemperatur zu messen.
Zusätzliche Aufgaben und Vorteile der Erfindung ergeben sich anhand der folgenden Beschreibung, und sie sind anhand der Beschreibung ersichtlich oder lassen sich durch die praktische Umsetzung der Erfindung erkennen. Die Aufgaben und Vorteile der Erfindung lassen sich mittels der Geräte und Kommunikationen realisieren und erhalten, die hier nachfolgend besonders herausgestellt sind.
Die beiliegende Zeichnung, die als Teil der Beschreibung beigefügt ist und einen Teil derselben bildet, zeigt momentan bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung, und sie dient zusammen mit der oben gegebenen allgemeinen Beschreibung und der nachfolgend gegebenen detaillierten Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen zum Erläutern der Prinzipien der Erfindung; es zeigt:
Fig. 1 eine Ansicht zum Darstellen eines Temperaturüberwachungsgeräts (Magnetresonanzgerät) gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Fig. 2 eine Ansicht zum Darstellen eines Gesamtablaufs zum Überwachen der internen Temperatur gemäß der folgenden Ausführungsform; und
Fig. 3A eine Ansicht zum Darstellen einer tatsächlichen Positionsbeziehung zwischen einem Temperaturüberwachungsgebiet, das in Fig. 2 durch einen Schritt (b) bezeichnet ist, und einem Gehirnerkrankungsgebiet;
Fig. 3B eine Ansicht zum Darstellen einer Positionsbeziehung zwischen dem in Fig. 2 gemäß einem Schritt (b) bezeichneten Temperaturüberwachungsgebiet und dem Gehirnerkrankungsgebiet bei einem MRI-Bild (MRI magnetic resonance imaging, Kernspinresonanzbildgebung);
Fig. 4A eine Ansicht zum Darstellen einer Absoluttemperatur-Meßpulssequenz, die bei einem Schritt (c) nach Fig. 2 ausgeführt wird;
Fig. 4B eine Ansicht zum Darstellen eines Protonenspektrums, das anhand eines MR-Signals analysiert wird, das mit einer Pulssequenz nach Fig. 4A erfaßt wird;
Fig. 5 eine Ansicht zum Darstellen einer Relativtemperatur-Meßpulsfolge, die bei einem Schicht (f) nach Fig. 2 angewandt wird;
Fig. 6A eine Ansicht zum Darstellen eines Verlaufs einer Temperaturüberwachungs-Pulsfolge, die gemäß der folgenden Ausführungsform ausgeführt wird;
Fig. 6B eine Ansicht zum Darstellen eines Verlaufs einer Pulsfolge einer Temperaturüberwachungsfunktion, ausgestattet mit einer Bewegungsfehler- Detektionsfunktion gemäß der vorliegenden Ausführungsform;
Fig. 7A eine Ansicht zum Darstellen eines Protonenspektrums, das anhand eines MR-Signals analysiert ist, das gemäß einer Absoluttemperatur- Meßpulsfolge im Zeitpunkt t0 nach Fig. 6B erfaßt wird; und
Fig. 7B eine Ansicht zum Darstellen eines Protonenspektrums, das anhand eines MR-Signals analysiert ist, das gemäß einer Absoluttemperatur- Meßpulsfolge bei einem Zeitpunkt t1 nach Fig. 6B erfaßt wird.
Ein Temperaturmeßgerät oder ein Magnetresonanzgerät mit einer Temperaturüberwachungsfunktion gemäß der vorliegenden Erfindung wird detaillierter nachfolgend unter Bezug auf die Zeichnung beschrieben.
Die Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild zum Darstellen einer Anordnung des Temperaturüberwachungsgeräts. Die Innentemperaturmessung gemäß der vorliegenden Erfindung wird durch Einsatz derjenigen Eigenschaft durchgeführt, gemäß der die Resonanzfrequenz eines Protons in H2O eine Temperaturabhängigkeit aufweist, d. h. sie variiert mit der Temperatur, sowie der Eigenschaft, gemäß der die Resonanzfrequenz eines Protons im Fett keine Temperaturabhängigkeit aufweist, d. h. sie durchläuft nahezu keine Schwankung unabhängig von der Temperatur. Es versteht sich von selbst, daß ein Targetkern nicht auf das Proton und eine H2O/Fettkombination beschränkt ist, als einer aufgebaut mit einem Molekül, das einen solchen Targetkern enthält.
Ein statischer Magnet 1 erzeugt ein statisches Magnetfeld. Innerhalb des statischen Magneten 1 ist eine Trimmspule 4, eine Gradientenspule 2 und ein HF-Fühler 3 angeordnet.
Die Trimmspule 4 wird von einer Trimmspulen-Energieversorgung 6 versorgt, damit ein Magnetfeld zum Korrigieren eines inhomogenen statischen Feldes erzeugt wird. Das von der Trimmspule 4 erzeugte Magnetfeld wird dem statischen Feld überlagert, und durch diese Vorgehensweise ist es möglich, die Homogenigät des statischen Magnetfelds zu verbessern. Es ist zu erwähnen, daß die Koordinatenachse gemäß der Richtung des statischen Magnetfelds als Z-Achse definiert ist.
Die von der Gradientenspulen-Energieversorgung versorgte Gradientenspule 2 erzeugt ein Gradientenfeld entlang der X-Achse, ein Gradientenfeld entlang einer Y-Achse und ein Gradientenfeld entlang der Z-Achse. Der HF-Fühler 3 ist innerhalb der Gradientenspule 2 angeordnet, und er enthält eine HF-Spule und einen Tuner bzw. ein Abstimmgerät, damit der Targetkern - ein Proton - auf eine Resonanzfrequenz abstimmbar ist. Der HF-Fühler 3 ist über einen Duplexer mit einem Sender 7 während einer Sendezeit und mit einem Empfänger 7 während einer Empfangszeit verbunden.
Der Sender 7 versorgt den HF-Fühler 3 mit einem HF-Strompuls. Hierdurch erzeugt die HF-Spule ein HF-Magnetfeld (Drehmagnetfeld). Ferner empfängt der Empfänger 8 ein MR-Signal über die HF-Spule, das über einen Protonenspin in dem Objekt erzeugt und anschließend verstärkt und detektiert wird. In diesem Zusammenhang ist zu erwähnen, daß der HF-Fühler 3 - obgleich vom kombinierten Senden/Empfangstyp - in einen Fühler mit lediglich einem Sender und einem Empfänger aufgeteilt sein kann.
Eine Datenerfassungseinheit 10 bewirkt das Umsetzen des von dem Empfänger 8 empfangenen MR-Signals in ein digitales Signal, und nach einem zeitweisen Speichern wird dieses in einem Zeitpunkt zu einem Computer 11 übertragen. Der Computer 11 weist zudem eine Funktion dahingehend auf, daß er als Leitstelle zum Steuern des Systems als Ganzes dient, sowie eine Funktion zum Erzeugen eines MR-Bilds in Innenansicht des Gegenstands auf der Grundlage des MR-Signals, eine Funktion zum Berechnen einer Absoluttemperatur auf Grundlage des MR-Signals, eine Funktion zum Berechnen einer Relativtemperatur auf Grundlage des MR-Signals, eine Funktion zum Umsetzen der Relativtemperatur in die Absoluttemperatur, eine Funktion zum Erzeugen von Anzeigedaten hinsichtlich der Absoluttemperatur und der Relativtemperatur und zum Ausgeben derselben bei einer Anzeige 13 und eine Funktion zum Detektieren eines Bewegungsfehlers auf der Grundlage einer zeitweisen Veränderung in Zuordnung zu der Resonanzfrequenz eines Protons im Fett, das keine irgendwie geartete Temperaturabhängigkeit zeigt.
Eine Folgesteuerungsanlage bzw. -vorrichtung (Engl: sequence controller) 9 unterhält Pulssequenzdaten für die Bildgebung, Pulssequenzdaten zum Messen der Absoluttemperatur und Pulssequenzdaten zum Messen der Relativtemperatur. Die drei Arten dieser Daten werden selektiv unter Steuerung des Computers geladen und ausgeführt. Die Folgesteuerungvorrichtung 9 kontrolliert die Gradientenspulen-Energieversorgung 5, die Zündspulen-Energie­ versorgung 6, den Sender 7, den Empfänger 8 und die Datenerfassungseinheit 10. Hierdurch wird die ausgewählte Pulsfolge ausgeführt, und ein MR-Signal zum Messen der Absoluttemperatur und ein MR-Signal zum Messen der Relativtemperatur werden in Übereinstimmung mit der Pulssequenz erfaßt.
Die Fig. 2 zeigt einen Gesamtablauf eines Temperaturüberwachungsbetriebs gemäß der vorliegenden Ausführungsform. Hierbei wird angenommen, daß die Temperatur in dem Gebiet der Gehirnerkrankung in diesem Fall überwacht wird.
Zunächst wird ein Gegenstand bzw. Objekt bzw. Patient in einem Bildgebungsbereich im Schritt (a) positioniert. In diesem Fall ist das Installieren eines Mechanismus wünschenswert, beispielsweise eines solchen, der das Gleiten der Oberplatte eines Bett s vom beweglichen Typ auf das Bett des Magnetresonanzgeräts ermöglicht, so daß das bewegliche Bett mit dem hierauf positionierten Objekt einfach auf das Bett des Magnetresonanzgeräts positioniert bzw. zu diesem bewegt werden kann. Ferner ist es vom Standpunkt eines Betriebs wünschenswert, eine Struktur mit einer "Tropf"-Ein­ richtung ("drip" device) auszubilden, sowie anderer an der Oberplatte fixierter Einrichtungen.
Anschließend wird eine Pulssequenzdaten für die Bildgebung durch die Folgesteuerungsvorrichtung 9 im Schritt (b) durchgeführt. Diese Pulssequenz enthält ein Spin- Echoverfahren oder ein Feldechoverfahren unter Anwendung beispielsweise eines zweidimensionalen Fourier-Trans­ formationsverfahrens (2DFT). Durch diese Vorgehensweise ist es möglich, ein MR-Bild eines Querschnitts einschließlich eines Gebiets der Gehirnerkrankung in Zuordnung zu einem Temperaturüberwachungsziel zu erhalten.
Ein therapeutischer Plan wird unter Einsatz des MR-Bilds aufgestellt. In diesem Zeitpunkt ist es wünschenswert, daß vom Standpunkt der Reduzierung der Meßzeit aus gesehen, ein MR-Signal für einen eingeschränkten Temperaturüberwachungsbereich beobachtet werden kann. Da jedoch ein Fall vorliegt, bei dem sich die Gehirnkrankheit des Objekts/Patienten ausbreitet und kein Gehirnödem oder keine Infarktfokussierung (Entl.: infarction focus) usw. bei dieser Stufe der Beobachtung vorliegt, ist es vom Standpunkt des Durchführens einer besseren Temperatursteuerung aus gesehen erforderlich, mehrere Temperaturüberwachungsgebiete zu bestimmen, sowie zugeordnete MR-Signale von den Temperaturüberwachungsgebieten zu erhalten und die Innentemperatur für jedes Temperaturüberwachungsgebiet zu messen. Die Temperaturüberwachungsgebiete werden durch einen Betreiber an dem MR-Bild bezeichnet, wie in den Fig. 3A und 3B gezeigt, das im Schritt (b) erhalten wird.
Im Fall der Anwendung der Hypothermie werden eine Zirkulationspumpe, eine Kühlmatte, ein Überwachungskatheter usw. geeignet vorbereitet und eingestellt, vorausgesetzt, daß es erforderlich ist, die Zirkulationspumpe usw. zu betreiben, und zwar durch einen Ultraschallmotor usw., damit jedwedger ungünstige Einfluß von dem statischen Feld vermieden wird, oder vorausgesetzt, daß es erforderlich ist, einen Pumpkörper bei der Stelle entfernt von dem statischen Magnetkörper zu installieren.
Ein Temperaturüberwachungsbetrieb - Schritte (c) bis (i) - beginnt bei Synchronisierung zu dem Start der Hypothermie. Das "Überwachen" wird als sequentielles Observieren durch einen Betreiber der Temperatur in den Temperaturüberwachungsgebieten definiert, sowie als Bestätigung der Tatsache, ob die Temperatur fortlaufend auf einem gewünschten Niveau liegt oder nicht. Ferner ist das "Temperaturüberwachungsgerät" als ein Gerät zum Bereitstellen von Information definiert, die für einen derartigen Überwachungsbetrieb erforderlich ist, d. h. zum Darstellen der Temperatur der zeitlichen Änderung an den Betreiber.
(Ablauf des Temperaturüberwachungsbetriebs)
Zunächst wird die Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperatur im Schritt (c) ausgeführt.
Anschließend wird im Schritt (d) ein Protonenspektrum durch Fourier-Transformation anhand einer Gruppe von MR-Signalen berechnet, die im Schritt (c) aufgenommen werden, und die Absoluttemperaturen der Temperaturüberwachungsgebiete werden auf der Grundlage des Protonenspektrums berechnet.
Im Schritt (e) wird die berechnete Absoluttemperatur bei der Anzeige 13 angezeigt. Alternativ ist es möglich, eine Druckerausgabe wie im Fall der Ausgangsgrößen der Meßeinrichtungen aus zugeben, beispielsweise einem Elektrocardiographen, einem Hämomanometer, einem Elektroenzephalographen und einem Niveaumeter für die venöse Blutsättigung.
Im Schritt (f) wird die Pulssequenz für die relative Temperaturmessung ausgeführt, nach dem Messen der Absoluttemperatur.
Im Schritt (g) wird die Relativtemperatur, d. h. der Umfang, gemäß dem eine momentane Temperatur gegenüber der unmittelbar vorangehenden Temperatur variiert, auf der Grundlage der Phaseninformation berechnet, gemäß dem Umfang, in dem sich die im Schritt (f) aufgenommenen Phasen der MR-Signale gegenüber ihren unmittelbar vorhergehenden Phasen verändern.
Anschließend wird im Schritt (h) die im Schritt (g) berechnete Relativtemperatur zu der im Schritt (d) berechneten Absoluttemperatur zum Umsetzen der Relativtemperatur in eine Absoluttemperatur addiert. Die umgesetzten Absoluttemperatur wird als Zahlenwert oder als Temperaturänderungsgrad bei der Anzeige 13 angezeigt oder durch ein (nicht gezeigtes) Druckgerät ausgegeben - (Schritt (i).
Diese Schritte (f) bis (i) werden bis zum Abschluß der medizinischen Behandlung wiederholt. Durch diese Vorgehensweise werden die Relativtemperaturen sequentiell gemessen und sequentiell in eine Absoluttemperatur so umgesetzt, daß die Absoluttemperatur konstant angezeigt wird.
(Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung - Frequenzverfahren)
Die Fig. 4A zeigt eine Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperatur. Bei dieser Pulsfolge liegt ein HF-Feldpuls mit einem Neigungswinkel α° kleiner als 90° zusammen mit einem Scheibenauswahl-Gradientenfeldpuls an, und anschließend liegt ein Gradientenfeldpuls Ge1 für die Phasencodierung im Zusammenhang mit einer ersten Achse und ein Gradientenfeldpuls Ge2 für die Phasencodierung im Zusammenhang mit einer zweiten Achse an. In diesem Zusammenhang erfolgt eine Phasencodierung im Zusammenhang mit jeder der Axialrichtungen (Ge1, Ge2) zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation zu den MR-Signalen. Hiernach wird ein MR-Signal (FID-Signal) erzeugt und beobachtet.
Eine Abtastzeit der Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperaturen ist gegeben durch
TRa × N × M
mit
N: Zahl der Phasencodierungsschritte im Zusammenhang mit der ersten Achse;
M: Zahl der Phasencodierungsschritte im Zusammenhang mit der zweiten Achse; und
TRa: Eine Wiederholzeit.
(Verfahren zum Berechnen der Absoluttemperatur)
Die Fig. 4B zeigt ein Protonenspektrum, das durch Frequenzanalyse einer Gruppe von MR-Signalen bestimmt wird, die mit der Pulssequenz nach Fig. 4A aufgenommen werden. Die chemische Verschiebungsdifferenz zwischen dem Proton in H2O und derjenigen in Fett beträgt 3,38 ppm bei 27°C, was ungefähr 216 Hz bei 1,5 Tesla entspricht. Die Resonanzfrequenz des Protons in H2O unterliegt einer Schwankung von -0,01 ppm per 1°C, wohingehend keine derartige Temperaturabhängigkeit für das Proton in dem Fett auftritt. Demnach läßt sich mit dem Fett als Referenz die Absoluttemperatur anhand der chemischen Verschiegungsdifferenz zwischen dem Proton in H2O und demjenigen in Fett berechnen.
Da die Temperaturabhängigkeit des Protons in H2O sehr gering ist, ist es erforderlich, ein Protonenspektrum mit hoher Frequenzauflösung zu erhalten. Hierfür ist es erforderlich, die Signalbeobachtungszeit auszudehnen. Ferner wird vom Standpunkt des S/N-Verhältnis aus gesehen die Tatsache berücksichtigt, daß die Signalbeobachtung in einer Zeit von ungefähr T2* endet, und durch Anwendung einer Nulleinfügung bei diesen Daten wird die erforderliche Zahl der Daten zum Bereitstellen einer ersichtlich verbesserten Frequenzauflösung erhalten. Es ist auch wirksam, die Meßgenauigkeit der Temperatur über eine besonders hohe Auflösung zu verbessern, die durch Verarbeitung der Spektraldaten erreicht, z. B. wird anhand der Methode der kleinsten Fehlerquadrate.
Da es bei der Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperatur zum Reduzieren der Meßzeit möglich ist, lediglich Absoluttemperaturdaten für eine relativ geringe Zahl der Temperaturüberwachungsgebiete oder anhand einer relativ groben Matrix zu erhalten, ist es nicht immer möglich, die Absoluttemperatur bei allen Positionen zu messen, bei denen Relativtemperaturen durch das Phasenverfahren gemessen werden. Alternativ kann das Heranziehen einer Prozedur in Betracht gezogen werden, beispielsweise das Umsetzen der Relativtemperaturen in Absoluttemperaturen lediglich bei Stellen, bei denen eine Absoluttemperatur durch das Frequenzverfahren gemessen wird oder das Anzeigen lediglich einer Temperaturschwankung bei diesen Gebieten. Aus diesem Grund werden diejenigen Stellen oder Ortsgebiete (die Zahl der Volumenelemente (Engl.: Voxel)), bei denen die Absoluttemperatur mit dem von dem Schritt (b) festgelegten Frequenzverfahren gemessen wird, für verbesserte therapeutische Ergebnisse wichtig.
(Pulssequenz zum Messen der Relativtemperatur - Phasenverfahren)
Bei der Pulssequenz zum Messen der Relativtemperatur liegt, wie in Fig. 5 gezeigt, ein HF-Feldpuls mit einem Neigungswinkel α° kleiner als 90° zusammen mit einem Scheibenauswahl-Gradientenfeldpuls Gs an, und anschließend liegt ein Gradientenfeldpuls Ge zum Phasencodieren im Zusammenhang mit einer ersten Achse an. Hiernach wird ein MR-Signal (Echo) durch ein hinsichtlich einer Polarität wechselnden Gradientenfeldpuls Gr zum Frequenzcodieren erzeugt. Dies bedeutet, daß eine Phasencodierung hinsichtlich mindestens einer (Ge) der Axialrichtungen durchgeführt wird, zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation zu den MR-Signalen, und eine Frequenzcodierung wird hinsichtlich der verbleibenden Achsenrichtung (Gs) durchgeführt. Diese MR-Signale werden während dem Fortführen des Gradientenfeldpulses Gr zum Frequenzcodieren gesammelt.
Hierbei ist die Abtastzeit der Pulssequenz zum Messen der Relativtemperatur gegeben durch
TRb × N
derart, daß N die Zahl der Phasencodierungsschritte im Zusammenhang mit der ersten Achse bezeichnet, in derselben Weise wie bei der Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperatur, und TRb (≒ TRa) eine Wiederholungszeit bezeichnet. Diese Zeit ist kürzer als die Abtastzeit der Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung, d. h. kürzer als die letztere Abtastzeit, und zwar gemäß einem Umfang, gemäß dem keine Phasencodierung hinsichtlich der zweiten Achse erfolgt.
Ferner wird die Bedingung "TRa < Trb" allgemein vorgegeben, und die Abtastzeit der Pulssequenz zum Messen der Relativtemperatur kann kürzer sein als diejenige der Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung, wie in Fig. 4A gezeigt. Der Grund hierfür ist nachfolgend kurz erläutert. Die Absoluttemperatur wird anhand der Frequenzinformation in einem Magnetresonanzsignal gemessen, und für die Pulssequenz zum Messen der Absoluttemperatur läßt sich die Frequenzcodiertechnik zum Zweck des Spezifizierens oder Lokalisierens an einer Stelle nicht einsetzen. Demnach ist es zum Spezifizieren der Stelle bei zwei Achsen erforderlich, die Phasencodierung im Hinblick auf die zwei Achsen durchzuführen. Andererseits läßt sich die Relativtemperatur anhand der Phaseninformation des MR-Signals messen. Aus diesem Grund kann die Pulssequenz für die Relativtemperatur die Frequenzcodiertechnik zum Spezifizieren der Stelle einsetzen. Die Phasencodiertechnik und die Frequenzcodiertechnik können gemeinsam so eingesetzt werden, daß die Stelle bei den beiden Achsen spezifiziert ist. Wie allgemein bekannt, erfordert die Pulssequenz unter Einsatz der Phasencodiertechnik eine Zeit gemäß Wiederholungszeit × Zahl der Phasencodierungsschritte. Demnach bewirkt die Pulssequenz für die Absoluttemperatur die Phasencodierung hinsichtlich der beiden Achsen, und diese Abtastzeit nimmt eine Zeit gemäß Wiederholungszeit × sowohl Zahl der Phasencodierungsschritte entlang der ersten Achse als auch derjenigen der Phasencodierungsschritte entlang der zweiten Achse an. Ferner muß für die Pulssequenz für die Relativtemperatur die Phasencodierung lediglich im Hinblick auf die erste Achse durchgeführt werden, und diese Abtastzeit nimmt eine Zeit gemäß Wiederholungszeit (TR) × Zahl der Phasencodierungsschritte entlang der ersten Achse an. Aus diesem Grund kann die Abtastzeit für die Relativtemperatur erheblich kürzer als diejenige für die Absoluttemperaturmessung.
(Verfahren zum Messen der Relativtemperatur)
Eine Relativtemperatur, d. h. eine Temperaturschwankung zwischen einem Zeitpunkt einer momentanen Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung und einem Zeitpunkt einer unmittelbar vorhergehenden Pulssequenz einer Relativtemperaturmessung läßt sich durch die folgende Gleichung berechnen, auf der Grundlage einer Veränderung (Phasendifferenz) zwischen der Phase eines MR-Signals, das mit einer momentanen Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung erfaßt wird, und derjenigen eines MR-Signals, das mittels einer unmittelbar vorangehenden Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung erfaßt wird.
ΔT(r) = T(r)nach-T(r)bevor
= {(θ(r)nach-θ(r)bevor)/(α.γ.τ.B0)
mit
r: Raumvektor
α: Koeffizient zum Darstellen einer Temperaturabhängigkeit einer chemischen Verschiebung eines Protons in H2O
γ: Nuklearmagnetogyrisches Verhältnis (Engl.: nuclear magetogyric ratio)
τ: Echozeit
B0: Statische Feldstärke
θ(r)nach: Phasenbild zu einem geringfügig vorangehenden Zeitpunkt
θ(r)davor: Momentanes Phasenbild.
(Pulssequenzwiederholung)
Die Fig. 6A zeigt einen Ablauf einer gesamten Pulssequenz. In Fig. 6A zeigt "A" eine Pulssequenz für die Absoluttemperaturmessung und "B" eine Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung. Wie in Fig. 6A gezeigt, wird gemäß der vorliegenden Ausführungsform eine Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung ausgeführt, und anschließend wird eine Pulssequenz für die Relativtemperaturmessung wiederholt ausgeführt.
Wie allgemein bekannt, wird bei dem Hypothermieverfahren die Gehirntemperatur, ausgehend von dem Start der Behandlung, abgesenkt, während einer durchgehenden Zeitdauer einiger Stunden gemäß ungefähr 4°C. Die Temperatursteuerung bei deren Absenkperiode und Wiederaufwärmperiode wird sehr wichtig. Da im Rahmen des Verfahrens (Frequenzverfahrens) zum Berechnen der Absoluttemperatur anhand einer chemischen Verschiebungsdifferenz zwischen einem H2O Proton und Fettproton eine Abtastzeit für deren Pulsfolge relativ lange ist, wie oben dargelegt, läßt sich die Innentemperatur nicht wiederholt mit einer praktischen Auflösung von unbestimmter Größe zum Erzielen einer kurzen zeitlichen Auflösung messen.
Gemäß der vorliegenden Ausführungsform wird nach der Absoluttemperatur-Meßpulsfolge (A) einer längeren Abtastzeit die Relativtemperatur-Meßpulsfolge einer kürzeren Abtastzeit wiederholt ausgeführt. Da die Relativtemperatur eine Temperaturschwankung aufweist, folgt bei Kenntnis einer Absoluttemperatur zu einem vorgegebenen Zeitpunkt, daß sich durch sequentielles Addieren dieser zugeordneten Relativtemperaturen zu dieser Absoluttemperatur bei einem vorgegebenen Zeitpunkt die Absoluttemperatur bei einem nachfolgenden Zeitpunkt mit kurzer zeitlicher Auflösung messen läßt.
Es ist zu erwähnen, daß der Gegenstand/Patient, der der Ableitperiode der Hypothermie unterliegt, einer nachfolgenden intensiven Pflege rund um die Uhr unterliegt, und zum Steuern des Blutdrucks, der Atmung, des intracranialen Drucks und des "Tropfens" wird eine für die obige Steuerung erforderliche biologische Messung durchgeführt. Obgleich während der Interventionszeit ein fortlaufendes Durchführen einer derartigen Temperatursteuerung wünschenswert ist, wird aufgrund der Tatsache, daß die Temperaturmessung während anderer Ableit- und Wiederaufwärmzeitperioden des Gegenstands erforderlich ist, der Gegenstand aus dem Magnetresonanzgerät in dem Fall herausgezogen, in dem die Innentemperatur sowie der Zustand des Gegenstands zu bestätigen ist. Zudem muß der Gegenstand in den Intensivbehandlungsraum getragen werden, usw. Es ist schwierig, eine genaue Temperaturschwankung durch das Phasenverfahren zu berechnen, und zwar aufgrund eines ungünstigen Einflusses durch ein inhomogenes Magnetfeld, das sich anhand einer Positionsverschiebung des Gegenstands ergibt, die bei Einfügen und Herausnehmen des Gegenstands in und aus dem Magnetresonanzgerät auftritt. In dem Fall, in dem eine derartige Innentemperaturmessung unterbrochen ist, wird eine Absoluttemperatur erneut durch das Frequenzverfahren gemessen, und anschließend wird eine Relativtemperatur durch das Phasenverfahren gemessen, zum Umsetzen der Relativtemperatur in die Absoluttemperatur.
Manchmal treten die Fälle auf, bei denen während dem Überwachen der Innentemperatur bei Durchführen der wiederholten Messung der Relativtemperatur durch die Wiederholung des Phasenverfahrens und wiederholtes Umsetzen der Relativtemperatur in die Absoluttemperatur ein Messen der Temperatur zu einem Fehler aufgrund der Bewegung des Gegenstands führt. Die Fig. 6B zeigt den Ablauf einer Pulsfolge zum Realisieren der Detektion eines Bewegungsfehlers und zum Initialisieren der Absoluttemperatur. Erfolgt eine Bestimmung entweder periodisch oder durch einen Betreiber während der Wiederholung der Relativternperatur-Pulssequenz ("B"), so wird die Unterbrechung der Absoluttemperatur-Meßpulssequenz ("A") durchgeführt.
Die Fig. 7A zeigt ein Protonenspektrum, das durch die Anwendung der Frequenzanalyse derjenigen MR-Signale erhalten wird, die mit der Absoluttemperatur-Meßpulssequenz im Zeitpunkt t0 nach Fig. 6B erfaßt werden. Die Fig. 7B zeigt ein Protonenspektrum, das durch die Anwendung der Frequenzanalyse derjenigen MR-Signale erhalten wird, die mit der Absoluttemperatur-Meßpulssequenz im Zeitpunkt t1 nach Fig. 6B erfaßt werden. Die Resonanzfrequenz des Protons im Fett beträgt ν0. Es sei angenommen, daß im Zeitpunkt t1 die Resonanzfrequenz des Protons im Fett zu ν1 variiert. Es sei betrachtet, daß aufgrund der Tatsache, daß die Resonanzfrequenz des Protons im Fett keine Temperaturabhängigkeit zeigt, die zeitliche Veränderung der Resonanzfrequenz des Protons im Fett aufgrund der Bewegung des Gegenstands/des Patienten eine hohe Wahrscheinlichkeit dahingehend aufweist, daß das Innentemperatur- Überwachungsgebiet verschoben ist, so daß ein magnetisches Umfeld um dieses variiert.
Wird die zeitliche Änderung (ν0-ν1) der Resonanzfrequenz zu groß, um vernachlässigt zu werden, und übersteigt die Differenz (ν0-ν1) einen spezifizierten Schwellwert, so wird ein Bewegungsfehler detektiert, und ferner erfolgt das Anzeigen einer Meldung zum Darstellen der Tatsache, daß die während einer Zeitpunkt t0-t1 gemessene Relativtemperatur und die hieraus umgesetzte Absoluttemperatur ein niedrigeres Zuverlässigkeitsniveau aufweisen.
Ferner wird die Temperatur, auf deren Grundlage die Relativtemperatur zu der Absoluttemperatur umgesetzt wird, durch die Absoluttemperatur im Zeitpunkt t1 ersetzt. Während der Behandlungszeit von bis zu 24 Stunden erfolgt eine Kalibrierung durch Einsatz des Frequenzverfahrens derart, daß sich kein Bewegungsfehler in akumulierender Weise ansammelt. Es ist demnach möglich, eine Innentemperaturüberwachung mit hoher Genauigkeit fortzusetzen. Zu einem derargigen Kalibrierungszeitpunkt oder in den Fällen, in denen mehrere Gegenstände in wechselnder Weise zu messen sind, ist es erforderlich, die Messung zu unterbrechen, und es ist von dem Standpunkt der Bedingungssteuerung wünschenswert, daß diejenigen Graphen zum Darstellen der sequentiellen Temperaturänderungen, die sowohl vor als auch nach einer derartigen Unterbrechung erfaßt werden, wie für einen durchgehenden zusammengefügt werden.
Wie oben dargelegt, läßt sich gemäß der vorliegenden Ausführungsform die Temperatur des Verletzten oder der anderen Gebiete in dem Gegenstand/Patienten während der Hypothermie messen, und zwar als eine Absoluttemperatur mit kürzerer zeitlicher Auflösung.
Zusätzliche Vorteile und Modifikationen ergeben sich für die mit dem Stand der Technik Vertrauten in einfacher Weise. Demnach sind die weitergehenden Aspekte der Erfindung nicht auf die spezifischen Details und darstellenden Ausführungsformen beschränkt, die gezeigt und hier beschrieben sind. Demnach lassen sich zahlreiche Modifikationen durchführen, ohne von dem Sinngehalt und Schutzbereich des allgemeinen erfinderischen Konzepts abzuweichen, das durch die angefügten Patentansprüche und deren Äquivalente definiert ist.

Claims (20)

1. Magnetresonanzgerät, dadurch gekennzeichnet, daß es enthält:
einen Hochfrequenz-Magnetfeldgenerator (3) zum Erzeugen eines Hochfrequenz-Magnetfelds;
einen Gradienten-Magnetfeldgenerator (2) zum Erzeugen eines Gradienten-Magnetfelds;
einen Detektor (3) zum Detektieren eines MR-Signals von einem Gegenstand/Patienten;
eine Folgesteuerungsvorrichtung (9) zum Steuern des Hochfrequenz-Magnetfeldgenerators, des Gradienten- Magnetfeldgenerators und des Detektors und zum Ausführen einer Absoluttemperatur-Meßpulssequenz und wiederholten Ausführen einer Relativtemperatur-Meßpulssequenz nach der Absoluttemperatur-Meßpulssequenz;
einen Rechner (11) zum Berechnen einer Absoluttemperatur in einem interessierenden Gebiet in einem Gegenstand auf der Grundlage der Frequenzinformation eines MR-Signals, das von dem Gegenstand in Übereinstimmung mit der Absoluttemperatur-Meßpulssequenz detektiert wird, zum Berechnen einer Relativtemperatur des interessierenden Gebiets auf der Grundlage der Phaseninformation des MR-Signals, das von dem Gegenstand in Übereinstimmung mit der Relativtemperatur-Meßpulssequenz detektiert wird, und zum Umsetzen der gemessenen Relativtemperatur in eine zugeordnete Absoluttemperatur auf der Grundlage der berechneten Absoluttemperatur.
2. Temperaturüberwachungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die berechnete Absoluttemperatur auf der Grundlage einer chemischen Verschiebungsdifferenz zwischen einem spezifischen Kern in einem ersten Molekül berechnet wird, dessen Resonanzfrequenz eine Temperaturabhängigkeit zeigt, und dem spezifischen Kern in einem zweiten Molekül, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit zeigt.
3. Temperaturüberwachungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Relativtemperatur auf der Grundlage einer Phasenveränderung eines MR-Signals berechnet wird, und zwar ausgehend von dem spezifischen Kern in dem ersten Molekül, dessen Resonanzfrequenz die Temperaturabhängigkeit aufweist.
4. Temperaturüberwachungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in der Absoluttemperatur-Meß­ pulssequenz eine Phasencodierung hinsichtlich jeder Achsenrichtung zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation zu dem MR-Signal erfolgt.
5. Temperaturüberwachungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in der Relativtemperatur-Meß­ pulssequenz eine Phasencodierung hinsichtlich mindestens einer der Achsenrichtungen erfolgt, und zwar zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation, und daß eine Frequenzcodierung hinsichtlich der verbleibenden Achsenrichtung erfolgt.
6. Temperaturüberwachungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es ferner einen Rechner (11) enthält, der anhand des detektierten MR-Signals eine Resonanzfrequenz eines spezifischen Kerns in einem spezifischen Molekül berechnet, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit zeigt, zum Detektieren eines Bewegungsfehlers des Gegenstands auf der Grundlage einer zeitlichen Veränderung der berechneten Resonanzfrequenz.
7. Magnetresonanzgerät, dadurch gekennzeichnet, daß es enthält:
einen Hochfrequenz-Magnetfeldgenerator (3) zum Erzeugen eines Hochfrequenz-Magnetfelds;
einen Gradienten-Magnetfeldgenerator (2) zum Erzeugen eines Gradienten-Magnetfelds;
einen Detektor (3) zum Detektieren eines MR-Signals von einem Gegenstand/Patienten;
eine Folgesteuerungsvorrichtung (9) zum Steuern des Hochfrequenz-Magnetfeldgenerators, des Gradienten-Magnet­ feldgenerators und des Detektors und zum Ausführen einer Absoluttemperatur-Meßpulssequenz und anschließendem Ausführen einer Relativtemperatur-Meß­ pulssequenz in wiederholter Weise;
einen Rechner (11) zum Berechnen einer Absoluttemperatur eines interessierenden Gebiets auf der Grundlage der Frequenzinformation von einem MR-Signal, das anhand der Absoluttemperatur-Meßpulsfolge detektiert ist; und
einen Rechner (11) zum Berechnen einer Relativtemperatur in dem interessierenden Gebiet auf der Grundlage der Phaseninformation eines MR-Signals, das anhand der Relativtemperatur-Meßpulssequenz detektiert ist.
8. Magnetresonanzgerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß in der Absoluttemperatur-Meßpuls­ folge eine Phasencodierung hinsichtlich jeder der Achsenrichtungen zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation zu dem MR-Signal erfolgt.
9. Magnetresonanzgerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Relativtemperatur-Meßpuls­ folge eine Phasencodierung hinsichtlich mindestens einer der Achsenrichtungen erfolgt, und zwar zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation, und daß eine Frequenzcodierung hinsichtlich der verbleibenden Achsenrichtung erfolgt.
10. Magnetresonanzgerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß es ferner einen Rechner (11) enthält, und zwar zum Berechnen einer Resonanzfrequenz eines spezifischen Kerns in einem spezifischen Molekül, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit aufweist, anhand des MR-Signals, das mit der Absoluttemperatur-Meßpulsfolge detektiert ist, sowie zum Detektieren eines Bewegungsfehlers des Gegenstands auf der Grundlage einer zeitlichen Veränderung der berechneten Resonanzfrequenz.
11. Temperaturüberwachungsverfahren, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:
einen ersten Schritt (c) zum Ausführen einer Absoluttemperatur-Meßpulsfolge, derart, daß eine Absoluttemperatur in einem interessierenden Gebiet eines Patienten/Gegenstands auf der Grundlage von Frequenzinformation für ein MR-Signal gemessen wird, das anhand der Absoluttemperatur-Meßpulsfolge erfaßt wird; und
einen zweiten Schritt (f) zum wiederholten Ausführen einer Relativtemperatur-Meßpulsfolge nach der Absoluttemperatur-Meßpulsfolge, derart, daß eine Relativtemperatur des interessierenden Gebiets eines Gegenstands/Patienten auf der Grundlage von Phaseninformation in einem MR-Signal gemessen wird, das durch die Relativtemperatur-Meßpulsfolge erfaßt wird, und daß die Relativtemperatur in eine zugeordnete absolute Temperatur auf der Grundlage der gemessenen Absoluttemperatur umgesetzt wird.
12. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die gemessene Absoluttemperatur auf der Grundlage einer chemischen Verschiebungsdifferenz berechnet wird, und zwar zwischen einem ersten Kern in einem ersten Molekül, dessen Resonanzfrequenz eine Temperaturabhängigkeit aufweist, und einem spezifischen Kern in einem zweiten Molekül, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit aufweist.
13. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Relativtemperatur auf der Grundlage einer Phasenveränderung in einem MR-Signal gemessen wird, und zwar anhand eines spezifischen Kerns in einem ersten Molekül, dessen Auflösungsfrequenz eine Temperaturabhängigkeit aufweist.
14. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Absoluttemperatur-Meß­ pulssequenz eine Phasencodierung hinsichtlich jeder der Achsenrichtungen erfolgt, zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation zu dem MR-Signal.
15. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Relativtemperatur-Meß­ pulssequenz eine Phasencodierung erfolgt, und zwar hinsichtlich mindestens einer der Achsenrichtungen zum Hinzufügen spezieller Positionsinformation, und daß eine Frequenzcodierung im Hinblick auf die verbleibende Achsenrichtung erfolgt.
16. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Absoluttemperatur-Meßfolge anstelle der Relativ-Meßpulsfolge in Ansprechen auf die Ausgabe eines Befehls zum Unterbrechen der Durchführung der Relativtemperatur-Meßfolge durchgeführt wird.
17. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Absoluttemperatur, auf deren Grundlage die Relativtemperatur berechnet wird, zu einer Absoluttemperatur zurückgesetzt wird, die durch die Unterbrechung gemessen wird.
18. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß im Rahmen des ersten Schrittes eine Resonanzfrequenz eines spezifischen Kerns in einem spezifischen Molekül, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit zeigt, anhand eines erfaßten MR-Signals berechnet wird, und daß eine Bewegungsfehler des Gegenstands auf der Grundlage einer Temperaturschwankung der berechneten Resonanzfrequenz detektiert wird.
19. Temperaturüberwachungsverfahren, dadurch gekennzeichnet, daß es folgende Schritte enthält:
einen ersten Schritt (c) zum zwischenzeitlichen Ausführen einer Absoluttemperatur-Meßpulssequenz, derart, daß eine Absoluttemperatur in einem interessierenden Gebiet in einem Patienten/einem Gegenstand auf der Grundlage einer Frequenzinformation eines MR-Signals gemessen wird, das anhand einer Absoluttemperatur-Meßpulssequenz erfaßt wird; und
einen zweiten Schritt (f) zum wiederholten Ausführen einer Relativtemperatur-Meßpulssequenz bei einem Intervall zwischen den Absoluttemperatur-Meßpuls­ sequenzen, derart, daß eine Relativtemperatur in dem interessierenden Gebiet eines Patienten auf der Grundlagen von Phaseninformation in einem MR-Signal gemessen wird, das anhand der Relativtemperatur-Meßpuls­ sequenz erfaßt wird, und daß die Relativtemperatur in eine zugeordnete Absoluttemperatur auf der Grundlage der gerade vorangehenden gemessenen Absoluttemperatur umgesetzt wird.
20. Temperaturüberwachungsverfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß in dem ersten Schritt eine Resonanzfrequenz eines spezifischen Kerns in einem spezifischen Molekül, dessen Resonanzfrequenz keine Temperaturabhängigkeit aufweist, anhand des erfaßten MR-Signals berechnet wird, und daß ein Bewegungsfehler des Gegenstands auf der Grundlage einer zeitlichen Veränderung dieser berechneten Resonanzfrequenz detektiert wird.
DE19907137A 1998-02-19 1999-02-19 Temperaturüberwachungsverfahren, Temperaturüberwachungsgerät und Magnetresonanzgerät Expired - Fee Related DE19907137B4 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP10037481A JPH11225991A (ja) 1998-02-19 1998-02-19 体温監視装置及び体温監視方法
JP10-037481 1998-02-19

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE19907137A1 true DE19907137A1 (de) 1999-09-02
DE19907137B4 DE19907137B4 (de) 2007-05-03

Family

ID=12498722

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19907137A Expired - Fee Related DE19907137B4 (de) 1998-02-19 1999-02-19 Temperaturüberwachungsverfahren, Temperaturüberwachungsgerät und Magnetresonanzgerät

Country Status (3)

Country Link
US (1) US6194899B1 (de)
JP (1) JPH11225991A (de)
DE (1) DE19907137B4 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7542793B2 (en) * 2002-08-22 2009-06-02 Mayo Foundation For Medical Education And Research MR-guided breast tumor ablation and temperature imaging system
DE102008049605A1 (de) * 2008-09-30 2009-12-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Darstellung einer nicht-invasiv ermittelten Temperaturinformation sowie medizinisches Temperaturmessgerät

Families Citing this family (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6334846B1 (en) * 1995-03-31 2002-01-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasound therapeutic apparatus
US7458984B2 (en) * 1998-01-23 2008-12-02 Innercool Therapies, Inc. System and method for inducing hypothermia with active patient temperature control employing catheter-mounted temperature sensor and temperature projection algorithm
US6325818B1 (en) 1999-10-07 2001-12-04 Innercool Therapies, Inc. Inflatable cooling apparatus for selective organ hypothermia
US6312452B1 (en) 1998-01-23 2001-11-06 Innercool Therapies, Inc. Selective organ cooling catheter with guidewire apparatus and temperature-monitoring device
US6471717B1 (en) * 1998-03-24 2002-10-29 Innercool Therapies, Inc. Selective organ cooling apparatus and method
US6464716B1 (en) 1998-01-23 2002-10-15 Innercool Therapies, Inc. Selective organ cooling apparatus and method
US6585752B2 (en) * 1998-06-23 2003-07-01 Innercool Therapies, Inc. Fever regulation method and apparatus
US6719779B2 (en) * 2000-11-07 2004-04-13 Innercool Therapies, Inc. Circulation set for temperature-controlled catheter and method of using the same
US6383210B1 (en) 2000-06-02 2002-05-07 Innercool Therapies, Inc. Method for determining the effective thermal mass of a body or organ using cooling catheter
US6974463B2 (en) 1999-02-09 2005-12-13 Innercool Therapies, Inc. System and method for patient temperature control employing temperature projection algorithm
US7371254B2 (en) * 1998-01-23 2008-05-13 Innercool Therapies, Inc. Medical procedure
US6231595B1 (en) 1998-03-31 2001-05-15 Innercool Therapies, Inc. Circulating fluid hypothermia method and apparatus
US6261312B1 (en) * 1998-06-23 2001-07-17 Innercool Therapies, Inc. Inflatable catheter for selective organ heating and cooling and method of using the same
US6379378B1 (en) 2000-03-03 2002-04-30 Innercool Therapies, Inc. Lumen design for catheter
US6096068A (en) 1998-01-23 2000-08-01 Innercool Therapies, Inc. Selective organ cooling catheter and method of using the same
US6551349B2 (en) 1998-03-24 2003-04-22 Innercool Therapies, Inc. Selective organ cooling apparatus
US6338727B1 (en) 1998-08-13 2002-01-15 Alsius Corporation Indwelling heat exchange catheter and method of using same
GB2341449B (en) * 1998-09-11 2003-03-26 Oxford Magnet Tech Stabilisation of a magnetic field of a magnetic reasonance imaging apparatus
US7914564B2 (en) * 1999-02-09 2011-03-29 Innercool Therapies, Inc. System and method for patient temperature control employing temperature projection algorithm
JP3781166B2 (ja) * 1999-03-26 2006-05-31 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および静磁場均一度維持方法
US6377834B1 (en) * 1999-05-19 2002-04-23 Wisconsin Alumni Research Foundation Real time in vivo measurement of temperature changes with contrast enhanced NMR imaging
JP4526648B2 (ja) * 1999-09-09 2010-08-18 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US6648906B2 (en) 2000-04-06 2003-11-18 Innercool Therapies, Inc. Method and apparatus for regulating patient temperature by irrigating the bladder with a fluid
US6641520B2 (en) * 2001-01-29 2003-11-04 Electro Magnetic Resources Corp. Magnetic field generator for therapeutic applications
US6559644B2 (en) * 2001-05-30 2003-05-06 Insightec - Txsonics Ltd. MRI-based temperature mapping with error compensation
US7794230B2 (en) * 2002-09-10 2010-09-14 University Of Vermont And State Agricultural College Mathematical circulatory system model
US7300453B2 (en) * 2003-02-24 2007-11-27 Innercool Therapies, Inc. System and method for inducing hypothermia with control and determination of catheter pressure
US7078903B2 (en) * 2003-05-23 2006-07-18 Johns Hopkins University Steady state free precession based magnetic resonance thermometry
WO2005008258A2 (en) * 2003-07-07 2005-01-27 Johns Hopkins University A radiometric approach to temperature monitoring using a magnetic resonance scanner
US20060064002A1 (en) * 2004-09-20 2006-03-23 Grist Thomas M Method for monitoring thermal heating during magnetic resonance imaging
US9207299B2 (en) * 2006-02-28 2015-12-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging apparatus
US7271591B1 (en) * 2006-03-15 2007-09-18 General Electric Company Methods and apparatus for MRI shims
US7786729B2 (en) * 2006-10-31 2010-08-31 Regents Of The University Of Minnesota Method for magnetic resonance imaging
US8478380B2 (en) 2007-05-04 2013-07-02 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance thermometry in the presence of water and fat
US9289154B2 (en) * 2009-08-19 2016-03-22 Insightec Ltd. Techniques for temperature measurement and corrections in long-term magnetic resonance thermometry
US20110046475A1 (en) * 2009-08-24 2011-02-24 Benny Assif Techniques for correcting temperature measurement in magnetic resonance thermometry
US8368401B2 (en) * 2009-11-10 2013-02-05 Insightec Ltd. Techniques for correcting measurement artifacts in magnetic resonance thermometry
US8810246B2 (en) * 2010-01-19 2014-08-19 Insightec Ltd. Hybrid referenceless and multibaseline PRF-shift magnetic resonance thermometry
US8326010B2 (en) 2010-05-03 2012-12-04 General Electric Company System and method for nuclear magnetic resonance (NMR) temperature monitoring
JP5738614B2 (ja) * 2011-01-31 2015-06-24 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
EP2500740A1 (de) * 2011-03-17 2012-09-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Beschleunigte Magnetresonanzthermometrie
US9320644B2 (en) * 2011-07-25 2016-04-26 Neurosave, Inc. Non-invasive systems, devices, and methods for selective brain cooling
KR101880629B1 (ko) * 2016-11-29 2018-07-20 (주)아이티로그 최소자승법을 이용한 체온 관리 시스템
KR101976136B1 (ko) * 2017-05-26 2019-05-07 금오공과대학교 산학협력단 다항식의 최소자승법을 이용한 체온 관리 시스템
US11119169B2 (en) * 2019-04-10 2021-09-14 New York University Multi-nuclear absolute MR thermometry
CN112834542B (zh) * 2020-02-27 2024-03-22 苏州纽迈分析仪器股份有限公司 一种同时测量岩心分层含水率和孔径分布的方法

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4558279A (en) 1983-03-07 1985-12-10 University Of Cincinnati Methods for detecting and imaging a temperature of an object by nuclear magnetic resonance
JP3160351B2 (ja) 1992-03-13 2001-04-25 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
JP3346800B2 (ja) 1992-09-18 2002-11-18 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
JPH06315541A (ja) * 1993-03-12 1994-11-15 Toshiba Corp 画像診断装置を用いた治療装置
US5492122A (en) * 1994-04-15 1996-02-20 Northrop Grumman Corporation Magnetic resonance guided hyperthermia
US5711300A (en) * 1995-08-16 1998-01-27 General Electric Company Real time in vivo measurement of temperature changes with NMR imaging
JP3586047B2 (ja) * 1995-09-13 2004-11-10 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7542793B2 (en) * 2002-08-22 2009-06-02 Mayo Foundation For Medical Education And Research MR-guided breast tumor ablation and temperature imaging system
DE102008049605A1 (de) * 2008-09-30 2009-12-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Darstellung einer nicht-invasiv ermittelten Temperaturinformation sowie medizinisches Temperaturmessgerät

Also Published As

Publication number Publication date
DE19907137B4 (de) 2007-05-03
US6194899B1 (en) 2001-02-27
JPH11225991A (ja) 1999-08-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19907137A1 (de) Temperaturüberwachungsverfahren, Temperaturüberwachungsgerät und Magnetresonanzgerät
EP0731362B1 (de) MR-Verfahren und MR-Gerät zur Durchführung des Verfahrens
DE69734923T2 (de) Verfahren zur durchführung von angiographie mittels magnetischer resonanz unter verwendung eines kontrastmittels
DE60026474T2 (de) Messung von atmungsbedingter Bewegung und Geschwindigkeit unter Verwendung von Navigator-Echosignalen der bildgebenden magnetischen Resonanz
DE19811349C1 (de) Verfahren zur Kontrastmittelverfolgung mittels eines bildgebenden medizinischen Geräts und Steuervorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE4428503C2 (de) Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer Resonanz
DE10203237B4 (de) Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung mit automatischer Anpassung des Messfeldes
DE10117752C1 (de) Kernspintomographievorrichtung mit einer Einrichtung zur Bewegungskorrektur
DE19813733A1 (de) Verfahren zur Extraktion von Deformationen aus geschwindigkeitskodierten Magnetresonanzbildern des Herzens
DE102016202254B4 (de) Modellfreies Ermitteln von Bildbereichen mit anomaler Diffusion anhand von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten
DE102018218471B3 (de) Verfahren zur Magnetresonanzbildgebung mit Zusatzgradientenpulsen, Magnetresonanzeinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger
DE10345082A1 (de) Magnetresonanz-Bildgebungseinrichtung
DE102014219785A1 (de) Betrieb eines bildgebenden medizinischen Untersuchungsgeräts mit einer Mehrzahl an Teilsystemen
DE3512437A1 (de) Mit kernmagnetischer resonanz arbeitendes diagnosegeraet
DE10318428A1 (de) Echtzeit-gesteuerte optimierte Magnet-Resonanz-Bildgebung unter Berücksichtigung von Geräte- und Patienten-spezifischen Grenzwerten
DE102014206929B4 (de) Unterdrückung unerwünschter Kohärenzpfade in der MR-Bildgebung
EP3382413B1 (de) 2d navigatortechnik in der mrt
DE102010061974B4 (de) NMR-Verfahren und MR-Vorrichtung zur Phasenkorrektur bei gemischten Geweben
DE102008039340B4 (de) Verfahren zur Aufzeichnung und Darstellung von Kalibrierungsbildern sowie Magnet-Resonanz-Gerät
DE102019215046B4 (de) Verfahren zur Kompensation von Wirbelströmen bei einer Erfassung von Messdaten mittels Magnetresonanz
DE102014201499A1 (de) Verfahren und medizinische Bildgebungseinrichtung zur Bestimmung der Perfusion
DE3938370A1 (de) Kernspintomographieverfahren und kernspintomograph zur durchfuehrung des verfahrens
EP3382414A1 (de) Verfahren zur durchführung einer angiographischen messung und erstellung einer angiographie
DE102013219747B4 (de) Bestimmung von Anregungsprofilen von Anregungspulsen in der Magnetresonanztechnik
DE102020205692A1 (de) Verfahren zur Diffusionsbildgebung mit einer Magnetresonanzeinrichtung, Magnetresonanzeinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger

Legal Events

Date Code Title Description
OP8 Request for examination as to paragraph 44 patent law
8364 No opposition during term of opposition
8339 Ceased/non-payment of the annual fee