随着连续卧榻移动进行磁共振投影血管造影的方法和装置的制作方法

专利名称：随着连续卧榻移动进行磁共振投影血管造影的方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明一般地涉及如在医学中应用于检查患者的核自旋断层造影(同义词磁共振断层造影，MRT)。本发明尤其涉及改进常规MR血管造影拍摄技术的一种新的拍摄技术。
背景技术：
MRT以核自旋共振的物理现象为基础，并作为成像方法成功地应用于医学和生物物理中已有超过15年的历史。在这种检查方法中，将物体置于强的恒定磁场中。由此，使物体中原来不规则的原子的核自旋被对准。高频波此时能够将“有序的”原子核自旋激励成特定的振荡。这种振荡产生MRT中的实际测量信号，借助于适当的接收线圈将该测量信号接收。在此，通过使用由梯度线圈产生的空间上线性变化的磁场，可以对测量物体在所有三个空间方向上进行空间编码，这通常被称为“位置编码”。
在MRT中，数据的记录在所谓的k空间(同义词频率空间)中进行。在所谓的图像空间中，MRT图像借助于傅立叶变换与k空间中的MRT数据相关联。在k空间上延展的对象的位置编码借助于在所有三个空间方向上的梯度进行。在此，对层的选择(在对象中确定一个拍摄层，例如在z轴上)、频率编码(确定该层中的一个方向，例如在x轴上)和相位编码(确定该层中的第二维，例如在y轴上)进行区分。此外，可以通过例如沿z轴的相位编码在3D成像中将所选择的层进行划分。
因此，首先例如在z方向上选择性地激励一个层，并在必要时在x方向上进行相位编码。在该层中位置信息的编码通过组合相位编码和频率编码实现，借助于该编码产生两个已经提到的正交梯度场，其在一个在z方向上激励的层的举例中通过同样已经提到的梯度线圈在x和y方向上产生。
为了测量待检查对象的完整的层，将成像序列(例如梯度回波序列，FLASH)对不同的相位编码梯度值例如Gy重复N次，其中，各HF激励脉冲在时间上的距离被称为重复时间TR。在每个序列通过时，对核共振信号(例如梯度回波信号)通过以Δt定时的模拟数字转换器(Analog DigitalWandler，ADC)，在读出梯度Gx存在的条件下同样以相等的时间长度Δt进行N次扫描、数字化和存储。以这种方式得到逐行产生的、具有N×N个数据点的数字矩阵(在k空间的矩阵或者k矩阵)。由这种数组，可以通过傅立叶变换，以N×N像素的分辨率直接再现所观察层的MRT图像(具有N×N数据点的对称矩阵只是一个例子，也可以产生非对称矩阵)。出于物理的原因，k矩阵中心区域的值主要包含关于对比度的信息，而k矩阵边缘区域的值主要包含关于变换的MRT图像的分辨率的值。
以所示出的相同的方式，可以在所有方向上拍摄人体的层析图像。MRT方法作为在医学诊断中的层析成像方法，其突出之处首先在于其是“非侵入”检查法。尽管如此，尤其是在给出对比度的血管造影拍摄中(即拍摄人体中的血管，特别是在供血器官中)，在负MR成像时受到限制，但这些限制可通过使用造影剂而被极大地扩展。造影剂在磁共振断层造影中的作用通常是基于对对比度起决定作用的参数的影响，如纵向或横向驰豫时间T1或T2。在临床应用中，采用了三价钆Gd3+，该元素具有缩短T1的作用。通过化合在所谓的螯合络合物(DTPA，二乙撑三胺五乙酸)中，钆失去其毒性，因而Gd-DTPA一般可以应用于静脉内。选择直接导向心脏的静脉，心脏将造影剂最终分布到整个动脉系统中，通常从主动脉弓直到脚趾尖。对于常用序列(T1加权自旋回波序列、梯度回波序列等)，加速的T1驰豫起到增强MR信号的作用，即在MR图像中对所涉及的组织的更为明亮的显示。通过这种方式，可以对例如头部、颈部、心脏或肾脏血管测量出清晰和富含对比度的图像。
这类在磁共振断层造影中由造影剂支持的方法一般称为“对比度增强的血管造影”(英语Contrast Enhanced MRAngiography，CE MRA)。造影剂支持的血管拍摄的质量主要取决于对描述测量特性的顺序步骤(Abfolgeschritt)的时间协调，这一般称为时序或造影剂时序。起决定作用的顺序步骤是注入造影剂，测量持续时间以及测量k域矩阵的中部。为了获得尽可能好的拍摄对比度，要力争在测量k矩阵中部区域时，使在感兴趣的待拍摄区域(英语FOV，Field Of View，视野)中的造影剂浓度最大。由于这个原因，根据现有技术的对比度增强的血管造影是按以下方式进行的在身体中向静脉内注入造影剂，造影剂通过心脏均匀地分布到动脉血管系统，特别是从主动脉弓直到脚趾尖。在此，尝试使用造影剂流通(也称为“小块(Bolus)”)测量技术，其中，相继激励身体中感兴趣的FOV中的块。在测量完一块后，通过移动患者卧榻将患者例如向头的方向移动一个块宽，以同样大小的下一块的形式激励一段新的血管，并进行测量。对宽度例如在10至15厘米的3D块的测量大约持续22秒，因此，对从心脏到脚趾尖的全身测量约需1.5分钟。
由于这种现有技术中的逐段测量的相对长的测量时间，使得不能准确地跟踪造影剂的流动。这一方面导致图像是对不同的造影剂相位测得的，另一方面导致静脉中的造影剂聚集也被拍摄下来。动脉系统和静脉系统的重叠使得所拍摄的血管造影无法利用。

发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法，以改进核共振断层造影中的血管造影拍摄。
本发明的目的通过一种对在患者卧榻上躺卧的身体进行血管造影MRT测量的方法实现，该方法具有以下步骤(1)在沿身体的纵向接通层选择梯度的同时，通过射入高频脉冲激励块状体积形式的身体层，其中，在激励的开始使该块状体积处于基本磁场磁铁的均匀空间的边缘，其宽度在层选择方向上小于最大可能的FOV，(2)通过在层选择方向上设置相位编码梯度以及在垂直于该相位编码梯度方向和在患者卧榻平面内设置频率编码梯度，对该块状体积进行立体扫描，(3)通过均匀连续地移动患者卧榻来均匀连续地移动身体，使得该块状体积均匀地移动通过基本磁场磁铁的均匀空间，以及(4)相应于患者卧榻的移动，同步均匀连续地控制梯度磁场，使得待扫描的块相对于患者卧榻、也就是相对于患者身体没有相对运动，直到该块状体积到达基本磁场磁铁均匀空间的另一端并且测量完成。
按照本发明，上述步骤(1)至(4)这样重复，即基本磁场磁铁的均匀空间相对于身体运动，直到对所期望的身体区域完成了块状测量。
优选地，在测量结束时将所测量的身体区域综合到一综合图像中。
按照本发明，在对各块进行激励之后，对其从不同的投影方向进行测量。
在此，所述投影方向具体为纵向和/或45°冠矢向和/或-45°冠矢向。
此外，按照本发明，还提供了一种磁共振断层造影设备，用于实施本发明的上述方法。
本发明还涉及一种计算机软件产品，当将该软件产品在与磁共振断层造影设备连接的计算装置中运行时，能实现本发明的方法。


下面，借助于附图所示实施方式对本发明的其它优点、特征和特性进行更详细地说明。其中，图1示意地示出了一台核自旋断层造影设备，图2示出了按照现有技术的3D血管造影测量的示意图，图3示出了按照现有技术的逐块3D血管造影测量从透视的角度看梯度磁场的设置，图4示出了按照本发明的投影血管造影测量的过程，图5示出了按照本发明的投影血管造影测量在冠状投影下从透视的角度看梯度磁场的设置，图6示出了造影剂在静脉和动脉血管系统中在时间上的流动特性。
具体实施例方式
图1示意地示出了一台核自旋断层造影设备，其具有按照本发明的改进的投影血管造影拍摄技术。这里，该核自旋断层造影设备的构造与常规断层造影设备的构造相同。基本磁场磁铁1产生时间上恒定的强磁场，用于极化或对准如人体待查部位的对象的检查区域中的核自旋。核自旋共振测量所要求的高度均匀的基本磁场性被定义在球型测量空间M中，待检查的人体部分被置于该空间中。为了支持对均匀性的要求，以及特别是消除时间上不变的影响，在适当的位置安装了由铁磁材料制成的填隙片。时间上变化的影响则通过由补偿电源15控制的补偿线圈2消除。
在基本磁场磁铁1中安装了一个由三个子绕组组成的圆柱型梯度线圈系统3。每个子绕组由一个放大器14供以电流，以在笛卡儿坐标系的各方向上产生一个线性梯度磁场。其中，梯度线圈系统3的第一子绕组产生层选择梯度Gs，第二子绕组产生频率编码梯度GF，而第三子绕组产生相位编码梯度GP。按照本发明，在冠状投影下，频率编码梯度GF处于相对于患者从左向右方向，而另外两个梯度，即层选择梯度GS和相位编码梯度GP则处于相同的方向，即沿身体纵轴的方向。以下将对本发明的这种梯度设置的原因进行详细描述。
此外，每个放大器14包括一个数模转换器，该转换器由序列控制器18控制，用于准时地产生梯度脉冲。
在梯度线圈系统3内有一个高频天线4，它将由高频功率放大器给出的高频脉冲变换为交变磁场，用于激励待检对象或对象的待查部位的核并对准核自旋。高频天线4还将由上述核自旋出发的交变磁场，即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲的脉冲序列引起的核自旋回波信号，变换成电压，该电压通过电压放大器7送至高频系统22的高频接收信道8。该高频系统22还包括发送信道9，在该信道中产生用于激励磁核共振的高频脉冲。在此，各高频脉冲根据由设备计算机20给定的脉冲序列在序列控制器18中用复数序列数字地表示出来。该数的序列作为实部和虚部分别通过输入12送至高频系统22中的数模转换器并从那送至发送信道9。在发送信道9中将该脉冲序列调制到一个高频载波信号上，该载波信号的基频对应于测量空间中核自旋的谐振频率。
通过发射接收转换器6实现由发射运行到接收运行的转换。高频天线4向测量空间M发射高频脉冲以激励核自旋，并对所产生的回波信号进行扫描。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8中被相位敏感地解调，并分别通过模数转换器被变换成测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17将从由此获得的测量数据中再现图像。测量数据、图像数据和控制程序的管理通过设备计算机20进行。根据控制程序的预先规定，序列控制器18控制各所需脉冲序列的产生和对k空间的相应扫描。其中，序列控制器18尤其控制梯度的准时接通、以特定相位和振幅发送高频脉冲以及对核共振信号的接收。高频系统22和序列控制器18的时间基准由合成器19提供。MRT设备的配置、对用于产生核自旋图像的相应控制程序的选择以及对所产生的核自旋图像的显示通过终端21实现，该终端包括一个键盘以及一个或多个显示器。
使用者可以在终端21的显示屏上调用(英语Pop-Up，弹出)不同的卡片，通过它们可以相应地配置MRT设备。这些卡片由设备计算机20产生。在这些卡片中显示输入窗口，使用者可在其中输入测量参数值，并由此设置MRT设备。这些卡片根据主题分类。这样，例如有对比度卡片(KONTRAST卡片)，其中除了其它还可以设定翻转角(Flipwinkel)；程序卡片(ROUTINE卡片)，在其中可以输入例如回波时间、重复时间和层数；分辨率卡片(AUFLOESUNG卡片)，在其中可以配置k矩阵；序列文件(SEQUENZ-Datei)，在其中可以选择所期望的序列类型(梯度回波序列、稳态自旋回波序列、True-Fisp、EPI、FLASH等)，等等。
在血管造影拍摄中尤其重要的是，使各身体区域与注入造影剂的时刻保持正确的关系，并由此来测量造影剂的时间-位置变化。
图6示出了在一特定激励的身体段的静脉和动脉血管系统中的造影剂积聚在时间上的变化曲线。在造影剂注入时刻T1之后，动脉系统中的信号强度上升。直到在动脉血管系统中造影剂聚积到足够浓度(最大值的75-80％)的时间段(t1到t2)通常被称为动脉块流动时间(Bolus-Anflutungs-Zeit，英语Bolus Arrival Time，BAT)。再过一时间段(t2到t3)后，积聚了造影剂的血液经毛细血管到达静脉血管系统，静脉血管系统从时刻t3开始同样提供强的信号。
对静脉造影剂聚积可以对CE MRA测量的影响已经进行了说明当对一选出的特定激励区域进行的实际造影剂测量在时间上落入静脉系统造影剂大量积聚的区域时，动脉和静脉血管将在图像中重叠，使得所拍摄的图像无法利用。
因此，按照本发明，应这样进行测量，即在CE MRA拍摄时静脉造影剂积聚不会在各当前测量空间中造成较强的信号。直观地说，就是在动脉BAT(t2)和静脉BAT(t3)之间的时间段内进行对各被激励的测量区域的测量(图6)。
按照本发明，这种拍摄方法是这样实现的，即将常规MR血管造影技术与连续地移动患者卧榻相结合。
如在本文开始所述，常规MR血管造影是这样进行的在注入造影剂后，逐步移动患者，并逐块跟踪造影剂积聚(流动)和进行测量(通常在利用造影剂进行拍摄之前，对感兴趣的身体区域进行没有造影剂积聚的所谓负测量，在利用造影剂测量之后，将其从造影剂拍摄的图像中减去，以消除不重要的组织)。图2从患者的侧面示意性地示出了这种方法其中示出了位于患者卧榻5上的待查患者，其被相对于虚线示出的基本磁场磁铁的圆形均匀空间移动了三步。首先，在注入造影剂后，在FOV内通过相应地接通梯度激励包含下腹部的块B1，在对块B1扫描时，患者卧榻保持不动。在扫描之后，将患者卧榻移动一个块宽，使包含大腿的直接后续块B2在FOV中被激励并被测量。在该第二次测量之后，患者卧榻继续向前移动，对包含小腿的块B3进行测量。
在图3中，示出了这种常规血管造影拍摄法的透视图。在这种常规方法中，对块的测量是这样实现的通过层选择梯度在例如块的y方向上定义的块厚来激励。为了获得块内的三维数组，在例如y方向上将块厚借助于在y方向上的其它相位编码划分为许多更薄的部分。以这种方式，将在每个块中获得堆形式(stapelfoermig)的原始数组(k空间矩阵)，依据该数组，通过设备计算机中的图像处理过程，计算出血管造影MRT图像。以从左向右方向进行相位编码的原因在于缩短测量时间。特别是通过其来选择3D堆中的各个层、位于垂直于身体平面的平面内的相位编码，是非常耗时的，其确定了对块的MRT测量的实际时间范围。目前，对一块的拍摄约需22秒，这导致不能对造影剂的流动实时跟踪，而使静脉血管在过后的图像中可见。
现在，本发明提供一种将MR血管造影与连续移动患者卧榻相结合的方法。在此，按照图4，在FOV中通过沿身体纵方向设置的层选择梯度激励宽约为15cm的层B4，它被显示为这样的块在这种情况下包含大腿区域。为了测量该块B4的投影，按照本发明，在激励该块后，将身体纵方向用作相位编码方向。频率编码方向在冠状投影方向下以从左向右方向垂直于身体纵轴，并垂直于患者躺卧平面的法线。由于按照本发明层选择方向与相位编码方向一致，并因此待测量的FOV在相位编码方向已知且受到特定的限制，因此可以具有优点地在相位编码方向上避免折叠伪影，并大大缩短测量时间。
在通过基本磁场磁铁1和梯度线圈系统3激励之后，通过序列控制器18在最短的测量时间内对被激励的块B4在投影方向上垂直于身体平面进行高分辨立体扫描，典型地为每块(每个投影)2.5秒。在对块进行扫描时，患者卧榻5均匀地连续移动(约为6cm/s)。为了避免图像模糊，按照本发明，对这种卧榻移动必须在所有三个梯度(层选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度)上进行连续扫描，由此使得待测块相对于身体没有相对运动。这是通过利用适当的偏移值来加载各梯度电流或通过将各梯度场与一附加磁场(例如通过附加线圈)相叠加来实现的。因此，为了保证正确的梯度场扫描，应使z方向上的块厚小于最大可能FOV的一半(图4)。由此获得的对动脉血管系统的逐块投影拍摄垂直于身体平面。图5透视地示出了按照本发明的梯度定向和所获得的块(对于冠状投影方向的情况)。
为了说明本发明的方法，下面进行一个举例计算以下计算涉及一种西门子公司的扫描器类型“Magnetom Sonata”。这种扫描器目前具有一直径为400mm的球形均匀空间，使用“FLASH”类型的3D梯度回波序列。
在俯视图上，激励块的量度为350mm×150mm。k矩阵(测量矩阵)在0.342mm×0.342mm的最大平面内分辨率下在水平平面上有1024×439个像素。
在预先给定的重复时间TR＝5.0ms下，每块的测量时间T块为T块＝5.0ms*439＝2.465s(每个投影)。
对于Δz＝140cm的最大可能成像长度(由MRT设备Magnetom Sonata的构造方式确定)，可以随着患者卧榻的连续移动进行10次测量(宽为15cm的10块)。由此，总的测量时间T总为T总＝10*2.465s≈25s。
卧榻移动的连续速度一方面取决于块厚(在此为15cm)，另一方面取决于(平面内)分辨率(这里为100％)v＝15.0cm/2.465s＝6.09cm/s。
在例如每块三个投影(纵向(frontal)、+45°、-45°)的情况下，卧榻移动速度降低的系数约为3v＝15.0cm/(3*2.465s)＝2.03cm/s。
以下对本发明的特点以及其所带来的优点进行总结1.通过均匀连续地卧榻移动可实时跟踪例如从主动脉弓直到脚趾尖的动脉造影剂小块(Bolus)(造影剂流动)，由此一方面可获得很高的空间和时间分辨率，另一方面没有动脉系统和静脉系统的重叠。
2.通过将均匀连续的卧榻移动与优化的相位编码技术相结合可以大大缩短(总的)测量时间。其优点例如在于，可以大大降低造影剂的剂量。此外，可在很短时间内对任意投影方向进行测量，如在约3秒内测量三个投影方向(纵向，+45°冠矢向，-45°冠矢向)。此外，按照本发明的相位编码技术可防止例如由于患者较胖造成的折叠伪影。
3.按照本发明的拍摄技术一方面与IPA(英语Integrated PanoramicArray，集成全景阵列)兼容，另一方面与PAT(英语Parallele AkquisitionsTechnik，并行采集技术)兼容，而无须实现特殊的阵列线圈。可在设备计算机中以简单的方式将各投影加以合并。由于向FOV内送入的各拍摄块在z方向上约为30cm，因此专用的MR血管造影扫描器可具有较短的基本磁场磁铁，这可大大节省费用。
权利要求
1.一种对在患者卧榻上躺卧的身体进行血管造影磁共振断层造影测量的方法，该方法具有以下步骤(1)在沿身体的纵向接通层选择梯度的同时，通过射入高频脉冲激励块状体积形式的身体层，其中，在激励的开始使该块状体积处于基本磁场磁铁的均匀空间的边缘，其宽度在层选择方向上小于最大可能的FOV，(2)通过在层选择方向上设置相位编码梯度以及在垂直于该相位编码梯度方向和在患者卧榻平面内设置频率编码梯度，对该块状体积进行立体扫描，(3)通过均匀连续地移动患者卧榻来均匀连续地移动身体，使得该块状体积均匀地移动通过基本磁场磁铁的均匀空间，以及(4)相应于患者卧榻的移动，同步均匀连续地控制梯度磁场，使得待扫描的块相对于患者卧榻、也就是相对于患者身体没有相对运动，直到该块状体积到达基本磁场磁铁均匀空间的另一端并且测量完成。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤(1)至(4)这样重复，即FOV相对于身体运动，直到对所期望的身体区域完成了块状测量。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，将所测量的身体区域综合到一综合图像中。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在对各块进行激励之后，对其从不同的投影方向进行测量。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述投影方向具体为纵向和/或45°冠矢向和/或-45°冠矢向。
6.一种磁共振断层造影设备，用于实施根据上述权利要求1至5中任一项所述的方法。
7.一种计算机软件产品，其特征在于，当将该软件产品在与磁共振断层造影设备连接的计算装置(18)(20)中运行时，能实现根据上述权利要求1至5中任一项所述的方法。
全文摘要
本发明涉及对位于卧榻上的身体进行血管造影MRT测量的方法，其步骤为(1)在沿身体纵向接通层选择梯度的同时，射入高频脉冲激励块状体积形式的身体层，在激励的开始使该体积处于基本磁场磁铁均匀空间的边缘，其宽度在层选择方向上小于最大可能的FOV，(2)在层选择方向上设置相位编码梯度，在垂直于该相位编码梯度方向和在卧榻平面内设置频率编码梯度，对该体积进行立体扫描，(3)均匀连续地移动卧榻，使该体积均匀地移动通过基本磁场磁铁的均匀空间，(4)相应于卧榻的移动同步均匀连续地控制梯度磁场，使待扫描的块相对于卧榻没有相对运动，直到该体积到达基本磁场磁铁均匀空间的另一端并测量完成。
文档编号A61B5/055GK1517066SQ200410001960
公开日2004年8月4日 申请日期2004年1月16日 优先权日2003年1月16日
发明者雷纳·基尔希, 雷纳 基尔希 申请人:西门子公司