CN1504761A - 用于改善在磁共振断层造影中通量测量的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于在磁共振断层造影的一个运动周期中进行速度分辨的通量测量的方法，该方法具有以下步骤：－借助于MRT设备拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像(29)，－在显示器(21)上显示该概貌图像(29)，－在该运动周期中，约同时地测量所选区域的一个解剖学图像序列，以及一个在该所选区域内标出的区域的速度分辨的图像序列，－将该两个图像序列显示在显示器(21)上，其中，在显示这些图像序列时，将速度分辨图像序列的每一幅速度分辨的图像集成到在时间上对应的解剖学图像序列的解剖学图像中。

Description

用于改善在磁共振断层造影中通量测量的方法
技术领域
本发明一般地涉及如应用在医学中检查患者的核自旋断层造影(同义词：磁共振断层造影，MRT)。本发明尤其涉及一种方法，用于改善在例如显示流通血液的血管系统的磁共振断层造影中的通量测量(Flussmessung)。
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在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，将待查物体置于强的恒定磁场中。这样，物体中原来不规则的原子核自旋将被对齐。高频波此时能够将“有序的”原子核自旋激励成特定的振荡。这种振荡在MRT中产生实际的测量信号，该信号借助于适当的接收线圈接收。其中，通过由梯度线圈产生的不均匀磁场的作用，可以对测量物体在所有三个空间方向上进行编码，这通常被称为“位置编码”。
在MRT中，数据的记录在一个所谓的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。对象在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，通常是在z轴上)、频率编码(确定该层中的一个方向，通常是在x轴上)和相位编码(确定该层中的第二维，通常是在y轴上)进行区分。此外，可以通过沿z轴的相位编码将所选择的层细分为其它层。
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z轴上进行相位编码。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。
在图4a和图4b中示出了在MRT实验中记录数据的可能形式。所使用的序列是一个自旋回波序列。在该序列中通过一个90°激励脉冲在x-y平面内实现自旋的磁化。随着时间的延续(1/2TE；TE是回波时间)出现磁化部分的相位移后，该磁化部分在x-y平面Mxy中构成了总的横向磁化。经过一定的时间(例如1/2TE)一个180°脉冲这样照射到x-y平面上，即，在不改变单个磁化部分的进动方向和进动速度的情况下，使相位移后的磁化成分反射。再经过一个时间长度1/2TE之后，该磁化成分又在同一个方向上，即出现了一个称为“再相位化(Rephasierung)”的横向磁化的再生成。横向磁化的完整再生成被称为自旋回波。
为了测量待测量对象的完整的层，将成像序列对于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(自旋回波信号)通过按Δt定时的模拟数字转换器(Analog Digital Wandler，ADC)，在读出梯度Gx存在的条件下同样按等距离的时间长度Δt被扫描、数字化和存储N次。按照这种方式，根据图4b得到逐行产生的、具有NxN数据点的数字矩阵(在k空间的矩阵或者k矩阵)。由这种数据组，可以通过对MRT图像的直接傅立叶变换，按NxN像素的分辨率再现所观察的层(具有NxN数据点的对称矩阵只是一个例子，也可以产生非对称矩阵)。
在磁共振断层造影中，速度分辨的通量测量可以确定在运动周期(呼吸、心脏跳动)中在特定血管中流动的介质平均速度的变化，或者确定在一个定义的运动时刻在感兴趣的流通血管区域的横向截面中的速度分配。特别感兴趣的例如是在心脏周期(从心脏收缩至心脏收缩)中在主动脉中血液的速度变化。
对于这种在运动期间的测量，即在一个待测量周期内的测量，目前几乎同时地记录两种数据组：一个解剖学图像序列以及一个速度编码的图像序列。通常这两种序列的拍摄频率为大约每周期20幅图像。图像采集的同时性是这样实现的，即，变换地拍摄一个序列的一幅图像，随后拍摄另一个序列的一幅图像，其中，在采集速度编码的图像序列时，在流动方向上施加一个恒定的梯度，该梯度与不同的序列参数(重复时间、触发角等)以及在所涉及的血管中的流速相匹配，以便实现优化的速度分辨。两个序列的拍摄层典型地与待显示的血管垂直。因此，在流动方向上附加的(相位编码的)梯度是必须的，以便能够将流动介质的每个体素(Voxel)按照与速度相关的相移和由此在其中包含的核自旋的共振信号的强度与定义的速度相关联。
迄今为止，多数情况下在对患者检查结束之后，对两个序列借助于后处理软件(英语为：Post-Processing-Sortware)进行显示和分析。因此，不能在数据采集之后紧接着进行通量测量的可视化。目前，只能在后处理之后分开地显示解剖学和速度编码的图像序列。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法，以便在磁共振断层造影的通量测量中实现立即处理(在线)和对测量结果的改进的整理。
本发明的目的通过一种用于在磁共振断层造影的一个运动周期中进行速度分辨的通量测量的方法实现，该方法具有以下步骤：
-借助于MRT设备拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像，
-在显示器上显示该概貌图像，
-在该运动周期中，准同时地测量所选区域的一个解剖学图像序列，以及一个在该所选区域内标出的区域的速度分辨的图像序列，
-将该两个图像序列显示在显示器上，
按照本发明，在显示这些图像序列时，将速度分辨图像序列的每一幅速度分辨的图像集成到在时间上对应的解剖学图像序列的解剖学图像中。
优选地，在测量期间或紧接测量之后自动地进行对标出区域的关于速度分辨的图像序列的分段。因此，可以跟踪待测量区域的可能变化的轮廓。通常的分段算法是公知的。
为了便于使用者在所示图像序列的基础上进行解释或者诊断，按照本发明，对所述速度分辨的图像序列进行颜色编码。
这种颜色编码优选地按照超声成像标准实现。
按照本发明，在测量期间或紧接测量之后对测量数据进行处理使得可以将对测量结果的显示以适当排列的图像顺序的形式或者以电影的形式，紧接测量之后在显示器的用户接口上进行。
按照本发明，待测量的组织区域由使用者手动地标示出。这里，也可以在概貌图像上同时标示出多个血管区域，以便可以同时进行速度分辨的测量。
按照本发明，对血管的速度分辨的测量是根据待测量对象的运动周期考虑的。这种周期包括呼吸、心脏运动或其它运动形式的时间周期。在此，在大约每周期20幅图像的情况下给出了图像序列的良好分辨。
此外，本发明提供了一种核自旋断层造影仪，其适合于实施本发明的方法。
同样，本发明提供了一种计算机软件产品，当将该软件产品在与所述核自旋断层造影仪连接的计算装置中运行时，能实现按照本发明的方法。
附图说明
下面，对本发明的优点、特征和特性借助于附图所示优选实施方式进行详细说明。其中，
图1示意地示出了一台核自旋断层造影仪，
图2a示出了一个胸腔纵隔中主动脉横截面形式的概貌图像(英语为：Localizer，定位图像)，
图2b示出了其中以圆形ROI(Region of Interest，感兴趣区域)标出用于速度分析的区域(主动脉横截面)的概貌图像，
图2c示出了在ROI中一个解剖学图像与对应的速度编码的图像的组合，
图2d示出了放大的ROI中速度编码的图像，
图3a以断面示出了一个垂直于流通血液的血管的激励层，
图3b以曲线示意地示出了激励层纵向磁化的饱和过程，
图3c以曲线示出了流入激励层的血液的磁化饱和过程，
图4a示意地示出了自旋回波序列的梯度脉冲电流函数的时间变化，
图4b示意地示出了对按照图4a的自旋回波序列的k矩阵的时间扫描。
具体实施方式
图1示意地示出了一台核自旋断层造影仪，使用该核自旋断层造影仪可以进行按照本发明方法的优化通量测量。这里，该核自旋断层造影仪的构造与常规断层造影仪的构造对应。基本磁场磁铁1产生时间上恒定的强磁场，以使例如人体待查部位的对象的检查区域中的核自旋被极化或者对齐。核自旋共振测量所要求的基本磁场的高度均匀性在一个球型测量空间M中被定义，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，在合适的位置加装了由铁氧磁性材料制成的填隙片。时间上变化的影响通过由补偿电源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。每个子绕组通过一个放大器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x方向上的梯度Gx，第二子绕组产生y方向上的梯度Gy，而第三子绕组产生z方向上的梯度Gz。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的内有一个高频天线4，它将由高频功率放大器给出的高频脉冲变换成一个交变磁场，用于激励待检查对象或对象的待检查部位的核并使核自旋对齐。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。其中，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中的一个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上，该载波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发射高频脉冲来激励核自旋，并扫描所产生的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8中相位敏感地被解调制，并分别通过一个模数转换器变换成测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17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、以特定相位和幅度发送高频脉冲以及核共振信号的接收。高频系统22和序列控制器18的时间基准由合成器19提供。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。
按照本发明，在进行通量测量时应该可以按照所谓的“测验卡(Exam-Karte)”对所描述的MRT设备进行配置。该测验卡是一种虚拟的用户接口，其在终端21的显示器上被显示给使用者。通过该测验卡例如可以设置在流动方向上速度编码的梯度。该接口还提供了例如借助鼠标图形地标示作为ROI的关于流速的待分析区域的可能性。测量结果可以在这个卡上(例如以短的电影片段的形式)紧接测量之后显示出来，或者由使用者选择单个的图像，并以不同的放大尺寸显示出来。
下面，借助图2a至2d说明对用于通量测量或按照本发明的方法优化的MRT设备：
首先，从待测量的层拍摄一幅概貌图像(英语：Localizer，定位图像)，在该层中可以良好地识别待分析的血管区域。在图2a的情况下，拍摄横向(英语为：Through-Plane，横切面)通过胸腔纵隔。要识别的是两片肺叶，在其中间是待测量的主动脉。速度编码的梯度(仅在对速度编码的图像进行测量时)以脉冲的形式施加在流动方向上，即在横切面拍摄中垂直于切面。同样也可以是通过流通的血管的轴向切面(英语为：In-Plane，面内)，在这种情况下必须将速度编码的梯度对应地施加在流动方向上的切面内。
借助概貌图像这样实现对通量测量的计划，即使用者将待测量的血管作为ROI(手动例如通过鼠标)标出来。在图2b中用一个圆圈标出了主动脉。但是，一般也可以按不同的方式(例如，矩形、椭圆)同时标出多个血管段。
随后进行MR通量测量，其中，变换地采集常规的解剖学图像以及在施加速度编码的梯度条件下的速度编码的图像。该测量在测量主动脉的情况下包括一个或多个心脏跳动间隔(心脏周期)，其中，在每个心脏跳动间隔(从心脏收缩至心脏收缩)采集大约20幅解剖学图像及速度编码的图像。在图像采集期间将ROI通过速度编码的图像序列在时间上的图像顺序进行传播或者静态拷贝。在图像序列的测量期间，还可以借助适当的分段算法使标出的ROI与血管变化的、不规则的轮廓随时进行匹配(位移和变形校正)。
紧接在对各ROI内图像的测量之后，从速度编码的图像中计算出(每像素或每体素的)速度。这里，按照图2c的体素表现出比较高信号强度区域的较高速度。
结合图3a，3b和3c将这种效应简短解释如下：
如已经提及的在磁共振流体测量中，成像层典型地与待显示的血管垂直取向。在图3a中示意地示出了一个这种激励层23。为了建立静态的组织和血管24之间优化的对比度，其中，静态组织23的自旋尽可能强地饱和，将重复时间TR选择得尽可能地短。在自旋的短暂的相互跟随的触发之下，没有足够的时间对于磁化在纵向上重新完全建立。这意味着，在快速相互跟随的激励下，即在一个非常短的时间TR期间，按照图3b在纵向上仅重新产生一个绝对值较小的磁化矢量Mz，该矢量在触发之后通过HF脉冲也仅产生较少的信号。因此，静态的组织23在图像中表示得非常暗。这种情况被称为自旋饱和。
流过待显示的血管24的血液26的自旋，只有当血液26流入激励层23时才被激励。因为血液在进入激励层23之前还没有经历HF激励，因此在进入该层时提供了血液自旋的完全(松弛)磁化M0(见图3C)。其结果是，流入该层的血液26和因此流通血液的血管系统在MRT图像中比周围的静态组织23表示得更亮。
通过在流动方向上施加一个(相位)编码梯度，也可以对流动的血液根据速度进行区别(编码)。该梯度造成磁化的加速的相移(驰豫)；血液在该梯度场中停留的时间越长，则该相移就越强，而核共振信号就越弱。这意味着，快速流动血液的驰豫较少，因此在随后的图像中通过强的强度表现出来。在表示相对于静止物质磁化的定义的相移的相移、速度编码的梯度、重复时间和血液的绝对速度之间存在一种数学关系，在该数学关系的基础上可以确定在ROI中流动的物质的速度值。
两个(解剖学的和速度编码的)图像序列可以通过单个照片在时间上的顺序，例如按照每秒20幅图像的频率，作为电影表示在显示器上。按照本发明，对流体的显示这样实现，即，在ROI外显示由于心脏运动而改变的解剖结构的电影，而在ROI内同步地显示速度或者流体的电影。由此，生成一种流体电影，其紧接在MRT测量结束(扫描结束)之后显示了通过图像叠加的解剖和流体信息的组合。在本发明的一个优选实施方式中，在ROI中的速度编码通过灰度级别或者更加用户友好地通过颜色区别(如同其在例如超声成像中已经成为标准的一样)实现。在图2d中，放大地示出了这种颜色或灰度编码图像。
按照本发明展示在MRT中通量测量的结果，允许使用者(通常是医生)以快速而有效的方式进行诊断。这样使得例如可以直接在心脏瓣膜之前进行通量测量，以便根据颜色编码的主动脉立刻确定，是否出现回流(例如通过绿色标出)和因此的心瓣的不封闭。
总之，可以将本发明方法的各方面和由此产生的优点表示如下：
将速度信息及流体信息集成在解剖学图像中。该解剖学图像相应于出现的运动(心脏周期、呼吸等)进行跟踪，而速度图像与解剖学图像同步。在扫描期间或者紧接其后借助图像计算机实现ROI与解剖运动的匹配并将其显示出来。这样，使用者可以在通量测量之后立即单幅地或者以电影的形式观察到结果图像，并在必要时计划补充测量。在ROI中对流体的颜色编码方便了诊断。由此避免了，在检查结束之后将图像序列调入到一个工作站或者设备计算机中，随后对结果进行后处理，并有可能需要再进行随后的检查。按照本发明的方法优化了MRT通量测量的工作流程，并由此大大节省了测量和分析处理的时间，以及对测量结果进行解释(方便了诊断)的时间。此外，使患者在扫描设备中停留时间的最小。

Claims (10)

1.一种用于在磁共振断层造影的一个运动周期中进行速度分辨的通量测量的方法，该方法具有以下步骤：
-借助于MRT设备拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像(29)，
-在显示器(21)上显示该概貌图像(29)，
-在该运动周期中，约同时地测量所选区域的一个解剖学图像序列，以及一个在该所选区域内标出的区域的速度分辨的图像序列，
-将该两个图像序列显示在显示器(21)上，
其特征在于，在显示这些图像序列时，将速度分辨图像序列的每一幅速度分辨的图像集成到在时间上对应的解剖学图像序列的解剖学图像中。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在测量期间或紧接测量之后自动地进行对所述标出区域的关于速度分辨的图像序列的分段。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，对所述速度分辨的图像序列进行颜色编码。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，对测量结果的显示以适当排列的图像顺序的形式或者以电影的形式，紧接测量之后在显示器(21)的用户接口上进行。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，手动地标示出待测量的组织区域(28)。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，在所述概貌图像上同时标示出多个血管区域，以便可以同时进行速度分辨的测量。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，所述运动周期包括呼吸、心脏运动或其它运动形式的时间周期。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，每个图像序列包括大约每运动周期20幅图像。
9.一种核自旋断层造影仪，其适合于实施根据上述权利要求1至8中任一项所述的方法。
10.一种计算机软件产品，当将该软件产品在与核自旋断层造影仪连接的计算装置中运行时，能实现根据上述权利要求1至8中任一项所述的方法。
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