CN1515913A - 磁共振断层造影通量测量中确定流质实际速度间隔的方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种用于在磁共振断层造影通量测量中自动确定流质的实际速度间隔的方法，该方法具有以下步骤：－拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像(29)，－将该概貌图像(29)显示在显示器(21)上，－在所选区域的待测量组织区域(28)中按预先给定的速度间隔，在一个运动周期期间通过采集一个图像序列进行探察通量测量，－在该探察通量测量的基础上，确定在该待测量组织区域中介质的峰值速度，－在所确定的峰值速度的基础上，通过采集与所拍摄的图像序列对应的图像，进行优化的通量测量，－将借助于优化的通量测量得到的速度分辨的组织区域显示在显示器上。
Description
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。
对于这种测量，成像层典型地与待显示的血管垂直取向，其中，在流质(血液、液体等)流动的方向上设置附加的相位编码梯度。该在流动方向上的附加(相位编码)梯度因此是必须的，以便能够将流质的每个体素(Voxel)按照在其中包含的核自旋共振信号的强度与定义的速度相关联。这种关联通常在实际测量之后的、一个由使用者在显示器上进行的软件支持的后处理(英语为：Post-Processing)中实现。在实际的速度分辨的通量测量之前拍摄一幅概貌图像(定位图像，Localizer)。使用者在该概貌图像中手动(例如通过鼠标)标志出层中其所感兴趣的区域(英语为：Region ofInterest，ROI)，并启动一个图像序列(典型地为每周期20幅图像)的测量，其中，借助于运动的分段算法对所标出的ROI进行相应地传播和跟踪。
在测量了图像序列之后，使用者开始在标出的区域中进行强度分析，通过该分析确定关于序列中每个图像的整个ROI上的速度，或者按序列中每个图像的灰度值分布的形式建立速度特征。
现在可以将所拍摄图像中的流体通过时间上的顺序，例如按每秒20幅图像的频率在显示器上作为电影显示出来。
流质的核共振信号的速度的依赖性是基于待显示层流通血管的饱和以及完全驰豫或不驰豫的自旋的不同分布的。为了得到层中优化的速度或者速度分布的分辨，应该精确地知道流质的速度间隔(英语为：VelocityEncoding，速度编码，VENC)，以便可以根据层厚度、触发角和其它测量以及序列参数，通过施加的速度(编码)梯度得到相应优化的速度编码。
在现有技术中，使用者(通常是医生)必须对例如在待测量血管中血液的流速进行估计。根据解剖结构流速的变化非常强烈。例如血液在主动脉中的最大速度与颈动脉或者狭窄的血管区域中的最大速度显著不同。因此，使用者设置经验值，这些值通常为了在任何情况下都能覆盖整个速度范围而定义了太大的间隔。由此仅实现了亚优化的速度分辨。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法，以便对在磁共振断层造影的通量测量中对速度分辨进行优化。
本发明的技术问题是通过一种用于在磁共振断层造影通量测量中自动确定流质的实际速度间隔的方法实现的，该方法具有以下步骤：
-拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像，
-将该概貌图像显示在显示器上，
-在所选区域的待测量组织区域中按预先给定的速度间隔，在一个运动周期期间通过采集一个图像序列进行探察通量测量，
-在该探察通量测量的基础上，确定在该待测量组织区域中介质的峰值速度，
-在所确定的峰值速度的基础上，通过采集与所拍摄的图像序列对应的图像，进行优化的通量测量，
-将借助于优化的通量测量得到的速度分辨的组织区域显示在显示器上。
按照本发明，优化的通量测量紧接在探察通量测量之后自动地进行。
为了保证在探察测量中仅粗略确定峰值速度处于实际峰值速度的范围内，为粗略确定的峰值速度添加一个安全值。
按照本发明，添加的安全值为粗略确定的峰值速度的10％。
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。这种周期可以包括呼吸、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幅图像的条件下给出了图像序列的良好分辨率。
按照本发明，可以按两种形式实现对待测量组织区域(ROI)的速度分辨的显示：
1)在图像序列图像的各测量组织区域中显示该区域的平均速度。
2)在图像序列图像的各测量组织区域中显示该区域的速度特征。
待测量的组织区域由使用者手动地标示出。这里，也可以优选地标出多个组织区域。
此外，本发明提供了一种核自旋断层造影仪，其适合于实施按照本发明的方法。
同样，本发明提供了一种计算机软件产品，当该软件产品在一个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、特征和特性借助于参照附图的优选实施方式详细说明。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。
本发明利用了这样一点，即使用设备计算机20以及图像计算机17，自动地在MRT流体图像的有限的速度编码区域内确定流体的最大速度。这里，较高速度的体素显示出较高信号强度的区域。
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尤其可以确定流质的峰值速度。
按照本发明的过程如下：
首先，拍摄一幅概貌图像(Localizer，定位图像)，该概貌图像在理想情况下与待测量的(血)管横向相切，在该血管中应该对流体进行测量(例如主动脉27)。根据该图像将血管的断面作为感兴趣区域(ROI)28利用适当的绘图软件手动标志出来，例如，在显示器上通过鼠标用圆圈标志出。在标志ROI28的基础上开始探察(英语为：Scout)通量测量，其中，将速度间隔(VENC)设置得这样高，即在标志的血管断面上流体的峰值速度(最大速度)在任何情况下都落入该速度间隔(例如：300cm/sec)。还在数据采集期间或者紧接其之后，根据强度值借助于设备计算机20以及图像计算机17粗略地确定并存储ROI28中的实际峰值速度值(VENC值)。这种探察测量的速度分辨率还尚未优化。优化的速度分辨在该探察测量之后通过实际的通量测量自动实现，该通量测量的测量区域此时限制在粗略确定的VENC值加减(±)一个允许安全误差(大约10％)。由此，可以在ROI28中对整个图像序列实现导通血管的优化的速度分辨。
通过对流体图像的整个ROI28的速度平均，具有最小流量的图像的ROI28具有最弱的强度(黑)，而具有最快流体图像的ROI28具有最强的强度(白)；具有在ROI28的速度中间值的图像得到相应的灰度刻度的灰度值。
在对每个ROI28内的速度特征进行显示时，在优化的速度分辨的图像各自的ROI28中具有这样一种灰度值分布，即，静止的区域表示为黑，具有最大速度的区域表示为白，而具有速度中间值的区域表示为对应的灰度值等级。
这种在磁共振断层造影中自动优化速度分辨的通量测量的新方法，一方面具有这样的优点，即使用者不必依靠给定的经验值，从而避免了在对速度间隔估计中的错误。另一方面，通过工作流程的自动化避免了所需的重复测量，这使得患者在MRT设备中的停留时间最小。
Claims (12)
1.一种用于在磁共振断层造影通量测量中自动确定流质的实际速度间隔的方法，该方法具有以下步骤：
-拍摄一幅待检查生命体的一个选出的区域的概貌图像(29)，
-将该概貌图像(29)显示在显示器(21)上，
-在所选区域的待测量组织区域(28)中按预先给定的速度间隔，在一个运动周期期间通过采集一个图像序列进行探察通量测量，
-在该探察通量测量的基础上，确定在该待测量组织区域中介质的峰值速度，
-在所确定的峰值速度的基础上，通过采集与所拍摄的图像序列对应的图像，进行优化的通量测量，
-将借助于优化的通量测量得到的速度分辨的组织区域显示在显示器上。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述优化的通量测量紧接在所述探察通量测量之后自动地进行。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，为所述确定的峰值速度添加一个安全值。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述安全值为所述峰值速度的10％。
5.根据权利要求1至4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。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，所述图像序列包括大约每运动周期20幅图像。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，这样地实现速度分辨的显示，即在图像序列图像的各测量组织区域中显示该区域的平均速度。
8.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，这样地实现速度分辨的显示，即在图像序列图像的各测量组织区域中显示该区域的速度特征。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，所述待测量的组织区域(28)由使用者手动地标示出。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，可以标出多个组织区域。
11.一种核自旋断层造影仪，其适用于实施根据上述权利要求1至10中任一项所述的方法。
12.一种计算机软件产品，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10中任一项所述的方法。
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| DE10256209A DE10256209B4 (de) | 2002-12-02 | 2002-12-02 | Verfahren zur automatischen Bestimmung des tatsächlichen Geschwindigkeitsintervalls eines fließenden Mediums bei Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie sowie Kernspintomographiegerät und Computersoftwareprodukt |
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101874732B (zh) * | 2009-04-30 | 2013-03-27 | 西门子公司 | 具有流量补偿和流量敏感成像的磁共振血管造影 |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102007006142A1 (de) * | 2007-02-07 | 2008-08-14 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Bestimmung eines Flusses von einer Körperflüssigkeit innerhalb von Gefäßen eines Lebewesens |
| US8472690B2 (en) * | 2007-11-30 | 2013-06-25 | Vassol Inc. | Deriving a velocity encoding anti-aliasing limit to prevent aliasing and achieve an adequate signal-to-noise ratio in phase contrast magnetic resonance imaging |
| DE102008060049A1 (de) * | 2008-12-02 | 2010-06-17 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Bestimmung einer Kodierung für eine Flussmessung und Verfahren zur Flussmessung sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage |
| EP2492704A1 (de) | 2011-02-25 | 2012-08-29 | Max-Delbrück-Centrum Für Molekulare Medizin | MRT-Flussmessung mit zusätzlichem Sensor zur VENC-Einstellung |
| DE102011007847B4 (de) | 2011-04-21 | 2013-02-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Dynamische Anpassung eines Dephasierungsgradientenpaares |
| JP6855239B2 (ja) * | 2016-12-28 | 2021-04-07 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| US6031374A (en) * | 1997-04-11 | 2000-02-29 | Epstein; Frederick H. | Method for extracting deformations from velocity-encoded magnetic resonance images of the heart |
| US6317620B1 (en) * | 2000-05-04 | 2001-11-13 | General Electric Company | Method and apparatus for rapid assessment of stenosis severity |
| US6922580B2 (en) * | 2002-06-04 | 2005-07-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Blood flow gated MRI |
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101874732B (zh) * | 2009-04-30 | 2013-03-27 | 西门子公司 | 具有流量补偿和流量敏感成像的磁共振血管造影 |
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