CN1692881A - 用于在磁共振断层造影中改善介入成像的方法 - Google Patents

Abstract

本发明总的涉及在医疗中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)。在此本发明尤其涉及一种用于在采用造影剂液体的条件下在磁共振断层造影中介入成像的方法，通过饱和或激励这样准备该造影剂液体，使得该造影剂在注入要检查的患者的血管系统之后只产生很少的显示信号，或者通过饱和或激励这样准备固定的组织，使得造影剂液体在注入要检查的患者的血管系统之后产生很强的信号显示。

Description

用于在磁共振断层造影中改善介入成像的方法

技术领域

本发明总的涉及在医疗中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)。在此，本发明特别涉及一种用于在MRT中采用信号触发的造影剂液体的条件下改善介入成像的方法。

背景技术

MRT基于核自旋共振的物理现象，并作为成像方法直成功地应用于医疗和生物物理学已超过15年的历史。在该检查方法中，对物体施加强恒定磁场。由此使物体内原子的原本无规则取向的核自旋定向。高频波可以将该“定向”的核自旋激励成确定的振荡。该振荡在MRT中产生可借助合适的接收线圈接收的实际测量信号。通过采用由梯度线圈产生的不均匀磁场，可以在所有3个空间方向对测量物体进行空间编码，这一般称为“位置编码”。

在MRT中数据的是在所谓的k域(同义词：频域)中进行的。所谓图像域中的MRT图像借助付立叶变换与k域的MRT数据关联。在k域中展开的对象的位置编码借助所有3个方向的梯度进行。在此，要区分层选择(确定对象中要拍摄的层，通常为Z轴)、频率编码(确定该层的方向，通常为x轴)和相位编码(确定在该层内的第二维，通常为y轴)。此外还可以通过沿着z轴的相位编码细分所选择的层。

因此，首先例如在z方向上选择一个断层来激励，并在必要时进行z方向上的相位编码。对该断层中位置信息的编码通过借助两个业已提到的正交梯度场进行的组合相位和频率编码来进行，在在z方向激励断层的例子中，这两个梯度场由同样业已提到的梯度线圈在x方向和y方向上产生。

为了测量待检查对象的整个断层，对相位编码(例如G^y)的不同值重复N次成像序列(例如梯度-回波序列，FLASH)。其中，各个被激励的HF脉冲之间的时间距离称为重复时间TR。在具有读取梯度G^x的情况下，在每次序列过程中都以相等的时间步长Δt通过以Δt为脉冲的ADC(模拟数字转换器)同样扫描、数字化和存储核共振信号(例如梯度-回波信号)N次。通过这种方式获得逐行产生的具有N×N个数据点的数矩阵(k域中的矩阵或者说k矩阵)。根据该数据组，可以通过傅立叶变换直接再现分辨率为N×N个像素的所观察断层的MR图像(具有N×N个点的对称矩阵只是个示例，还可以产生非对称矩阵)。由于物理的原因，这些值在k矩阵的中心区域主要包含关于对比度的信息，而k矩阵边缘区域中的值主要包含关于所变换的MRT图像的分辨率的信息。通过这种方式可以在所有方向上拍摄人体的截面图像。作为医疗诊断中截面图像方法的MRT首先称为“非入侵”的检查方法。尽管如此，尤其是在血管断层造影拍摄时(也就是拍摄人体内的血管，尤其是供血器官中的血管时)，对于自然MR成像中的对比度说明来说是有限的，但这种限制可以通过采用造影剂显著扩大。造影剂在磁共振断层造影中的作用一般来说基于影响对对比度具有决定作用的参数，例如纵向或横向驰豫时间T₁或T₂。在临床应用中采用有三个值的钆Gd³⁺，其具有缩短T₁的功效。通过化合所谓的螯合物(DTPA，Diethylentriaminepentaaceticacid，二甘醇三胺五乙酸)，钆失去了毒性，从而一般可以静脉注射Gd-DTPA。选择一个直接通向心脏的静脉血管，心脏将造影剂最终分布在整个动脉系统中。对于常用序列(T₁加权的自旋回波序列，梯度回波序列等等)，加速的T₁驰豫增大了MR信号，也就是在MR图像中更明亮地显示有关组织。通过这种方式，可以测量诸如脑血管、颈血管、心血管和肾血管的清晰和对比度强的图像。

通常，缩短T1时间的造影剂是低分子的造影剂，其只在血管中停留很短的时间，然后扩散到间质中。或者开发所谓的“血池造影剂”，其根据其大小停留在血管中，不会像低分子磁共振造影剂那样扩散到间质(结缔组织)中。

如果在血管介入的框架下在聚集了含有钆的造影剂的血管中(这样的血管具有很高的信号强度)插入导管，则通常会出现这样的情况(例如在拴塞或置入支架时)，血流对导管末端有着重要意义并必须被控制。在X射线透视下的传统血管造影中，通过用导管注入X射线造影剂来检查流量比例。由此使导管末端的血管系统凸现出来，并且可以获得关于血管张开、血管壁形态、流速和流动特性的重要信息。如果希望在MRT下按照相同方式进行控制，则由于在采用通常高度稀释的、缩短顺磁T1时间的造影剂、如GadDTPA(商品名称：Magnevist)时使得聚集造影剂的血管具有上述很高的信号强度，因此就要试图提高信号强度。但是很难将MRT图像中已经很亮的血管变得更亮。因此，这种状况下理想的“造影剂”应当降低信号强度。

根据现有技术，这例如通过注射会感应出磁化伪影并强烈衰减或消除磁共振信号的磁流体来实现。通常，采用不经稀释或稀释很少的含有钆-DTPA的造影剂或铁氧化物的造影剂(如SPIO、USPIO)。但是，该方法只能限制在很少的注射测量，因为所推荐的该材料的最高剂量是非常低的。

或者，还可以注入质子很少或不含质子的物质，其在一段短时间内排除了血液。作为例子是注射CO₂，这种注射由Wacker等人基于对动物的实验做过介绍(Wacker等人：MR Imaging-Guided Vascular Procedures using CO₂ as a contrastagent，AM Journal Roentgenological 2003；181：485-489)，并作为专利申请US2004/0039278A1公开。CO₂虽然是长期以来就在介入放射医学中采用的合适的造影剂，但很多应用者(医生)害怕在血管里注射气体。还有一个缺点是该方法只能用于横膈膜以下。在心脏或大脑血管中，由于在此出现的拴塞是禁止使用CO₂的。正是考虑到上述两个对血管介入来说重要的血管系统，选择其它方法是很有意义的。

除了直接注入造影剂之外，例如可以在图像平面之外饱和或逆转血液信号。该方法的缺点是血液的T1时间很短(大约1500ms，聚集了造影剂之后是大约100ms)，以及限制在血流量足够的应用中。

发明内容

本发明要解决的技术问题是提供一种方法，以进一步改善磁共振断层造影中由造影剂支持的介入成像。

根据本发明，要求保护一种用于在采用造影剂液体的条件下在磁共振断层造影中进行介入成像的方法，通过饱和或激励这样准备该造影剂液体，使得该造影剂在注入待检查患者的血管系统之后只产生很少的显示信号，或者通过饱和或激励这样准备固定组织，使得造影剂液体在注入待检查患者的血管系统之后产生很强的信号显示。

根据本发明，固定组织的准备通过向该固定组织中入射一个或多个饱和脉冲来实现，或者通过向该固定组织中入射一个反向脉冲来实现。

在本发明的另一个实施方式中，造影剂液体已经设置在液体储备池中，造影剂液体的准备通过向该液体储备池中入射一个或多个饱和脉冲来实现。

在此优选地，将该一个或多个饱和脉冲按照层选择饱和脉冲的形式入射。

在本发明的另一实施方式中，在液体储备池中提供造影剂液体，所述准备按照激励的形式通过向该液体储备池中入射反向脉冲来实现。

在本发明方法的另一实施方式中，造影剂液体通过稳定梯度磁场来导引，所述准备按照激励的形式通过向流动的造影剂液体进行连续的高频入射来实现。

在根据第二和第三实施方式的方法中，按照本发明优选使反向脉冲与注射时刻同步。

优选地，这样进行所述同步，使得造影剂液体恰好在其进入待显示的血管时到达过零点。

根据本发明，必要时所述同步自动地通过设备计算机或序列控制装置进行。

优选地，在反向时采用相位敏感的图像再现方法。对于采用相位敏感的再现来说，在过零点之前进行测量时相对于过零点中的测量提高对比度。

同样优选地，在反向时激励临时储备池中的造影剂液体，该临时储备池恰好具有注射一次可用的量。

根据本发明，注入是由人工或者机械地通过压力注射器进行的。

此外，还要求保护一种用于实施上述方法的装置。

附图说明

下面借助附图中的实施例详细解释本发明的其它优点、特征和特性。其中：

图1示意性示出核自旋断层造影设备，

图2示意性示出通过连续的90°HF脉冲纵向磁化的重复饱和，

图3示意性示出通过入射180°HF脉冲对纵向磁化的反向，

图4示意性示出借助从液体储备池出发的导管降低信号的造影剂在血管系统中的分布。

具体实施方式

图1示出可以根据本发明进行介入成像的核自旋断层造影设备的示意图。在此，该核自旋断层造影设备的结构对应于传统X射线断层摄影设备的结构。基本磁场1产生在时间上恒定的强磁场，以极化或者说定向对象检查区域内的核自旋，该对象例如是人体的待检查部分。核自旋共振测量所需的基本磁场的均匀性定义在球形测量空间M中，人体的待检查部分被放置到该球形测量空间中。为了检查均匀性要求和尤其是为了消除不随时间变化的影响，在合适的位置设置了由铁磁材料制成的所谓填隙铁片。随时间变化的影响通过由补偿电源15控制的补偿线圈2消除。

在基本场磁1中设置由3个部分绕组组成的圆柱形梯度线圈系统3。每个部分绕组都由放大器14提供电流，用于在笛卡尔坐标系的相应方向上产生线性梯度场。梯度场系统3的第一分绕组产生x方向上的梯度G_x，第二分绕组产生y方向上的梯度G_y，第三分绕组产生z方向上的梯度G_z。每个放大器14都包括一个数字模拟转换器，后者由及时产生梯度脉冲的序列控制器18来控制。

在梯度场系统3内设置一个高频天线4，该天线将由高频功率放大器30发射的高频脉冲转换为交变磁场，以激励待检查对象或该对象的待检查区域内的核以及定向核自旋。高频天线4还将由优先(praezedieren)核自旋发出的交变场、也就是通常由一个或多个高频脉冲以及一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列产生的核自旋回波信号转换为电压，该电压通过放大器7输入高频系统22的高频接收信道8中。高频系统22还包括发射信道9，其中为激励磁核共振而产生高频脉冲。在此，由于设备计算机20预先给定的脉冲序列，相应高频脉冲在序列控制器18中表现为复数序列。该数列分别作为实部和虚部通过各自的输入端12输入高频系统22的数字模拟转换器中，并从该转换器输入发射信道9。在发射信道9中，脉冲序列被调制为高频载波信号，其基本频率等于测量空间中核自旋的共振频率。

从发射运行到接收运行的转换通过发射-接收转接器6。高频天线4将用于激励核自旋的高频脉冲射入测量空间M，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中经过相敏解调，并通过相应的模拟数字转换器转换为测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17从这样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都通过设备计算机20进行。基于用控制程序进行的预先给定，序列控制器18检查各期望脉冲序列的产生和k域的对应扫描。尤其是，序列控制器18在此控制梯度的及时通断、具有确定相位和振幅的高频脉冲的发射以及核共振信号的接收。高频系统22和序列控制器18的时间基础由同步器19提供。对应的、用于产生核自旋图像的控制程序的选择和所产生的核自旋图像的显示都通过包括键盘以及一个或多个显示屏的终端21进行。

根据本发明，所述MRT设备应当使得使用者可以在介入成像的框架下这样准备造影剂液体，并通过导管置入位于MRT设备内的、具有高信号强度的血管系统中，即使导管末端的血管系统对比度的信号很弱，或对比度为负。

如在导言中已经提到的，在磁共振断层造影的传统血管造影中，在采用T1缩短的造影剂的条件下信号强烈地显示出由造影剂标记的血管系统。但是为了在这种关系下能在不同位置检查流量比例，通过导管来引入造影剂，该造影剂在从导管出来的时刻产生信号很少或信号为负的显示。

本发明通过采用与目前采用的造影剂相比只具有很小的副作用却通过磁共振自己的技术成为造影剂的生理盐水或者说其它液体来解决这个问题。

作为例如生理盐水的副作用，只能举出给心脏病患者造成容积负担以及给透析患者造成负担的液体。但是，这些患者在介入时一般会获得生理盐水。这样就能简单地相应减少生理盐水。对肾脏有害或过敏的副作用在目前公知的造影剂中经常出现并强烈限制其应用，但对生理盐水却不存在。

用例如生理盐水来制成造影剂的最简单方法是，借助饱和序列(饱和恢复序列，SR序列)使该溶液的自旋饱和，并通过导管将尚处于饱和状态下的“饱和溶液”注入待检查的信号强烈的血管系统中。在此，借助图4比较简单地清楚示出该技术代价：

在液体储备池24中具有生理盐水，该液体储备池在患者旁边被设置到视场(M)中，并在检查期间保持在梯度场内。该储备池24借助y连接件27经导线31与血管造影导管26连接。该y连接件27的第二支路32使得可以同时采用引线(未示出)，以便将导管尖端33定位在血管系统25的期望位置(在此是分叉口34)。液体储备池24在合适位置上具有用于手动注射的针管，或用于自动(机械)注射的压力注射器30。

在患者定位后、开始介入之前，在概略图像(侦察图像)上定位液体储备池的位置。接着借助用户界面匹配饱和脉冲。在最简单的情况下，除了连续运行图像序列之外，在介入控制的框架下，还在液体储备池24的断层区域23中采用层选择饱和脉冲(在最简单情况下是一个90°HF脉冲和层选择梯度脉冲的组合)，该饱和脉冲使液体储备池24中的液体饱和。

通过注射器活塞30在箭头方向上的运动，液体经导线31直接注射到导管26中。由于纯净水的T₁时间较长(大约3秒)，该液体的质子在穿越时间足够快时在通过导线31和导管26流动期间，并在图像变化频率足够高时当液体从导管中流出时都还处于饱和状态，并在导管末端的区域28中造成信号很强的血液29的信号降低。

但是，所注射盐水信号降低的强度或者说程度取决于纵向驰豫时间T₁，并因此取决于穿越时间(通过导线和导管的流动时间)，如借助图2清楚示出的。

在图2中示出所采用的饱和序列(SR序列)的脉冲机制。SR序列只由一个HF脉冲(例如90°饱和脉冲)组成，该HF脉冲将纵向磁化M_z翻转到x-y平面中，这通常称为饱和，因为在该时刻不再存在给出信号的纵向磁化。在一段延迟时间、即重复时间T_R之后重复该序列。在该时间T_R期间再产生直到一定程度的自旋系统，也就是说纵向磁化又接近于均衡磁化M₀。这个过程的速度(曲线变化过程M_z(t))通过纵向驰豫时间T₁来表征。如果重复时间T_R大于T₁时间，则磁化M在激励之后可以完全松弛，并返回平衡状态M₀。但在图2的情况下，只有减小的纵向磁化 $M_z=M_0(1-e^{\frac{-T_R}{T_1}})$ 旋转到x-y平面中。

由此，只在时刻t_s给出完全的饱和以及由此只在该时刻完全消除信号。但是，饱和物质从液体储备池经导线到导管尖端的传输总是需要一定的最小时间t_传输，在此期间只在视场中或者说在再现图像中还提供信号的磁化始终松弛到一定程度(M_传输)。因此，通过导管注射完全饱和的物质不能用上述方法实现。如果在以导管为基础的介入MR测量中直到最小值M_传输都还不能接受饱和，则必须采用针对该造影剂(生理盐水)的其它准备方法。

本发明还利用以下事实：即在反向方法(反向恢复方法，IR方法)中同样出现完全的自旋饱和。在IR方法(在图3中示意性示出)中，纵向磁化首先通过180°脉冲(反向脉冲)反向，在反向时间T_I之后接着是一个90°脉冲(读出脉冲)。在该90°脉冲之后可直接采集到自由的感应衰变S_IR(t)(自由感应衰变，FIT信号)。

如在图3的第二个图中看到的，在开始由180°脉冲反向之后存在一个时刻t_饱和，此时磁化具有过零点。自旋在该过零点的状态等于完全的饱和，因为在此时(t_饱和)整个磁化均匀分布在x-y平面中。

除了简单饱和(例如通过90°HF脉冲)之外，自旋的反向(通过180°反向脉冲)也导致饱和。根据本发明，通过在反向脉冲和过零点之间的时间延迟，按照本发明，可以在基于导管的介入MRT成像时使该液体恰好在其从导管中流出时饱和。在此，反向液体的穿越时间精确地等于t_饱和，根据本发明，这通过将注射与反向脉冲的入射同步来实现。此外，还必须确保，在这种反向脉冲的“脉冲式反向”只能对造影剂使用一次，因为再一个反向脉冲就会破坏饱和过程。这两个都可以例如这样来实现，在恰好盛有一次注射量的临时储备池中实施反向，在此，在开始注射时自动触发反向脉冲，或机械地(压力注射器)由设备或系统计算机来控制注射，从而使该注射与反向脉冲同步。

但是，还可以在t_饱和之前已经进行了成像时采用反向方法。在这种情况下，事后必须在图像再现时进行相位敏感地(速度编码地)再现：

每个测量值通过一个具有在复数平面内定义的长度和定义的方向的矢量来表示。在t_饱和之前的测量中，被反向的自旋的信号的符号相对于没有被反向的自旋的信号颠倒。这样，没有被反向的自旋的信号例如具有正号，而被反向的自旋的信号具有负号。如果不输出绝对值图像，而是输出带符号的图像，则被反向和未被反向的自旋之间的对比度相对于t_饱和时的测量来说提高了。在实践中，为了从复数自旋信号中产生带符号的图像而采用相位校正。因此，这种图像再现称为相位敏感的再现。校正参数在这种情况下通常从一幅没有测量反向脉冲、但具有相同测量参数情况下测量的图像中获得。通过这种方式，可将(180°)反向与相位敏感的再现的结合在一起，相对于(90°)饱和来说最大可以使对比度加倍。

液体的准备(通过饱和或反向)可以如上所述在MRT设备的成像区域内(即在屏蔽的梯度均匀磁场内)进行，还可以在该区域之外进行。在第一种情况下，最简单的就是通过将饱和脉冲像借助图4所示的那样入射到储备池中就可以实现成像区域内的饱和。其中，多次饱和(图2)也是毫无问题的。在第二种情况下，所述准备在非均匀但时间恒定的外部场中进行。

还可以通过隔热反向产生连续的反向自旋电流，其中连续HF入射的流动自旋(通常是连贯的并具有恒定的频率和强度)设置在时间恒定的静态场梯度中，例如在磁铁的散射场中或在由B₀场顺磁物质感应的场中。为了不中断该隔热过程，通过随时间变化的梯度在反向位置的B₀平移必须相对于HF场强是很小的。在磁铁的散射场中反向时，入射所需的HF频率与MRT扫描仪的工作频率相差甚远，由此可以避免由连续HF信号引起的干扰，并由此避免图像伪影。

与液体驱动的隔热反向相反，原理上也可以利用局部HF场实现散射场中的饱和，但是由于高梯度而需要很高的功率以饱和最终的体积。为了利用确定频率带宽达到鲁棒的饱和必须调制该HF场；在MRT文献中描述了很多不同的调制机制；一种最鲁棒的简单机制是噪声入射。

原理上，本发明的方法还可以颠倒过来，其中使固定的组织饱和或反向，接着通过导管将未经准备的液体(氯化钠溶液)注射到血管中。与“导航血管造影的时间”类似，通过这种方式会在血管系统中产生“新自旋”，这种新自旋会带来明亮的显示。但是其缺点是，由于固定组织的非均匀性不发生最佳的完全饱和。

还要提到，在注射所处理的液体之前和期间(或在颠倒未处理液体的情况下)优选可以采用DSA(数字减影血管造影)原理，其中在顺序拍摄同一断层时，通过减去事先产生的蒙片而将背景(解剖组织)凸现出来。

Claims (14)

1.一种用于在采用造影剂液体的条件下在磁共振断层造影中进行介入成像的方法，通过饱和或激励这样准备该造影剂液体，使得该造影剂在注入待检查患者的血管系统之后只产生很少的显示信号，或者通过饱和或激励这样准备固定的组织，使得造影剂液体在注入待检查患者的血管系统之后产生很强的信号显示。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述固定组织的准备通过向该固定组织中入射一个或多个饱和脉冲来实现。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述固定组织的准备按照激励的形式通过向该固定组织中入射一个反向脉冲来实现。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在液体储备池中提供造影剂液体，并且所述造影剂液体的准备通过向该液体储备池中入射一个或多个饱和脉冲来实现。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，所述一个或多个饱和脉冲按照断层选择的饱和脉冲的形式入射。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在液体储备池中提供造影剂液体，并且所述准备按照激励的形式通过向该液体储备池中入射反向脉冲来实现。

7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述造影剂液体通过稳定梯度磁场来导引，并且所述造影剂液体的准备按照激励的形式通过在该梯度磁场中向流动的造影剂液体进行连续的高频入射来实现。

8.根据权利要求3至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述反向脉冲与注射时刻同步。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，这样进行所述同步，使得造影剂液体恰好在其进入待显示的血管时到达过零点。

10.根据权利要求8至9中任一项所述的方法，其特征在于，必要时所述同步自动地通过设备计算机或序列控制装置进行。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，采用相位敏感的图像再现方法。

12.根据权利要求6至11中任一项所述的方法，其特征在于，对所述造影剂液体的激励在临时储备池中进行，该临时储备池恰好具有注射一次可用的量。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，所述注入由人工或者机械地通过压力注射器进行。

14.一种用于实施根据权利要求1至13中任一项所述方法的装置。

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