專利名稱：利用臥榻連續(xù)移動的磁共振投影血管造影的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)，其被用于在 醫(yī)學(xué)中檢查患者。在此，本發(fā)明特別地涉及一種新型的拍攝技術(shù)，其中，在臥榻連續(xù)移動的 條件下改善了常規(guī)的MR(血管造影)拍攝技術(shù)。
背景技術(shù)：
MRT基于核自旋共振的物理現(xiàn)象，15年多以來作為成像的方法成功地應(yīng)用于醫(yī)療 和生物物理學(xué)中。在這種檢查方法中對物體施加一個強的恒定磁場。由此使物體內(nèi)的原子 的先前無規(guī)律取向的核自旋定向。 此時高頻波可以將該“定向”的核自旋激勵為確定的振 動。該振動在MRT中產(chǎn)生實際測量信號，該信號可以借助合適的接收線圈獲得。在此，通過 采用由梯度線圈產(chǎn)生的在空間上可線性改變的磁場，可以在所有三個空間方向?qū)y量物體 進(jìn)行空間編碼，這點一般地被稱為“位置編碼”。在MRT中在所謂的k空間(同義詞頻率空間)內(nèi)進(jìn)行數(shù)據(jù)記錄。在所謂圖像空 間中的MRT圖像借助于傅里葉變換與k空間中的MRT數(shù)據(jù)關(guān)聯(lián)。張開所述k空間的對象的 位置編碼借助于在所有三個空間方向上的梯度進(jìn)行。在此，人們區(qū)分層選擇(確定物體中 的拍攝層，例如ζ軸)、頻率編碼(確定該層中的一個方向，例如χ軸)、以及相位編碼(確定 在該層中的第二維，例如y軸)。此外，在3D成像的情況下，可以通過其它的相位編碼(例 如沿著ζ軸)將選擇的層劃分為分區(qū)。也就是說，首先(例如在ζ方向上)選擇性地激勵一個層，并且必要時(例如按照 X方向)進(jìn)行相位編碼。在該層中對位置信息的編碼，借助于兩個已經(jīng)提到的垂直的梯度場 通過組合的相位和頻率編碼來進(jìn)行，這兩個梯度場例如是在按照ζ方向激勵的層中通過同 樣已經(jīng)提到的梯度線圈在X和y方向上產(chǎn)生的。為了測量待檢查物體的整個層，將成像序列(例如，梯度回波序列，F(xiàn)LASH)對于相 位編碼梯度(例如Gy)的不同值重復(fù)N次。在此，各個激勵HF脈沖的時間間隔被稱為重復(fù) 時間TR。在每個序列過程中，在讀出梯度GF存在的情況下按照等距離的時間步長At，通 過由At定時的ADC (模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器)同樣對核共振信號(例如梯度回波信號)采樣、數(shù) 字化以及存儲N次。按照這種方式，得到了逐行建立的具有NXN個數(shù)據(jù)點的數(shù)值矩陣(k 空間中的矩陣，或者說k矩陣)。從該數(shù)據(jù)組中通過傅里葉變換可以直接地按照NXN像素 的分辨率重建所觀察層的一幅MR圖像(具有NXN個點的對稱矩陣只是一個例子，也可以 產(chǎn)生不對稱的矩陣)。出于物理的原因，在k矩陣的中心區(qū)域中的值主要包含關(guān)于對比度的 信息，在k矩陣邊緣區(qū)域中的值主要包含針對變換后的MRT圖像的分辨率的信息。按照所示出的方式，可以拍攝人體在所有方向上的截面圖像。在醫(yī)學(xué)診斷中作為 截面成像方法的MRT，其突出之處首先在于其是“非侵入”檢查法。然而，特別是在給予造影 劑的血管造影拍攝(即，拍攝身體中、特別是流過血液的器官中的血管)中，在自然MR成像 條件下的對比度形成受到了限制，但這些限制可通過使用造影劑而被極大地擴展。造影劑 在磁共振斷層造影中的作用原理通常是基于對對比度起決定作用的參數(shù)的影響，如縱向或橫向弛豫時間1\或1~2。在臨床應(yīng)用中，采用了三價釓Gd3+，該元素具有縮短T1的作用。通 過化合為所謂的螯合(DTPA，Diethylentriamine^entaacetic acid，二乙三胺五乙酸)，釓 失去其毒性，因而Gd-DTPA —般可以應(yīng)用于靜脈內(nèi)。選擇直接導(dǎo)向心臟的靜脈，心臟將造影 劑最終分布到整個動脈系統(tǒng)中，通常從主動脈弓直到腳趾尖。對于常用序列(T1加權(quán)自旋 回波序列、梯度回波序列等)，加速的T1弛豫起到增強MR信號的作用，即在MR圖像中對所 涉及的組織更為明亮地顯示。通過這種方式，可以對例如頭部、頸部、心臟或腎臟血管測量 出清晰和高對比度的圖像。

這類在磁共振斷層造影中由造影劑支持的方法一般稱為“對比度增強的血管造 影”(英語Contrast Enhanced MR Angiography, CE MRA)。造影劑支持的血管拍攝的質(zhì)量 主要取決于對表征測量特性的順序步驟(Abfolgeschritt)的時間協(xié)調(diào)，這一般稱為時序 或造影劑時序。起決定作用的順序步驟是注入造影劑，測量持續(xù)時間以及測量k空間矩陣 的中部。為了獲得盡可能好的拍攝對比度，要力爭在測量k矩陣中部區(qū)域時，使在感興趣的 待拍攝區(qū)域(英語F0V，F(xiàn)ield Of View，視野)中的造影劑濃度最大。由于這個原因，根據(jù) 現(xiàn)有技術(shù)的對比度增強的血管造影是按以下方式進(jìn)行的在身體中向靜脈內(nèi)注入造影劑，造影劑通過心臟均勻地分布到動脈血管系統(tǒng)，特 別是從主動脈弓直到腳趾尖。在此，嘗試在測量技術(shù)上跟蹤造影劑流通(也稱為“小塊 (Bolus) ”)，其中，相繼激勵身體區(qū)域中感興趣的FOV中的塊。在測量完一塊后，通過移動臥 榻將患者例如向頭的方向移動一個塊寬，以同樣大小的下一塊的形式激勵一段新的血管， 并進(jìn)行測量。在400至500毫米的FOV條件下，對寬度例如在10至15厘米的3D塊的測量 導(dǎo)致每站10至20秒的獲取時間，因此，對從心臟到腳趾尖的全身測量約需1至1. 5分鐘。不過，該逐步的多站全身成像也具有一定的缺點原本數(shù)據(jù)獲取所需要的寶貴時 間由于臥榻移動所花費的時間而損失。同樣如下地?fù)p失了寶貴的測量時間在每站首先必 須建立穩(wěn)態(tài)信號并且由此將一站(臥榻位置)的FOV與其相鄰站重疊(以便保證總體上無 縫地顯示解剖結(jié)構(gòu))，這點部分地導(dǎo)致了冗余的數(shù)據(jù)記錄。此外，在每個圖像部分體積的邊 緣上由于HF線圈的缺陷導(dǎo)致的信號缺失(Signalabfall)，導(dǎo)致了在總的FOV中起干擾作用 的信號非均勻性。該技術(shù)的另一個缺點在于，梯度非線性導(dǎo)致在各個部分體積的邊緣上的 幾何失真，并且?guī)碓谙噜弶K之間的邊沿偽影。為了解決這些問題，由Kruger等人提出的一種方法，該方法允許對均勻的高對比 度的組合MR大圖像(即，來自擴展的視野(F0Vt。t)的MR圖像)進(jìn)行采樣，其中，在掃描期 間連續(xù)地移動患者臣卜榻(Kruger et al. ；Journalof Magnetic Resonance in Medicine 2002 Feb;47(2) ；224-231)。按照該方法將所有采樣的MRT數(shù)據(jù)按照一個共同的臥榻位置 進(jìn)行校正，由此可以重建一幅唯一的無縫MRT圖像。如說過的那樣，按照這種方式在一個遠(yuǎn) 遠(yuǎn)超出MRT設(shè)備的正常FOV的位置區(qū)域上產(chǎn)生了一幅MRT圖像。連續(xù)地移動患者通過MRT 設(shè)備，其中同時地采集臥榻數(shù)據(jù)以及視圖。在采用對應(yīng)的臥榻位置數(shù)據(jù)的條件下對每個視 圖按照位置進(jìn)行校正，以便產(chǎn)生MRT數(shù)據(jù)的一個矩陣，該矩陣被引入到圖像重建中。這種技 術(shù)被某些制造商稱為 “TIM 技術(shù)”(Total Imaging Matrix, TIM)或者 “TIMCT” (TIM with ContinuousTable Movement)。然而，上述方法的局限之處在于，在讀出方向(頻率編碼方向)上的采樣僅僅在臥 榻移動方向上進(jìn)行。按照Kruger等人的方法具有如下缺點，僅僅具有冠狀位的或矢狀位的朝向作為規(guī)劃FOV(FOVt。t或者說顯示區(qū)域或目標(biāo)體積)以及作為部分FOV(下面被稱為用 于各個相位編碼步驟的“HF激勵體積，HF-AV”)的2D層或者3D體積，才可以被激勵以及按 照MR技術(shù)測量。圖2中繪出了一個在患者的矢狀位截面中矩形的規(guī)劃F0V。圖3示出了多個同樣矩形地依次連接或者部分重疊的矩形HF激勵體積(HF-AV)，通過這些HF激勵體積最佳地 并且完全地覆蓋(重疊)了規(guī)劃F0V。根據(jù)圖3說明了，按照多個技術(shù)上可實現(xiàn)的較小的 HF激勵體積進(jìn)行對規(guī)劃FOV (FOVtot)的測量。這些較小的HF激勵單元相互之間以及與規(guī)劃 FOV的外部空間可能會重疊。最后，在圖4中示出了分別在臥榻移動方向(這里是χ方向) 上完成的相位編碼步驟的傅里葉變換HA，其在每個實際的像素位置上的x-ky混合空間中排 列。這些片段HA中的每一個代表著與一個相位編碼步驟對應(yīng)的HF激勵，其中，這些相位編 碼步驟中的每一個與按照圖3的一個HF激勵體積相對應(yīng)HA1對應(yīng)于HF-AVl，HA2對應(yīng)于 HF-AV2，等等。在3D重疊的條件下在ζ方向上進(jìn)行一個附加的相位編碼。在如下的基于造影劑的MRT方法(CE-MAR方法，英語=ContrastEnhanced Magnetic Resonance Angiography,CE-MRA)中，即，其中必須測量大的水平片段(例如，從 頭部或心臟至四肢、即手或腳)，也就是，其中待成像的血管(例如由血管構(gòu)成的血管樹)除 了按照患者縱軸的軸向的變化之外，可能具有與患者縱軸垂直的方向上的矢狀位和/或冠 狀位的(例如，從矢狀位或冠狀位的觀察方向垂直的和/或水平的)變化成分(取決于視圖 方式，例如，在矢狀位平面或者冠狀位平面中的徑向)，在按照Kruger等人的方法中必須將 實際上待測量的區(qū)域選擇為極其巨大。出于上面提到的幾何原因，按照Kruger的規(guī)劃FOV 必須始終能夠通過一個與患者縱軸平行的矩形或者通過一個對應(yīng)地平行的正方形來內(nèi)切。這點又意味著，必須獲取比實際用于單純的血管顯示所有需的遠(yuǎn)遠(yuǎn)更多(在最壞 的情況下數(shù)倍)的測量數(shù)據(jù)。例如，在圖5中要對一個從上身直到腳延伸的血管樹進(jìn)行MRT 血管造影的采樣。規(guī)劃F0V(F0Vt。t2)外切(umschreiben) 了要CE-MRT測量技術(shù)地采集的 血管樹GB，不過，盡管該血管樹僅僅稍微地傾斜，按照Kruger等人的方法在矢狀位截面中 卻要求超過雙倍大的顯示區(qū)域(目標(biāo)體積F0Vt。tKragCT2)，這使得按照Kruger等人的方法效 率極低。缺點是延長的測量時間以及必需要額外存儲和一起分析的高的數(shù)據(jù)量。同樣，如 在圖7中示出的、與血管樹更好地匹配的規(guī)劃F0V(F0Vt。t3)，與目標(biāo)體積F0Vt。tKragCT2 (圖6) 相比也沒有顯著低減小按照Kruger總是需要的目標(biāo)體積(F0Vt。tKragCT3)，如從圖8中看出的 那樣。也就是說，按照Kruger的方法相對于多站MRT方法具有如下巨大的缺點對患者 的各個解剖結(jié)構(gòu)的MRT測量不能最佳地調(diào)整，而這點在具有單個站的MRT成像中是可能的。為了將該缺點保持為最小，目前在現(xiàn)有技術(shù)中例如如下地減小或者最小化內(nèi)切規(guī) 劃FOV的矢狀位垂直延展或者冠狀位垂直延展的總FOV 借助于合適的襯墊以及墊子將患 者盡可能平坦地安置，這形成了一種麻煩以及不精確的過程。也就是說，在CE血管造影以 及由此的冠狀位成像中，按照現(xiàn)有技術(shù)必須小心地安置患者，以便使得在前面向后面延展 中的FOV最小。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供一種方法，通過該方法將在核自旋斷層造影中在臥榻連續(xù)移動的條件下的血管造影拍攝方法針對時間量和數(shù)據(jù)量進(jìn)行優(yōu)化減小獲取時間、提高位置分辨率、最少化原始數(shù)據(jù)以及優(yōu)化重建時間。按照本發(fā)明，提出了一種用于在磁共振斷層造影中生成關(guān)聯(lián)的大圖像的方法，其中有連續(xù)的臥榻移動以及逐段相對于臥榻移動方向的矢狀位切面(para-sagittale)和/ 或冠狀位切面(para-coronalenOFOV，所述方法具有如下的步驟a)拍攝一幅矢狀位和/或冠狀位磁共振斷層造影概略圖像，其中臥榻移動方向在 身體縱方向上，并且b)通過外切在有關(guān)概略圖像中反映的感興趣的解剖區(qū)域、例如血管樹，確定各個 規(guī)劃 FOV (FOVtJ， c)如下地規(guī)劃待入射的2D或3D HF激勵體積(HF-AV)的安排，使得所述規(guī)劃FOV 由所述HF激勵體積的整體在矢狀位和/或冠狀位上完全地重疊，d)在連續(xù)的臥榻移動的期間，在時間上按順序的層選擇性的高頻激勵脈沖的基礎(chǔ) 上，逐段地對整個通過HF激勵體積定義的2D或者3D區(qū)域進(jìn)行磁共振斷層造影測量。該方法的特征在于，將所述2D或3D HF激勵體積中的至少兩個矢狀位切面和/或 冠狀位切面地相對地移動，其中，HF激勵體積的重心與規(guī)劃FOV的中心線重合。優(yōu)選如下實施該方法所述HF激勵體積在y方向上的垂直進(jìn)行的變化按照下面等 式通過對所獲取的MR數(shù)據(jù)的相位操作來實現(xiàn)Sn(ky,x) = Sn(ky,x)e~'k'y"η = Ρ··Ν，其中，N對應(yīng)于HF激勵體積的數(shù)目，Sn(ky，x)表示在標(biāo)準(zhǔn)成像采集期間 所測量的MR信號，而廣9"表示在y方向的垂直調(diào)整所需要的相位系數(shù)。具有優(yōu)勢的是，通過輸入接口(例如利用計算機鼠標(biāo))與規(guī)劃FOV的尺寸對應(yīng)地 單獨按照上述視點最佳地調(diào)整各個HF激勵體積的尺寸。優(yōu)選地，所有HF激勵體積的矢狀位和/或冠狀位寬度以及所有HF激勵體積的矢 狀位和/或冠狀位高度可以是大小相等的。此外，具有優(yōu)勢的可以是，在臥榻移動的期間，除了逐段不同朝向之外，還連續(xù)地 改變所述規(guī)劃FOV的朝向，或還使用逐段地改變的成像參數(shù)(例如，層厚度、分辨率，等等)。此外，按照本發(fā)明，還提出了 一種磁共振斷層造影設(shè)備，其適合于實施根據(jù)本發(fā)明 的方法。此外，按照本發(fā)明，還提出了一種帶有程序編碼裝置的計算機程序，用于當(dāng)所述程 序在一個可機器閱讀的數(shù)據(jù)載體上存儲時，能夠?qū)嵤└鶕?jù)本發(fā)明的所有步驟。


現(xiàn)在借助于實施例參考附圖進(jìn)一步說明本發(fā)明的其它優(yōu)點、特征和特性。圖1示意性地示出了核自旋斷層造影設(shè)備，圖2示意性地示出了按照患者的側(cè)面視圖形式的帶有矩形的水平規(guī)劃FOV的MR 概略圖像，圖3示出了在根據(jù)圖2的規(guī)劃FOV中借助于HF激勵體積在臥榻連續(xù)移動的條件 下按照(Kruger等人的)現(xiàn)有技術(shù)的MR激勵，圖4示出了對于根據(jù)圖2的規(guī)劃FOV在按照Kruger等人的ky_x混合空間中的重建方案，圖5示意性地示出了按照患者的側(cè)面視圖形式的帶有矩形的在x-z平面中傾斜的 規(guī)劃FOV的MR概略圖像，該規(guī)劃FOV矢狀位地外切了感興趣的血管樹，圖6示出了一個按照現(xiàn)有技術(shù)所需要的、矩形地外切傾斜的規(guī)劃FOV的測量F0V，圖7示意性地示出了按照患者的側(cè)面視圖形式的帶有由不同形式的關(guān)聯(lián)的片段 組成的規(guī)劃FOV的MR概略圖像，該規(guī)劃FOV與感興趣的血管樹的矢狀位變化最佳地匹配，圖8示出了一個按照現(xiàn)有技術(shù)所需要的、矩形地外切最佳匹配的規(guī)劃FOV的測量 FOV，圖9示出了按照本發(fā)明在臥榻連續(xù)移動的條件下在根據(jù)圖5的傾斜的規(guī)劃FOV中 的MR激勵，圖10示出了按照本發(fā)明在臥榻連續(xù)移動的條件下在根據(jù)圖7的最佳匹配的規(guī)劃 FOV中的MR激勵 ，圖11示意性地示出了在MRT掃描器的均勻體積中的方向關(guān)系，以及圖12示意性地示出了在ky_x混合空間中對數(shù)據(jù)矩陣中數(shù)據(jù)采集的時間順序。
具體實施例方式圖1示出了按照本發(fā)明的具有改善的投影血管造影拍攝技術(shù)的核自旋斷層造影 設(shè)備的示意圖。在此，該核自旋斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)對應(yīng)于傳統(tǒng)斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)。基 本磁場磁鐵1產(chǎn)生時間上恒定的強磁場，用于極化或定向在物體檢查區(qū)域、例如人體的待 檢查部分中的核自旋。在一個球形的測量空間M中定義核自旋共振測量所需的基本磁場的 高均勻性，待檢查的人體部分被送入該空間內(nèi)。為了支持均勻性要求，尤其是為了消除不隨 時間變化的影響，在合適的位置設(shè)置由鐵磁材料制成的勻場片(Shim-Bleche)。隨時間變化 的影響通過由勻場供電裝置15控制的勻場線圈2來消除。在基本磁場磁鐵1中采用了圓柱形的梯度線圈系統(tǒng)3，其由三個部分繞組構(gòu)成。每 個部分繞組都由一個放大器14供應(yīng)電流，以便沿著笛卡爾坐標(biāo)系的各定義的方向產(chǎn)生線 性梯度場。在此，梯度場系統(tǒng)3的第一部分繞組產(chǎn)生層選擇梯度Gs，第二部分繞組產(chǎn)生頻率 編碼梯度Gf，并且第三部分繞組產(chǎn)生相位編碼梯度GP。按照本發(fā)明，頻率編碼梯度Gf在冠 狀位投影的情況下出現(xiàn)在相對于患者的左-右方向上，而另外兩個梯度(層選擇梯度Gs和 相位編碼梯度Gp)出現(xiàn)在相同的方向上、即身體縱軸的方向上。這種按照本發(fā)明的梯度安 排的理由將在后面更詳細(xì)地說明。此外，每個放大器14都包括一個數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，其由序列控制器18控制以便時 間正確地產(chǎn)生梯度脈沖。在梯度場系統(tǒng)3內(nèi)部具有一個高頻天線4，其將高頻功率放大器30輸出的高頻脈 沖轉(zhuǎn)換為交變磁場，以便激勵待檢查物體或物體待檢查區(qū)域的核并定向其核自旋。由進(jìn)動 的(Prazedierend )核自旋發(fā)出的交變磁場、即一般來自由一個或多個高頻脈沖和一個或 多個梯度脈沖組成的脈沖序列引起的核自旋回波信號，也由高頻天線4轉(zhuǎn)換為電壓，該電 壓通過放大器7傳送到高頻系統(tǒng)22的高頻接收信道8。高頻系統(tǒng)22還包括一個發(fā)送信道 9，其中產(chǎn)生用于激勵核磁共振的高頻脈沖。在此，根據(jù)設(shè)備計算機20預(yù)先給定的脈沖序列 將各高頻脈沖在序列控制器18中數(shù)字化地表示為復(fù)數(shù)序列。該數(shù)列作為實部和虛部分別通過輸入端12發(fā)送到高頻系統(tǒng)22的數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，并由其送至發(fā)送信道9。在發(fā)送信道 9中，將脈沖序列調(diào)制到高頻載波信號上，其基本頻率對應(yīng)于測量空間中的核自旋的共振頻率。通過發(fā)送-接收轉(zhuǎn)接器6從發(fā)送運行轉(zhuǎn)換到接收運行。高頻天線4發(fā)射高頻脈沖 以激勵測量空間M中的核自旋，并采集產(chǎn)生的回波信號。相應(yīng)獲得的核共振信號在高頻系 統(tǒng)22的接收信道8中被相敏地解調(diào)，并通過各模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換為測量信號的實部和虛 部。由圖像計算機17根據(jù)這樣獲得的測量數(shù)據(jù)重建一幅圖像。通過設(shè)備計算機20管理測 量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序。根據(jù)控制程序的預(yù)先給定，序列控制器18檢查各期望的脈 沖序列的產(chǎn)生和k空間的相應(yīng)采集。在此，序列控制器18尤其控制時間正確地接通梯度、 發(fā)送具有定義相位和振幅的高頻脈沖以及接收核共振信號。高頻系統(tǒng)22和序列控制器18 的時間基礎(chǔ)由合成器19提供。通過終端21配置該MRT設(shè)備、選擇相應(yīng)的用于產(chǎn)生核自旋 圖像的控制程序以及顯示所產(chǎn)生的核自旋圖像，該終端包括鍵盤和一個或多個顯示屏。用戶可以在終端21的顯示屏上調(diào)用不同的圖表(英語Pop-up，彈出選單)，通過 這些圖表用戶可以對應(yīng)地配置MRT設(shè)備。這些圖表由設(shè)備計算機20產(chǎn)生。在這些圖表中 示出了輸入窗口，用戶可以在其中輸入測量參數(shù)值并且由此進(jìn)行MRT設(shè)備的設(shè)置。這些圖 表是按照主題劃分的。例如，有CONTRAST圖表(其中可以設(shè)置翻轉(zhuǎn)角等)、ROUTINE圖表 (其中可以輸入例如回波時間、重復(fù)時間、層數(shù))、AUFL0SUNG圖表(其中可以配置k矩 陣)、SEQUENZ文件(其中可以選擇所希望的序列類型(梯度回波序列、穩(wěn)態(tài)自旋回波序列、 True-Fisp、EPI、FLASH，等))，等等。特別地，在血管造影拍攝中重要的是，必須按照與造影劑注射時刻的正確關(guān)系以 及由此的與造影劑的時間_位置變化的正確關(guān)系來測量各個身體區(qū)域。通過穩(wěn)定的連續(xù)的臥榻移動可以實時地跟蹤動脈造影劑塊(造影劑流通)，例如 從主動脈弓直到腳趾尖，由此，一方面可以實現(xiàn)極其高的空間和時間分辨率，而另一方面不 會發(fā)生動脈血管系統(tǒng)與靜脈血管系統(tǒng)的重疊。按照Kruger等人的方法此時允許在連續(xù)的臥榻移動的條件下對對象在這樣一個 視野(FOVtJ上成像，該視野比在傳統(tǒng)的MRT設(shè)備中由于HF激勵體積的有限大小所可能的 視野大數(shù)倍。下面，F(xiàn)0Vt。t即是所希望的沿著臥榻運動方向(例如χ方向)的F0V，而HF-AVx 是對于每個單個NMR信號沿著該χ方向的視野(F0Vt。t > HF-AVx,下面忽略x，因為假設(shè)按照 χ方向的臥榻移動)。按照Kruger等人的數(shù)據(jù)記錄方法允許在患者臥榻連續(xù)地通過均勻空 間M運動的期間不中斷掃描器運行。在均勻空間M中存在靜態(tài)的基本磁場與線性的梯度磁 場的最佳疊加，也被稱為NMR掃描器的“sweetspot，最佳位置”。實際上，Kruger等人的方 法允許在不中斷的數(shù)據(jù)組的基礎(chǔ)上沿著臥榻運動方向采集任意大的F0V，其中，可以獲取二 維或三維的MR圖像。Kruger等人的方法基本上針對的是MR血管造影(該成像方法可以在 連續(xù)的臥榻移動期間與其它技術(shù)、包括用 于提供實時控制的臥榻運動和其它采樣參數(shù)的實 時MRT相結(jié)合)，不過也構(gòu)成了一個一般性的磁共振斷層造影成像方法。為了解釋該方法， 根據(jù)圖11假設(shè)在基本磁場磁鐵的內(nèi)徑中的一個具有在x_y方向上的矢狀位取向(在x-z 方向上的冠狀位取向)的薄片或者層。讀出方向是χ軸并且同樣對應(yīng)于臥榻運動方向。層 選擇方向是ζ軸(垂直于χ軸)。對于2D成像沿著y軸進(jìn)行相位編碼；對于3D成像既沿 著y軸又沿著ζ軸進(jìn)行相位編碼。
如果物體沿著χ軸運動通過掃描器，則通過成像脈沖序列的順序在該層中采集MR 數(shù)據(jù)。在每個序列過程的期間在X方向上讀出編碼的k空間數(shù)據(jù)。典型地在X方向上對該 k空間數(shù)據(jù)(原始數(shù)據(jù))進(jìn)行混淆(Aliasing)濾波以及隨后的傅里葉變換(FT)。結(jié)果是來 自x_ky混合空間中的存儲位置(按照2D或者3D矩陣形式的測量值排列)的數(shù)據(jù)矩陣23， 其代表了在x、y和ζ方向上后面所希望的分辨率。首先在χ方向上變換后的視圖在矩陣中 構(gòu)成了在χ方向上移動的數(shù)據(jù)行(水平片段，HA)，其中，該移動代表了在各個患者位置，在 該患者位置的時刻采集MR信號。在此，對于每個MR數(shù)據(jù)讀出自然已知患者臥榻相對于固 定參考點的相對位置。一直實施數(shù)據(jù)采集，直到整個數(shù)據(jù)矩陣23完成并且患者臥榻5到達(dá) 了其最終位置。通過沿著剩余的y方向以及(在3D成像的情況下的)ζ方向的傅里葉變換 得到了最終的圖像。可以如下地描述所測量的標(biāo)準(zhǔn)MR信號= \\m{x,y)e-lyG^e'ilCv'dxdy(1)其中，χ是讀出方向(頻率編碼方向)，y是相位編碼方向，GjPGn分別是 在X和y方向上的梯度，m(x, y)是在X-y空間坐標(biāo)上物體的橫向磁化，Y是回磁比 (gyromagnetische Verhaltnis )，而ty表示y梯度的持續(xù)時間。下標(biāo)η對序列的重復(fù)計數(shù) 并且從0變化到Ν-1，其中N是沿著y軸的相位編碼的總數(shù)量。一個從其起始位置在某個任意距離上移動的物體具有位置Δ。該移動的物體信號 被如下地描 述S (0 = \\m(x - Δ, y、e_構(gòu) -狗x'dxdy通過替換變量χ' =χ_Δ以及dx' =dx得到5；(0 = e-'^' \\πι{χ·,γ)β' ια^β-ι^' χ' γ'其中，表示代表該物體在χ方向上的位置移動的相位項。前提是，對于每個 特定的相位編碼已知Y、Gn* Δ。為了進(jìn)行位置校正、即χ方向上逆向進(jìn)行物體的位置移 動(逆推信號Sn (t)的移動)，則需要下列的逆相位系數(shù)存在兩種用于重新定位每個MR信號的方式A)直接方法，其中，通過將逆相位系數(shù)應(yīng)用到連續(xù)地回采集的 (ruckabgetasteten)原始k空間數(shù)據(jù)上，逆向定位所移動的數(shù)據(jù)，以及B)時間和存儲效率方法，其中，將相位移動和位置移動的組合應(yīng)用到采樣數(shù)據(jù)上。通過如下兩個因素確定在數(shù)據(jù)矩陣23中每個所采集的視圖的位置該視圖的數(shù) 字以及在采集該視圖的時刻患者臥榻的位置。在圖12中對于具有單調(diào)的視圖序列的二維 采樣示出了這點。在位置X(O)上采集第一視圖(第一 MR數(shù)據(jù)信號)。該位置在其它的過 程中起到參考位置的作用。在y值通過在y方向上的相位移動被逐步改變(例如改變128 個值)的期間，采集所有隨后的視圖。因此，在數(shù)據(jù)矩陣中沿著ky軸的MR測量值的位置， 通過對于該視圖的Gy相位編碼來定義。如根據(jù)圖12表明的那樣，所有依次采集的MR信號 的中心不僅在ky方向上移動，而且在χ方向上的傅里葉變換之后由于臥榻運動也沿著χ軸 移動。該移動離開參考位置X(O)的大小由序列等式給出χ (n) = Vref · t 或者 χ (n) = Vref · η · TR
其中，Vref是臥榻移動的速度，t是從開始采樣已經(jīng)經(jīng)過的時間，η是同樣從開始采 樣的序列過程的數(shù)目，而TR是重復(fù)時間(一個序列過程的時間)。數(shù)據(jù)矩陣的存儲數(shù)據(jù)模式(通過軌跡的幾何形狀來定義)盡管類似于傳統(tǒng)的k空 間采樣模式，不過，由于臥榻移動而區(qū)別在于引人注目的不對稱(如已經(jīng)在圖4中說明的平 行四邊形(ParalIelogrammform))。如果采樣一個特定ky視圖的所有相位編碼視圖，則重 復(fù)該過程，并且將每個重新在χ方向上被傅里葉變換一次的視圖與此前所采樣的ky視圖進(jìn) 行關(guān)聯(lián)。需要提到的是，在三維數(shù)據(jù)采樣中，對kz相位編碼的視圖的序列同樣進(jìn)行ky相位 編碼，然后按照相同的方式在三維的數(shù)據(jù)矩陣(3D矩陣)中進(jìn)行移動，并且最后不對稱地存 儲。根據(jù)相位編碼以及患者臥榻運動的數(shù)量，可以在隨后的采樣(其中采樣對于特 定的相位編碼的視圖)中將數(shù)據(jù)矩陣中采樣值在X方向上放置成可能與此前的采樣值重 疊或者不重疊。不能排除在相位編碼周期內(nèi)部依次跟隨的相位編碼步驟的HF激勵體積 (HF-AV1，HF-AV2)的重疊。例如，在圖12中的時間順序使得在χ(0)下不存在與此前采樣 的視圖重疊的采樣值。不過，一般地會出現(xiàn)一定的重疊(見圖4中H Al與ΗΑ4、ΗΑ2與ΗΑ5、 ΗΑ3與ΗΑ6等的重疊)，其中，可以將冗余的重疊信號采樣值進(jìn)行平均以便改善SNR。迄今所描述的方法的特征在于，通過均勻連續(xù)的臥榻運動可以實時地跟蹤動脈造 影劑塊(造影劑流通)，例如從主動脈弓直到腳趾尖，由此，一方面可以實現(xiàn)極其高的空間 和時間分辨率，而另一方面不會發(fā)生動脈血管系統(tǒng)與靜脈血管系統(tǒng)的重疊。不過，該方法的缺點是，數(shù)據(jù)獲取被限制在與臥榻移動方向(X方向)水平的純矢 狀位的或者純冠狀位的視圖(F0V，具體為FOVttrt以及HF-AV)上。因此是有缺陷的，因為感興 趣的血管樹或者較長的血管片段不是水平設(shè)置的，而是對應(yīng)于平躺在成像模態(tài)(MRT、CT，等 等)的平的臥榻上的患者的自然傾斜的、即非水平的狀態(tài)。例如，從圖2中看出，充分外切上 身、腹部和下身的血管的水平的FOV的延長不包含在腿部和腳中的血管。按照Kruger等人 的激勵和采樣，在按照圖2的對于上身的區(qū)域最小化的水平規(guī)劃FOV (FOVtotI,與F0Vt。tfcugCTl 等同)的條件下，盡管有充分的臥榻移動也不能進(jìn)行對腿部和腳的血管造影。在此要說明的是，圖2典型地代表了在側(cè)面視圖中的冠狀位3D-F0V(矢狀位截 面)。不過，該圖示也適用于具有前_后相位編碼的2D矢狀位視圖或者具有右_左相位編 碼的2D冠狀位視圖，以及在3D情況下具有額外的相位編碼的視圖。正如，在說明書開始部分闡述的那樣，目前存在兩種方式，以避免上面提到的缺占.
^ \\\ ·1.在冠狀位/矢狀位垂直方向上延長FOVttrt2.通過墊上墊子使得患者盡可能水平地取向前者導(dǎo)致數(shù)據(jù)量的極大提高(根據(jù)各個患者的尺寸以及解剖結(jié)構(gòu)FOV變?yōu)殡p倍或 者三倍)；后者是麻煩和不精確的。本發(fā)明是通過如下地修改按照Kruger等人的方法來解決該問題的通過在水平 和垂直上有限的但可移動的二維或三維HF激勵體積(HF-AV)來覆蓋任意的二維或三維規(guī) 劃FOV (FOVtot)(即，在NMR技術(shù)、如CE-MAR技術(shù)上重疊地進(jìn)行測量)。在此，HF激勵體積的 水平以及垂直寬度均按照規(guī)劃FOV的冠狀位和/或矢狀位斜率關(guān)系和曲率關(guān)系取向。建議首先進(jìn)行MR概略測量，該測量例如示出了整個患者的截面圖像。在所有附加的圖中選擇一幅矢狀位截面。該概略截面圖像被用于建立最佳的規(guī)劃FOV(圖2、5、7中 FOVtotU F0Vt。t2、F0Vtot3)。該最佳的規(guī)劃FOV可以是矩形或者正方形并且相對于χ和ζ軸 傾斜，或者由這類相互設(shè)置(aneinandergesetzen)的不同傾斜的片段組成，例如根據(jù)在血 管造影中感興趣的血管樹的走向。隨后，根據(jù)規(guī)劃FOV的幾何形狀冠狀位地和/或矢狀位 地規(guī)劃相同或不同大小的HF激勵體積的安排，并且具體地如下通過依次入射的HF激勵體 積完全地而以最小的開銷覆蓋規(guī)劃F0V。通常，優(yōu)選地將所有片段以及所有HF激勵體積的 冠狀位和/或矢狀位寬度選擇為相同。按照前面描述的按照Kruger等人的現(xiàn)有技術(shù)，進(jìn)行在臥榻移動方向(例如，水平 方向、X方向)上重疊的或者不重疊但卻無縫地相鄰的覆蓋。按照本發(fā)明，通過一個相位系數(shù)/相位項在矢狀位切面和/或冠狀位切面(例如， 垂直位置上，y方向和/或ζ方向)上調(diào)整HF激勵體積(HF-AV)(在下例中僅僅在y方向 上錯開)，將該相位系數(shù)/相位項額外地施加到按照Kruger等人的MR信號Sn (ky，χ)Sn(ky,x) = Sn{ky,x)e-'k^Sn(ky，χ)是來自在水平方向上移動的第η個HF激勵體積的核共振信號，之(、,χ) 是來自相同的但在y方向(垂直)移動的HF激勵體積的核共振信號，其中，相位項實 現(xiàn)了該在y方向的移動。在對于每個相位編碼步驟的獲取期間，如下地進(jìn)行HF激勵(在位 置空間或者圖像空間中的F0V)，使得HF激勵體積的重心與規(guī)劃FOV的中心線重合。因此， 在圖像重建中必須將該錯開作為在k空間中的相位項加以考慮。于是，通過將按照Kruger等人的在χ方向上均勻連續(xù)的臥榻移動與在y方向上的 額外相位編碼進(jìn)行組合，可以利用最小的測量花費在MR技術(shù)上測量在x-y平面內(nèi)任意走向 的軌跡。根據(jù)圖9和10，再次說明和示出本創(chuàng)造性的發(fā)明的方法圖9示出了水平支撐的人體的矢狀位截面，該人體帶有從上身至腳延伸的血管樹 GB。粗略地看，該血管樹GB可以通過一個均勻地垂直傾斜的規(guī)劃F0V(F0Vt。t)外切。通過 相同大小的HF激勵體積(HF-AV1至HF-AVN)進(jìn)行對該規(guī)劃FOV的采樣，這些HF激勵體積 相對地在水平和垂直上錯開或者說移動。再次提到的是，通常進(jìn)行HF激勵體積的重疊。要 說明的是，對于按照本發(fā)明的方法的優(yōu)化的潛力在于，類似于多站方法將從一個相位編碼 周期(圖4 =HAl至HA3)至下一個周期(圖4 :HA4至HA6)的重疊保持為極小。圖10中示出了，在待顯示的血管樹以及由此規(guī)劃FOV與精確的線性變化偏差較大的情況下，如何可以通過適當(dāng)?shù)剡x擇HF激勵體積的大小以及其對應(yīng)改變的安排，來優(yōu)化測 量。HF激勵體積的安排可以說遵循了血管樹在χ方向上的波狀走向。同樣可能的是，在臥榻移動的期間除了逐段地不同的取向之外，還進(jìn)行連續(xù)地改變的朝向，或者采用逐段改變的成像參數(shù)(例如，層厚、分辨率，等等)。
權(quán)利要求
一種用于在磁共振斷層造影中生成關(guān)聯(lián)的大圖像的方法，其中有連續(xù)的臥榻移動以及逐段相對于臥榻移動方向的矢狀位切面和/或冠狀位切面FOV，所述方法具有如下的步驟a.拍攝一幅矢狀位和/或冠狀位磁共振斷層造影概略圖像，其中臥榻移動方向在身體縱方向上，并且b.通過外切在有關(guān)概略圖像中反映的感興趣的解剖區(qū)域、例如血管樹，確定各個規(guī)劃FOV(FOVtot)，c.如下地規(guī)劃待入射的2D或3D HF激勵體積(HF-AV)的安排，使得所述規(guī)劃FOV由所述HF激勵體積的整體在矢狀位和/或冠狀位上完全地重疊，d.在臥榻連續(xù)移動期間，在時間上按順序的層選擇性的高頻激勵脈沖的基礎(chǔ)上，對整個通過HF激勵體積定義的2D或者3D區(qū)域逐段地進(jìn)行磁共振斷層造影測量，其特征在于，所述2D或3D HF激勵體積中的至少兩個被相對地矢狀位切面和/或冠狀位切面地移動，其中，HF激勵體積的重心與規(guī)劃FOV的中心線重合。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述HF激勵體積在y方向上的垂直的變 化按照下面等式通過對所獲取的MR數(shù)據(jù)的相位操作實現(xiàn)Sn(ky,x) = Sn{ky,x)e~ik'y"η = 1...Ν，其中，N對應(yīng)于HF激勵體積的數(shù)目，Sn(ky，χ)表示在標(biāo)準(zhǔn)成像采集期間所 測量的MR信號，而表示在y方向的垂直調(diào)整所需要的相位系數(shù)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，所有HF激勵體積的矢狀位和/或冠 狀位寬度大小相等。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，所有HF激勵體積的矢狀位 和/或冠狀位高度大小相等。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，通過輸入接口、例如利用計 算機鼠標(biāo)與規(guī)劃FOV的尺寸對應(yīng)地單獨按照上述視點最佳地調(diào)整各個HF激勵體積的尺寸。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的方法，其特征在于，連續(xù)地改變所述規(guī)劃FOV的 朝向、特別是其中心線。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的方法，其特征在于，逐段地改變成像參數(shù)(例 如，層厚度、分辨率，等等)。
8.—種磁共振斷層造影設(shè)備，其特征在于，適合于實施根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項所 述的方法。
9.一種帶有程序編碼裝置的計算機程序，用于當(dāng)所述程序在一個可機器閱讀的數(shù)據(jù)載 體上存儲時，能夠?qū)嵤┧懈鶕?jù)權(quán)利要求1至7中任一項所述的步驟。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于在磁共振斷層造影中生成關(guān)聯(lián)的大圖像的方法，其中有連續(xù)的臥榻移動以及逐段相對于臥榻移動方向的矢狀位切面和/或冠狀位切面FOV，具有如下步驟拍攝矢狀位和/或冠狀位磁共振斷層造影概略圖像，其中臥榻移動方向在身體縱方向上；通過外切在概略圖像中反映的感興趣的解剖區(qū)域，確定各個規(guī)劃FOV(FOVtot)；規(guī)劃待入射的2D或3D HF激勵體積(HF-AV)的安排，使得規(guī)劃FOV由HF激勵體積的整體在矢狀位和/或冠狀位上完全地重疊；在臥榻連續(xù)移動期間，對整個2D或者3D區(qū)域逐段進(jìn)行磁共振斷層造影測量。該方法的特征在于，相對地矢狀位切面和/或冠狀位切面地移動所述2D或3D HF激勵體積中的至少兩個，其中，HF激勵體積的重心與規(guī)劃FOV的中心線重合。
文檔編號A61B5/055GK101843486SQ20101014400
公開日2010年9月29日 申請日期2010年3月17日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月25日
發(fā)明者邁克爾·曾格 申請人:西門子公司