Результат интеллектуальной деятельности: МАГНИТОРЕЗОНАНСНАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ С МНОГОКАНАЛЬНОЙ ПЕРЕДАЧЕЙ

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Изобретение относится к области магниторезонансной (MR) визуализации. Оно касается способа MR визуализации по меньшей мере участка тела пациента, помещенного в исследуемый объем MR устройства. Изобретение также относится к MR устройству и к блоку многоканальной передачи для MR устройства.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Способы формирования MR изображения, которые используют взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двумерных или трехмерных изображений, широко используется в настоящее время, особенно в области медицинской диагностики, поскольку для отображения мягкой ткани они во многих отношениях превосходят другие способы визуализации и, не требуя ионизирующего излучения, обычно оказываются неинвазивными.

В соответствии с MR способом исследуемое тело пациента обычно помещается в сильное, однородное магнитное поле, направление которого задает и ось (обычно ось z) системы координат, на которой базируется измерение. Магнитное поле образует различные энергетические уровни для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут быть возбуждены (спиновый резонанс) приложением переменного электромагнитного поля (радиочастотное (RF) поле) определенной частоты (так называемая Ларморова частота, или MR частота). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов характеризует полную намагниченность, которая может быть выведена из состояния равновесия приложением электромагнитного импульса соответствующей частоты (RF импульс), при том, что магнитное поле RF импульса ориентировано перпендикулярно z-оси, так, что намагниченность вызывает прецессию вокруг z-оси. Это движение вектора намагниченности описывает коническую поверхность, образующий угол которой рассматривается как угол наклона вектора намагниченности. Величина угла наклона вектора намагниченности зависит от интенсивности и длительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого 90°-го импульса, спины отклоняются от z-оси в поперечную плоскость (угол наклона вектора намагниченности 90°). Импульс RF излучается к телу пациента посредством определенной структуры индукционных RF катушек MR устройства. Структура RF катушек обычно окружает исследуемый объем, в который помещается тело пациента.

После прекращения действия RF импульса происходит релаксация намагниченности назад к исходному состоянию равновесия, в котором намагниченность в z-направлении возникает снова с первой постоянной времени Т₁ (спин-решеточное, или продольное, время релаксации), и происходит релаксация намагниченности в направлении, перпендикулярном к z-направлению со второй постоянной времени T₂ (спин-спиновое, или поперечное, время релаксации). Вариация намагниченности может быть зарегистрирована посредством приемных RF катушек, которые размещены и ориентированы в пределах исследуемого объема MR устройства таким образом, что вариация намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном к z-оси. Ослабление поперечной намагниченности сопровождается после приложения, например, 90°-го импульса переходом ядерных спинов (индуцированным локальными неоднородностями магнитного поля) от упорядоченного состояния с одной и той же фазой к состоянию, в котором все фазовые углы равномерно распределены (сдвинуты по фазе). Фазовый сдвиг может быть скомпенсирован посредством переориентирующего импульса (например, 180°-го импульса). При этом в приемных катушках образуется эхо-сигнал (спиновое эхо).

Для реализации пространственного разрешения в исследуемом теле линейные градиенты магнитного поля, ориентированные по трем главным осям, накладываются на однородное магнитное поле, приводя к линейной пространственной зависимости частоты спинового резонанса. Сигнал, фиксируемый в приемных катушках, содержит в этом случае компоненты различных частот, которые могут быть связаны с различными местоположениями в теле. Данные сигнала, полученные с помощью приемной катушки соответствуют области пространственных частот и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя множественные линии, полученные с различным кодированием фазы. Каждая линия оцифровывается сбором множества выборок. Набор данных k-пространства преобразуется в MR изображение посредством преобразования Фурье.

Обычно желательно иметь относительно равномерную однородность формируемого RF поля (поле B₁) для возбуждения магнитного резонанса по всему сечению визуализируемого участка тела пациента. Однако, когда MR частота увеличивается с увеличением напряженности главного магнитного поля, это становится более затруднительным вследствие потерь на проводимость и эффекта длины волны в пределах тела пациента. MR визуализация с многоканальной передачей была принята как стандартный способ действия объемных RF катушек для достижения относительно однородного поля B₁. По сравнению с режимом работы с единственным каналом, методика с двухканальной передачей приводит к значительно увеличенной однородности поля B₁.

В известной системе с многоканальной передачей сигнал RF мощности обычно подается на структуру RF катушек через порты RF-привода, соединяемые с отдельными элементами резонатора структуры RF катушек. Структура RF катушек может быть так называемым резонатором типа «птичьей клетки», содержащим множество звеньев, размещаемых параллельно продольной оси главного магнитного поля, причем резонатор типа «птичьей клетки» окружает визуализируемый участок исследуемого тела. В этом случае порты RF-привода соединяются с двумя или несколькими звеньями резонатора типа «птичьей клетки». MR системы с двухканальной передачей обычно используют две независимых RF передающих цепочки и усилители для подачи сигналов RF мощности на порты RF-привода структуры катушек. Подаваемой на различные порты RF-привода мощностью RF можно раздельно управлять, чтобы оптимизировать однородность RF поля (так называемый RF шимминг).

Оказывается, что различные задачи визуализации, которые используют RF шимминг, предъявляют различные требования к RF мощности от каждого из двух каналов. Шимминг двойного канала может поэтому привести к требованию существенно асимметричной мощности на двух портах RF-привода для структуры RF катушек. Степень асимметрии зависит от анатомии, для которой однородность RF поля должна быть оптимизирована, и также от той степени, до которой требуется осуществить шимминг. Как правило, усилители RF мощности в пределах многоканальной передающей системы имеют равные допустимые мощности. Однако асимметрия, возникающая в потреблении мощности, приводит к ситуации, когда в основном работает один из усилителей RF мощности, в то время как другие усилители RF мощности не работают.

Кроме того, недостаток известных MR систем с многоканальной передачей заключается в том, что асимметрия в потреблении RF мощности изменяется в соответствии, например, с изменяемой анатомией пациента и/или изменяемой задачей визуализации. По этой причине в обычных многоканальных системах необходимо использовать во всех каналах усилители RF мощности, имеющие достаточные избыточные допустимые мощности, чтобы иметь возможность удовлетворить требованиям любого возможного применения. Это приводит к невыгодному увеличению стоимости системы.

Международная заявка WO2008/13588 раскрывает устройство многоканального RF передатчика, содержащего множество RF антенн в виде катушек типа «птичья клетка». Первый и второй RF каналы соединены с первым и вторым квадратурными портами катушек типа «птичья клетка».

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Из вышесказанного очевидно, что имеется потребность в улучшенной методике MR визуализации. Следовательно, цель изобретения заключается в предоставлении MR способа и MR устройства, которые использует доступные допустимые мощности усилителей RF мощности эффективно для всех возможных применений. Неиспользованных допустимых мощностей в передающей цепи MR аппарата следует избежать в наибольшей возможной степени.

В соответствии с изобретением, раскрыт способ MR визуализации по меньшей мере участка тела пациента, помещаемого в исследуемый объем MR устройства. Способ по изобретению содержит следующие этапы:

применения к участку тела визуализирующей последовательности, содержащей RF импульсы и переключаемые градиенты магнитного поля, RF импульсы, передаваемые к участку тела через структуру RF катушек, окружающих исследуемый объем, причем RF сигналы подаются на структуру RF катушек через два или более канала передачи асимметричным образом относительно горизонтальной и/или вертикальной оси сечения участка тела;

получения MR сигналов от участка тела (110); и

реконструкции MR изображения из полученных MR сигналов.

Сущность изобретения заключается в подаче RF энергии на структуру RF катушек используемого MR аппарата геометрически подходящим, асимметричным образом, относительно горизонтальной и/или вертикальной оси визуализируемого тела, что подходит для большинства применений. Потребление мощности для получения однородного поля B₁ асимметрично в соответствии с изобретением точно так же, как и уровне техники. Однако в данном случае асимметрия качественно та же самая для различных применений визуализации, что обусловлено специальным асимметричным RF питанием структуры RF катушек. Следовательно, потребление мощности в одном канале передачи всегда меньше, чем потребление мощности в другом канале передачи. Следовательно, оказывается возможным создать соответствующие условия для усилителей RF мощности, имеющих различные допустимые мощности в различных каналах передачи. В соответствии с изобретением оказывается возможным избежать неиспользованного избытка допустимых RF мощностей, который всегда присутствует в известных системах с многоканальной передачей по описанным выше причинам. Это приводит к существенному снижению стоимости системы.

Структура RF катушек, используемая в соответствии с изобретением, может быть резонатором типа «птичьей клетки», содержащим множество звеньев, размещенных параллельно продольной оси визуализируемого тела пациента, причем резонатор типа «птичьей клетки» содержит два или более портов RF-привода, соединенных с различными звеньями. Вследствие асимметричного расположения звеньев, на которые подается RF мощность, потребление мощности в одном канале всегда будет меньше, чем потребление мощности в другом канале. Следовательно, усилитель RF мощности, имеющий меньшие допустимые мощности может быть соединен с одним из портов RF-привода, тогда как усилитель RF мощности, имеющий большие допустимые мощности, может быть соединен с другим портом RF-привода. Полная устанавливаемая RF мощность может быть значительно уменьшена, таким образом, без ограничения общего удобства и простоты использования системы для различных применений визуализации.

Изобретение относится не только к MR способу, но также и к MR устройству. В соответствии с изобретением MR устройство включает в себя:

главный магнит для формирования однородного, стационарного магнитного поля в пределах исследуемого объема вдоль главной оси поля,

множество градиентных индукционных катушек для формирования переключаемых градиентов магнитного поля в различных пространственных направлениях в пределах исследуемого объема,

по меньшей мере одну структуру RF катушек для формирования RF импульсов в пределах исследуемого объема и/или для приема MR сигналов от тела пациента, помещенного в исследуемый объем, причем структура RF катушек окружает исследуемый объем и содержит два или более порта RF-привода, соединенные с элементами резонатора структуры RF катушек, причем элементы резонатора расположены асимметрично относительно горизонтальной и/или вертикальной оси сечения структуры RF катушек и/или тела пациента,

блок управления для управления временной последовательностью RF импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля,

блок реконструкции, и

блок визуализации.

В соответствии с еще одним аспектом изобретения раскрыт блок многоканальной передачи для подачи сигналов RF мощности на структуру RF катушек MR устройства, причем блок передачи содержит два или более канала передачи, каждый канал передачи, включающий в себя усилитель RF мощности, причем усилители RF мощности различных каналов передачи имеют неравные допустимые мощности. Такой блок многоканальной передачи может быть использован в комбинации с MR устройством, в котором сигналы RF мощности подаются на структуру RF катушек геометрически асимметричным образом относительно симметрии визуализируемого участка тела пациента. Вследствие неравных допустимых мощностей усилителей RF мощности удается избежать неиспользованной избыточной установленной RF мощности, и полные затраты на систему снижаются. Оказывается, что изобретение позволяет реализовать блок многоканальной передачи, в котором допустимые мощности RF усилителя мощности одного канала передачи по меньшей мере вдвое больше допустимых мощностей усилителя RF мощности другого канала передачи. Практически полная установленная RF мощность может быть снижена на 35% по сравнению с обычными системами, в которых структура RF катушек возбуждается симметрично. Кроме того, блок многоканальной передачи по изобретению может быть использован очень гибким образом во всех случаях, в которых случается асимметричное потребление RF мощности. С этой целью многоканальный блок передачи по изобретению может преимущественно содержать коммутатор, который дает возможность выборочно подключить каждый усилитель RF мощности к каждому порту RF-привода для структуры RF катушек. Коммутатор может быть управляемым блоком управления соответствующего MR устройства.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Приложенные чертежи раскрывают предпочтительные варианты реализации изобретения. Однако следует понимать, что чертежи приведены только в целях иллюстрации, а не как определение пределов изобретения.

Фиг.1 изображает MR устройство в соответствии с изобретением;

Фиг.2 - сечение структуры RF катушек с портами RF-приводов, расположенными обычным образом;

Фиг.3 - сечение структуры RF катушек с портами RF-приводов, расположенными в соответствии с изобретением;

Фиг.4 - сечение структуры RF катушек с портами RF-приводов, расположенными в соответствии с изобретением;

Фиг.5 - диаграмма, показывающая уровень мощности сигналов RF, подаваемых через порты RF-привода в структуры RF катушек из Фиг.2 и 3;

Фиг.6 - схематический вид блока многоканальной передачи в соответствии с изобретением;

Фиг.7 - дополнительный вариант реализации блока многоканальной передачи в соответствии с изобретением.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На Фиг.1 показано MR устройство 101. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные катушки 102 главного магнита, так, что, по существу, однородное, постоянное во времени, главное магнитное поле формируется вдоль z-оси по исследуемому объему.

Система формирования и управления магнитным резонансом применяет последовательность RF импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для обращения или возбуждения ядерных магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, переориентации магнитного резонанса, управления магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов, и т.п., для выполнения MR визуализации.

Более конкретно, усилитель 103 градиентного импульса подает импульсы тока на выбранные общие градиентные катушки 104, 105 и 106 вдоль x, y и z-осей исследуемого объема. Цифровой многоканальный радиочастотный RF передатчик 107 передает RF импульсы, или пакеты импульсов, через два порта 119, 120 RF-привода на RF катушку 109 общего объема, чтобы передать RF импульсы в исследуемый объем.

Типичная MR визуализирующая последовательность составлена из сегментов малой длительности пакета RF импульсов, которые, действуя совместно друг с другом и с любыми приложенными градиентами магнитного поля, достигают желаемого управления ядерным магнитным резонансом. Импульсы RF используются для насыщения, возбуждения резонанса, обратной намагниченности, переориентации резонанса или управления резонансом и для выбора участка тела 110, помещенного в исследуемый объем. Сигналы MR также фиксируются RF катушкой 109 общего объема.

Для формирования MR изображений ограниченных областей тела 110 посредством параллельной визуализации ряд RF катушек 111, 112, 113 локальной матрицы помещается вблизи области, выбранной для визуализации. Матрица катушек 111, 112, 113 может быть использована для приема MR сигналов, индуцированных RF передачами катушек тела.

Образующиеся MR сигналы регистрируются в показанном варианте реализации матрицей RF катушек 111, 112, 113 и демодулируются приемником 114, предпочтительно включающим в себя предусилитель (не показан). Приемник 114 соединен с RF катушками 111, 112 и 113 через переключатель 108.

Главный компьютер 115 управляет усилителем 103 градиентного импульса и передатчиком 107 для формирования любой из множества последовательностей MR визуализации, например планарной визуализация по эхо-сигналу (EPI), объемной визуализация по эхо-сигналу, градиентной визуализации и визуализации по спиновому эхо, визуализации по быстрому спиновому эхо и т.п. Для выбранной последовательности приемник 114 принимает единственную линию или множество линий MR данных в быстрой последовательности после каждого импульса RF возбуждения. Система 116 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразовывает каждую линию MR данных в цифровой формат, подходящий для дальнейшей обработки. В современных MR устройствах система 116 сбора данных представляет собой отдельный компьютер, который предназначен для сбора необработанных данных визуализации.

В конечном счете цифровые необработанные данные визуализации восстанавливаются в представление изображения процессором 117 реконструкции, который применяет преобразование Фурье и другие соответствующие алгоритмы реконструкции, такие как SENSE или SMASH. MR изображение может отображать плоский срез через пациента, матрицу параллельных плоских срезов, трехмерный объем или подобное. Изображение затем сохраняется в памяти для изображения, где к нему можно обратиться для преобразования срезов, проекций или других участков отображения изображения в соответствующий формат для визуализации, например, через видеомонитор 118, который предоставляет считываемый человеком дисплей образованного MR изображения.

Снова обращаясь к Фиг.1 и дополнительно обращаясь к Фиг.2, 3, и 4, асимметричное RF возбуждение структуры (109) RF катушек в соответствии с изобретением описано для случая резонатора типа «птичьей клетки» в качестве структуры 109 RF катушек.

На Фиг.2, 3, и 4 показаны сечения резонаторов типа «птичьей клетки», содержащих множество звеньев 1-16, размещенных параллельно главной z-оси поля. Резонатор типа «птичьей клетки» окружает исследуемый объем MR устройства 1. Как показано на Фиг.2 и 3, тело 110 пациента помещается в пределах резонатора типа «птичьей клетки» вблизи его центра. На Фиг.2, 3, и 4 дополнительно показана вертикальная ось 201 симметрии резонатора типа «птичьей клетки», который образует одновременно вертикальную ось симметрии тела 110 пациента.

На Фиг.2 показан обычный вариант, в котором порты 119 и 120 RF-привода соединяются со звеньями 7 и 11, то есть симметричным образом относительно вертикальной оси 201.

На Фиг.3 показана структуру в соответствии с изобретением, в которой два порта 119 и 120 RF-привода соединяются со звеньями 6 и 10, которые расположены асимметрично относительно вертикальной оси 201 сечения структуры 109 RF катушек. Угловое расстояние между портами 6 и 10 RF-привода составляет 90°.

На Фиг.4 показана дополнительная конфигурация в соответствии с изобретением, причем порты 119 и 120 RF-привода соединены со звеньями 8 и 12, которые также расположены асимметрично относительно вертикальной оси 201 сечения структуры (109) RF катушек.

Диаграммы на Фиг.5 показывают RF мощность (в кВт), требуемую для достижения оптимальной однородности RF в различных конфигурациях и применениях. В каждой из диаграмм 501-506 левый столбец показывает RF мощность в первом канале передачи, тогда как средний столбец показывает RF мощность во втором канале. Правый столбец показывает полное потребление RF мощности.

Диаграмма 501 на Фиг.5 относится к случаю визуализации тела (туловища) с использованием структуры изобретения, как показано на Фиг.3, в которой первый канал передачи соединен с портом 119 RF-привода, тогда как второй канал передачи соединен с портом 120 RF-привода. Оказывается, что потребление RF мощности в первом канале передачи намного меньше, чем потребление RF мощности во втором канале для получения максимальной RF однородности. Фактически RF мощность в первом канале составляет меньше чем 4,0 кВт, тогда как RF мощность во втором канале составляет больше чем 22,0 кВт. Ситуация подобна для случая диаграммы 502. Диаграмма 502 показывает ситуацию для визуализации груди с использованием той же самой конфигурации портов 119, 120 RF-привода (Фиг.3). И опять же RF мощность в первом канале передачи намного меньше, чем RF мощность во втором канале передачи, чтобы достигнуть оптимальной RF однородности.

Ситуация значительно изменяется, когда используется обычная конфигурация, как показано на Фиг.2, в которой порты 119 и 120 RF-привода размещены симметрично относительно вертикальной оси 201. Диаграмма 503 показывает случай визуализации тела (туловища). В этом случае RF мощность в первом канале передачи снова меньше, чем RF мощность во втором канале передачи. Диаграмма 504 относится к случаю визуализации груди с использованием конфигурации, показанной на Фиг.2. Здесь ситуация обратная. RF мощность в первом канале передачи больше, чем RF мощность во втором канале передачи.

Диаграммы 505 и 506 снова относятся к случаям визуализации тела (туловища) и визуализации груди соответственно. Порты RF-привода соединены со звеньями 8 и 12 (Фиг.4). Как можно видеть из диаграмм 505 и 506, потребление RF мощности снова асимметрично, но также и качественно различается для различных применений визуализации.

Как можно видеть из диаграмм 501 и 502 на Фиг.5, RF шимминг для визуализации тела (туловища) и визуализации груди всегда приводит к асимметричному распределению RF мощности по двум каналам передачи, причем малое и большое потребление RF мощности происходит в тех же самых каналах. Это может применяться в соответствии с изобретением при использовании передающего блока 107 для подачи RF энергии на порты 119 и 120 RF-привода, причем каналы передачи передающего блока 107 включают в себя усилители RF мощности, имеющие неравные допустимые мощности. Для показанного на Фиг.3 случая допустимые мощности усилителя RF мощности в первом канале передачи могут быть меньше, чем половина допустимой мощности усилителя RF мощности во втором канале передачи. Полная установленная RF мощность может быть уменьшена по меньшей мере на 25%. Практически фактор снижения может составлять до 35% по сравнению с обычной ситуацией, показанной на Фиг.2. Следовательно, изобретение помогает уменьшить требования по полной мощности и, следовательно, связанные с этим расходы на систему.

На Фиг.6 схематично показан двухканальный RF блок 107 передачи по изобретению. Блок 107 передачи используется для подачи RF мощности на структуру 109 RF катушек. С этой целью выходные порты 601 и 602 соединяются с портами 119 и 120 RF-привода структуры (109) RF катушек. Блок 107 передачи содержит два канала передачи, причем каждый канал передачи включает в себя усилитель 603, 604 RF мощности. Усилители 603, 604 RF мощности имеют неравные допустимые мощности. Допустимые мощности двух усилителей 603, 604 RF мощности могут быть выбраны в соответствии с диаграммами, показанными на Фиг.5, в зависимости от соответствующей конфигурации портов 119, 120 RF-привода. Усилители 603, 604 RF мощности соединяются с выходными портами 601, 602 через коммутатор 605, посредством которого каждый усилитель 603, 604 RF мощности может выборочно присоединяться к одному из выходных портов 601, 602 блока многоканальной передачи 107. Это позволяет использовать RF блок 107 передачи, показанный на Фиг.6, даже в конфигурации, показанной на Фиг.4. В соответствии с диаграммами 505 и 506 на Фиг.5 распределение RF мощности асимметрично для визуализации тела (туловища) и визуализации груди соответственно. Однако малая и большая потребляемые RF мощности возникают в различных каналах для визуализации тела (туловища) и визуализации груди. Коммутатор 605 позволяет использовать RF блок 107 передачи и для визуализации тела (туловища) и для визуализации груди в конфигурации, показанной на Фиг.4.

Другой вариант реализации показан на Фиг.7, в котором RF блок 107 передачи содержит четыре выходных порта 601, 602, 606, 607. Коммутатор 605 позволяет выборочно подключать каждый усилитель 603, 604 RF мощности произвольно к одному из выходных портов 601, 602, 606, 607. Выходные порты 601, 602 могут быть соединены со звеньями 6 и 10, тогда как выходные порты 606 и 607 соединяются со звеньями 8 и 12. В этом случае показанная на Фиг.3 конфигурация может быть использована для визуализации тела (туловища) (см. диаграмму 501 на Фиг.5), тогда как показанная на Фиг.4 конфигурация может быть использована для визуализации груди (см. диаграмму 506 на Фиг.5). Это преимущественно позволяет использовать усилители 603, 604 RF мощности, имеющие значительно различающиеся допустимые мощности. Допустимые мощности усилителя 603 должны составлять 22 кВт, тогда как допустимой мощности только в 4 кВт достаточно для усилителя 604.

В вышеприведенном описании визуализация тела (туловища) и визуализация груди упомянуты как примерные применения. Однако следует отметить, что способ и аппарат по изобретению могут быть использованы с преимуществом также и для визуализации головы, кардиологической визуализации, визуализации печени, визуализации конечностей и для других задач визуализации.