Результат интеллектуальной деятельности: БЫСТРОЕ ФОРМИРОВАНИЕ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ С ДВОЙНОЙ КОНТРАСТНОСТЬЮ

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к области формирования магнитно-резонансного (MR) изображения. Оно относится к способу формирования MR-изображения, по меньшей мере, участка тела пациента, помещенного в объеме исследования MR-устройства. Изобретение также относится к MR-устройству и к компьютерной программе, которая должна выполняться на MR-устройстве.

Уровень техники

Магнитно-резонансные способы формирования изображения, использующие взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двумерных или трехмерных изображений, широко используются в настоящее время, особенно в области медицинской диагностики, потому что для формирования изображения мягкой ткани они во многих отношениях превосходят другие способы формирования изображения, не требуя ионизирующей радиации, и обычно неинвазивны.

В целом, в соответствии с MR-способом, тело пациента, подвергаемого исследованию, помещается в мощное однородное магнитное поле, направление которого в то же время определяет ось (обычно ось Z) системы координат, на которой основано измерение. Магнитное поле создает различные энергетические уровни для индивидуальных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут возбуждаться (спиновый резонанс) при приложении переменного электромагнитного поля (RF-поля) с определенной частотой (так называемой частотой Лармора или MR-частотой). С макроскопической точки зрения распределение индивидуальных ядерных спинов создает общее намагничивание, которое может отклоняться от состояния равновесия при приложении электромагнитного импульса подходящей частоты (RF-импульса), в то время как магнитное поле проходит перпендикулярно оси Z, так что намагничивание создает прецессионное движение вокруг оси Z. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол апертуры которого упоминается как угол отклонения. Величина угла отклонения зависит от мощности и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого 90-градусного импульса спины отклоняются от оси Z в поперечно расположенную плоскость (угол отклонения 90°).

После прекращения действия RF-импульса намагничивание снижается обратно до исходного состояния равновесия, в котором намагничивание в направлении оси Z восстанавливается в исходное состояние с первой постоянной T₁ времени (время спин-решеточной или продольной релаксации) и намагничивание в направлении, перпендикулярном оси Z, снижается со второй постоянной T₂ времени (время спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагничивания может обнаруживаться посредством одной или более приемных RF-катушек, расположенных и ориентированных внутри объема исследования MR-устройства таким образом, что изменение намагничивания измеряется в направлении, перпендикулярном оси Z. После приложения, например, 90-градусного импульса ослабление поперечного намагничивания сопровождается переходом ядерных спинов (вызванных локальной неоднородностью магнитного поля) из навязанного состояния с одной и той же фазой в состояние, в котором все фазовые углы распределяются равномерно (дефазирование). Дефазирование может компенсироваться посредством перефокусирующего импульса (например, 180-градусного импульса). Это создает эхо-сигнал (спиновый эхо-сигнал) в приемных катушках.

Для реализации пространственной разрешающей способности в теле градиенты линейного магнитного поля, проходящего вдоль трех главных осей, накладываются на однородное магнитное поле, приводя к линейной пространственной зависимости резонансной частоты спинов. Сигнал, полученный в приемных катушках, при этом содержит составляющие различных частот, которые могут быть связаны с различными местоположениями в теле. Сигнальные данные, полученные посредством RF-катушек, соответствуют пространственной частотной области и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно содержат многочисленные линии, полученные при различном фазовом кодировании. Каждая линия оцифровывается, собирая множество выборок. Набор данных k-пространства преобразуется в MR-изображение посредством преобразования Фурье.

Магнитно-резонансная ангиография (MRA) является группой способов, основанных на формировании MR-изображения с целью формирования изображения кровеносных сосудов. MRA используется для формирования изображения артерий, чтобы оценить их стеноз, окклюзию или аневризмы. MRA часто используется для оценки артерий шеи и мозга, грудной и брюшной аорты, почечных артерий и конечностей. Кроме того, известны способы магнитно-резонансной венографии (MRV), используемые для формирования изображений вен.

Способы MRA могут быть разделены на способы со "светлой кровью" и способы с "темной кровью". При ангиографии со светлой кровью или времяпролетной (TOF) ангиографии оптимизируются MR-сигналы от текущей крови, тогда как MR-сигналы от неподвижной ткани подавляются. MRA с темной кровью обычно использует короткое время появления эхо-сигнала в комбинации с большими углами отклонения для возбуждения магнитного резонанса. По мере того как текущая кровь поступает в область, в которой фактически формируют изображение, она подвергается воздействию ограниченного количества RF-импульсов возбуждения и поэтому не насыщается. Следовательно, MR-сигналы от текущей крови имеют намного большую амплитуду, чем MR-сигналы от насыщенной неподвижной ткани. Использование больших углов отклонения приводит к большой амплитуде MR-сигнала от вновь поступающих движущихся спинов крови внутри отображаемого объема. Одновременно достигается эффективное подавление статических спинов за счет использования больших углов отклонения. Как следствие, в результирующих MR-изображениях со светлой кровью светлые кровеносные сосуды изображаются на темном фоне.

Напротив, способы MRA с темной кровью используют связанное с потоком отсутствие сигнала. MR-сигналы от текущей крови подавляются, тогда как MR-сигналы от неподвижной ткани оптимизируются. Другими словами, текущая кровь в результирующем MR-изображении видна темной или черной из-за отсутствия или минимума MR-сигнала, создаваемого текущей кровью. MRA с темной кровью обычно использует малый угол отклонения и длительное время появления эхо-сигналов. Благодаря длительному времени появления эхо-сигналов MR-сигнал от движущихся спинов крови уменьшается относительно их окружения в момент сбора данных сигнала. Малый угол отклонения используется для возбуждения магнитного резонанса, чтобы выделить MR-сигналы на фоне неподвижной ткани, окружающей кровеносные сосуды.

На практике иногда требуется применять MRA как с темной кровью, так и со светлой кровью, чтобы иметь дополнительную информацию двух типов контрастности, доступных для диагностики. Проблема состоит в том, что для формирования обоих MR-изображений со светлой кровью и с темной кровью требуются два полных сканирования, что приводит к соответственно продолжительному времени сканирования.

Из вышесказанного явно видно, что существует необходимость в улучшенном способе формирования MR-изображения. Следовательно, задача изобретения состоит в формировании MR-изображения с двойной контрастностью при меньшем времени сбора данных.

Раскрытие изобретения

В соответствии с изобретением, раскрывается способ формирования MR-изображения, по меньшей мере, участка тела пациента, помещенного в объем исследования MR-устройства. Способ содержит этапы, на которых:

- подвергают участок тела воздействию первой последовательности формирования изображения для получения первого набора сигнальных данных из центрального участка k-пространства, в котором магнитный резонанс возбуждается посредством RF-импульсов с большим углом отклонения;

- подвергают участок тела воздействию второй последовательности формирования изображения для получения второго набора сигнальных данных из центрального участка k-пространства, в котором магнитный резонанс возбуждается посредством RF-импульсов с малым углом отклонения;

- подвергают участок тела воздействию третьей последовательности формирования изображения для получения третьего набора сигнальных данных из периферийного участка k-пространства, в котором магнитный резонанс возбуждается посредством RF-импульсов промежуточным углом отклонения;

- реконструируют первое MR-изображение из комбинации первого набора сигнальных данных и третьего набора сигнальных данных;

- реконструируют второе MR-изображение из комбинации второго набора сигнальных данных и третьего набора сигнальных данных.

Сутью изобретения является применение подхода с двухсторонним ограничением для быстрого сбора данных двух MR-изображений, имеющих разную контрастность. Контрастность двух MR-изображений определяется (помимо прочего) различными углами отклонения, используемыми для возбуждения магнитного резонанса при первой и второй последовательностях формирования изображения соответственно. В соответствии с изобретением, только центральный участок k-пространства, который, по существу, определяет контрастность окончательных MR-изображений, сканируется два раза: один раз - посредством первой последовательности формирования изображения, использующей большой угол отклонения, и второй раз - посредством второй последовательности формирования изображения, использующей меньший угол отклонения. Остальной периферийный участок k-пространства, который определяет разрешающую способность результирующих MR-изображений, сканируется только один раз, а именно посредством третьей последовательности формирования изображения, использующей промежуточный угол отклонения, то есть угол отклонения между большим углом отклонения первой последовательности формирования изображения и малым углом отклонения второй последовательности формирования изображения. Следовательно, изобретение позволяет получить двойную контрастность изображения через сравнительно короткое время сбора данных, так как периферийный участок k-пространства должен сканироваться только один раз. Большой угол отклонения первой последовательности формирования изображения и малый угол отклонения второй последовательности формирования изображения могут быть оптимизированы индивидуально, чтобы получить желаемую контрастность. Значение промежуточного угла отклонения третьей последовательности формирования изображения и разбиение заданной области k-пространства на центральные и периферийные участки может быть выбрано согласно соответствующему применению, чтобы найти оптимальный баланс между временем сканирования и контрастностью изображения.

В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, первая, вторая и третья последовательности формирования изображения являются последовательностями с двойным эхо-сигналом, так что каждый из первого, второго и третьего наборов сигналов содержит первый и второй эхо-сигналы, последовательно полученные в различные времена появления эхо-сигналов. Таким образом, контрастность первого и второго MR-изображений, реконструированных в соответствии с изобретением, определяется не только различными углами отклонения первой и второй последовательностей формирования изображения, но также и различными временами появления эхо-сигналов, в которые собирают данные первого и второго эхо-сигналов.

В частности, первое MR-изображение может быть изображением со светлой кровью, которое реконструируется из комбинации первых эхо-сигналов первого набора сигнальных данных и первых эхо-сигналов третьего набора сигнальных данных, причем второе MR-изображение является изображением с темной кровью, которое реконструируется из комбинации вторых эхо-сигналов второго набора сигнальных данных и вторых эхо-сигналов третьего набора сигнальных данных. Этот вариант осуществления изобретения позволяет собирать данные как изображения со светлой кровью, так и изображения с темной кровью в пределах времени сканирования, по существу, только одного сканирования. Изображение с темной кровью реконструируется из MR-сигналов, собранных через короткое время появления эхо-сигналов, в то время как темное изображение крови реконструируется из MR-сигналов, полученных через длительное время появления эхо-сигналов. Первые и вторые эхо-сигналы могут быть получены, по существу, не требуя дополнительного времени сканирования, так как используемая последовательность формирования изображения является последовательностью с двойным эхо-сигналом, которая формирует поочередные первые и вторые эхо-сигналы после одиночного возбуждения магнитного резонанса. Для реконструкции изображения с темной кровью центральные данные k-пространства, собранные при использовании большого угла отклонения, объединяются с периферийными данными k-пространства, собранными при использовании промежуточного угла отклонения. Изображение со светлой кровью реконструируется, объединяя центральные данные k-пространства, собранные при использовании малого угла отклонения, с периферийными данными k-пространства, собранными при использовании промежуточного угла отклонения.

В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, первая, вторая и третья последовательности формирования изображения являются последовательностями полевых эхо-сигналов. Например, трехмерная последовательность FFE двойного эхо-сигнала может быть оптимизирована так, что первые данные эхо-сигнала могут быть реконструированы в изображение со светлой кровью, тогда как вторые данные эхо-сигнала могут быть реконструированы в изображение с темной кровью.

В соответствии с другим предпочтительным вариантом осуществления изобретения, первая, вторая и третья последовательности формирования изображения являются стационарными последовательностями. Стационарные последовательности формирования изображения позволяют, в частности, быстрое получение данных изображения. Стационарная последовательность является любой последовательностью формирования изображения, в которой ненулевое стационарное состояние развивается в поперечное и продольного спиновое намагничивание. Период повторения, то есть временной интервал между двумя последовательными RF-импульсами возбуждения в стационарной последовательности, короче, чем времена продольной и поперечной релаксации. Последовательности формирования изображения с помощью двойного эхо-сигнала в стационарном состоянии могут применяться в соответствии с изобретением. В этом случае два градиента или спиновых эхо-сигнала получают в течение единого интервала между последовательными RF-импульсами возбуждения.

Концепция двухстороннего ограничения для получения двойной контрастности может легко быть распространена на одновременный сбор данных для изображения, взвешенного по протонной плотности, и T₂-взвешенное изображение или T₁-взвешенное изображение и изображение, взвешенное по протонной плотности.

Благодаря применению различных углов отклонения в первой последовательности формирования изображения и второй последовательности формирования изображения существует разрыв в амплитудах сигналов первого, второго и третьего наборов сигнальных данных. С этой целью первый, второй и/или третий наборы сигнальных данных должны быть скорректированы в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, так чтобы перед реконструкцией первого и второго MR-изображений был достигнут плавный переход амплитуды сигнала между центральными данными k-пространства и периферийными данными k-пространства.

В соответствии с еще одним предпочтительным вариантом осуществления, третий набор сигнальных данных получается из полного k-пространства, содержащего центральные и периферийные области k-пространства. Можно собрать данные MR-сигналов из полного k-пространства посредством третьей последовательности формирования изображения без значительного увеличения общего времени сканирования. Преимущество этого подхода состоит в том, что третьи сигнальные данные, полученные для центральной части k-пространства, могут использоваться для реконструкции изображения с плавным переходом между центральными данными k-пространства и периферийными данными k-пространства первого, второго и третьего наборов сигнальных данных.

Способ изобретения, описанный до этого, может выполняться посредством MR-устройства, содержащего по меньшей мере один основной соленоид для формирования однородного стационарного магнитного поля внутри объема исследования, множество градиентных катушек для формирования переключаемых градиентов магнитного поля в различных пространственных направлениях внутри объема исследования, по меньшей мере одну RF-катушку для формирования RF-импульса внутри объема исследования и/или для приема MR-сигналов от тела пациента, помещенного в объем исследования, блок управления для управления временной последовательностью RF-импульсов и переключаемыми градиентами магнитного поля, блок реконструкции и блок визуализации. Способ изобретения предпочтительно осуществляется соответствующим программированием блока реконструкции, блока визуализации и/или блока управления MR-устройства.

Способ, соответствующий изобретению, может предпочтительно выполняться в большинстве MR-устройств, используемых в клинической практике в настоящее время. С этой целью необходимо просто использовать компьютерную программу, которая управляет MR-устройством, чтобы оно выполняло объясненные выше этапы способа изобретения. Компьютерная программа может присутствовать либо на носителе данных, либо в сети передачи данных, чтобы загружаться для установки в блок управления MR-устройства.

Краткое описание чертежей

Прилагаемые чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Следует понимать, однако, что чертежи предназначены только для цели иллюстрации и не должны рассматриваться как определение ограничений изобретения. На чертежах:

фиг.1 - MR-устройство для выполнения способа изобретения;

фиг.2 - схематичное представление первой, второй и третьей последовательностей формирования изображения, используемых в соответствии с изобретением;

фиг.3 - иллюстрация способа изобретения.

Осуществление изобретения

На фиг.1 показано MR-устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные основные соленоиды 2, такие, чтобы создавать, по существу, однородное, постоянное во времени основное магнитное поле вдоль оси Z через объем исследования.

Система формирования магнитного резонанса и манипулирования прикладывает последовательности RF-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, чтобы инвертировать или возбуждать ядерные магнитные спины, вызывать магнитный резонанс, перефокусировать магнитный резонанс, манипулировать магнитным резонансом, пространственно и как-либо иначе кодировать магнитный резонанс, насыщать спины и т.п. для выполнения формирования MR-изображения.

Более конкретно градиентный импульсный усилитель 3 подает импульсы тока в выбранную одну из градиентных катушек 4, 5 и 6 вдоль осей X, Y и Z объема исследования. Цифровой передатчик 7 с частотой RF передает RF-импульсы или импульсные пакеты через переключатель 8 передачи/приема в объемную RF-катушку 9 всего тела, чтобы передавать RF-импульс в объем исследования. Типичная последовательность формирования MR-изображения состоит из пакета фрагментов RF-импульса короткой длительности, которые вместе друг с другом и любыми приложенными градиентами магнитного поля осуществляют выбранное манипулирование ядерным магнитным резонансом. RF-импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагничивания, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом и выбора участка тела 10, помещенного в объем исследования. MR-сигналы также принимаются объемной RF-катушкой 9 всего тела.

Для формирования MR-изображений ограниченных областей тела 10 набор локальных матричных RF-катушек 11, 12, 13 располагается рядом с областью, выбранной для формирования изображения. Матрица катушек 11, 12, 13 может использоваться для приема MR-сигналов, наведенных RF-передачами между катушками и телом.

Результирующие MR-сигналы принимаются объемной RF-катушкой 9 всего тела и/или матрицей RF-катушек 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно содержащим предварительный усилитель (не показан). Приемник 14 соединяется с RF-катушками 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 передачи/приема.

Главный компьютер 15 управляет градиентным импульсным усилителем 3 и передатчиком 7, чтобы формировать любое множество последовательностей формирования MR-изображения, таких как эхо-планарное формирование изображения (EPI), эхо-объемное формирование изображения, градиентное и спин-эховое формирование изображения, быстрое спин-эховое формирование изображения и т.п. Для выбранной последовательности приемник 14 принимает одиночную или множество линий MR-данных в быстрой последовательности после каждого RF-импульса возбуждения. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию MR-данных в цифровой формат, пригодный для дальнейшей обработки. В современных MR-устройствах система 16 сбора данных является отдельным компьютером, специализирующимся на сборе необработанных данных изображения.

В конечном счете, цифровые необработанные данные изображения реконструируются в представление изображения посредством процессора 17 реконструкции, применяющего преобразование Фурье или другие соответствующие алгоритмы реконструкции (такие как, например, SENSE или SMASH). MR-изображение может представлять плоский срез через пациента, матрицу параллельных плоских срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение затем сохраняется в видеопамяти, где к нему можно получить доступ для преобразования срезов, проекций или других участков представления изображения в соответствующий формат для визуализации, например, через видеомонитор 18, обеспечивающий считываемое человеком отображение результирующего MR-изображения.

Снова со ссылкой на фиг.1 и с дополнительной ссылкой на фиг.2 и 3 объясняется вариант осуществления изобретением подхода к формированию изображения.

На фиг.2 показана схема последовательностей для первой, второй и третьей последовательностей формирования изображения в соответствии с изобретением. Магнитный резонанс возбуждается посредством RF-импульса, имеющего угол α отклонения. Градиент GZ выбора среза включается во время облучения RF-импульсом возбуждения. Фазокодированный градиент GY применяется в соответствии с сегментом k-пространства, полученным в настоящий момент. Изображенная последовательность является последовательностью двойного эхо-сигнала, посредством которой первый и второй эхо-сигналы 21 и 22 формируются как полевые эхо-сигналы, соответственно переключая градиент GX. Первый и второй эхо-сигналы получают в различные времена TE1 и TE2 появления эхо-сигналов.

Как показано на фиг.3, первая последовательность формирования изображения используется первоначально для сбора данных MR-сигнала для центрального участка k-пространства, в котором магнитный резонанс возбуждается посредством RF-импульса, имеющего большой угол α₁ отклонения. Типичные значения α₁ лежат в пределах между 18 и 30 градусами. Последовательность двойного эхо-сигнала, показанная на фиг.2, применяется по порядку, чтобы собрать данные 31 MR-сигнала через первое время (короткое) время TE1 появления эхо-сигнала и данные 32 MR-сигнала через второе (длинное) время TE2 появления эхо-сигнала. Данные 31 и 32 MR-сигнала собираются только для центральной части k-пространства и вместе составляют первый набор сигнальных данных в пределах смысла изобретения. Дополнительно вторая последовательность формирования изображения используется для сбора второго набора сигнальных данных, содержащего данные 33 и 34 MR-сигнала. RF-импульсы для возбуждения магнитного резонанса во второй последовательности формирования изображения имеют малый угол α₂ отклонения. Типичные значения α₂ лежат в диапазоне от 10 до 16 градусов. Данные 33 MR-сигнала собираются в первое время TE1 появления эхо-сигнала, тогда как данные 34 MR-сигнала собираются во второе время TE2 появления эхо-сигнала. Посредством третьей последовательности формирования изображения собирается третий набор сигнальных данных 35 и 36, содержащий данные MR-сигнала, причем угол α₃ отклонения третьей последовательности формирования изображения имеет промежуточное значение между α₁ и α₂. Третий набор сигнальных данных получается для полного k-пространства, содержащего центральную область k-пространства, охваченную первой и второй последовательностями формирования изображения, а также периферийными участками k-пространства, которые требуются для получения требуемой разрешающей способности изображения. Наконец, данные 31 и 35 MR-сигнала объединяются. Первое MR-изображение 37 реконструируется из этой комбинации. Первое MR-изображение 37 является изображением со светлой кровью. Дополнительно данные 34 и 36 MR-сигнала объединяются, и второе MR-изображение 38 реконструируется из этой комбинации. Второе MR-изображение 38 является изображением с темной кровью. Изображение 37 со светлой кровью реконструируется из данных MR-сигнала, собранных через (короткое) первое время ТЕ1 появления эхо-сигнала, в котором данные центрального участка k-пространства собираются при использовании большого угла α₁ отклонения. Изображение 38 с темной кровью реконструируется из данных 34, 36 MR-сигнала, собранных через (длинное) второе время TE2 появления эхо-сигнала, в котором данные для центрального участка k-пространства собираются при использовании малого угла α₂ отклонения.

Как показано на фиг.3, изобретение предлагает использовать подход с двухсторонним ограничением, чтобы позволить использование оптимального угла отклонения на центральном участке k-пространства для контрастности, требуемой в первом и втором MR-изображениях соответственно. Таким образом, достигается способ формирования MR-изображения с двойной контрастностью без значительного увеличения времени сканирования по сравнению с традиционным подходом формирования изображения с одиночной контрастностью.