Результат интеллектуальной деятельности: МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНАЯ (MR) ТОМОГРАФИЯ ЭЛЕКТРИЧЕСКИХ СВОЙСТВ

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к области магнитно-резонансной (MR) визуализации. Оно касается способа MR визуализации объекта, размещенного в объеме обследования MR устройства. Изобретение также относится к MR устройству и к компьютерной программе для выполнения на MR устройстве.

Уровень техники

Формирующие изображение MR способы, которые используют 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 визуализации мягких тканей они во многих отношениях превосходят другие способы визуализации, не требуют ионизирующей радиации и обычно являются неинвазивными.

Статья 'Магнитно-резонансная томография электрического импеданса низко-параметрическим индуктивным током для качественной оценки проводимости тканей мозга с использованием априорной информации: исследование путем моделирования' Н. де Жеете (N. de Geete) и др. в материалах 32-ой ежегодной международной конференции IEEE EMBS (стр. 5669-5672) касается магнитно-резонансной томографии электрического импеданса, которая использует вихревые токи, индуцированные градиентом индукции вихревых токов (ECI), переключаемым перед 90° RF возбуждающими импульсами.

Сущность изобретения

В соответствии с MR способом в общем случае объект (например, тело пациента) для исследования располагается в сильном однородном магнитном 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 отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут быть возбуждены (спиновый резонанс) путем приложения переменного электромагнитного поля (RF поля) определенной частоты (так называемой ларморовской частоты или MR частоты). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов создает общую намагниченность, которая может быть отклонена из состояния равновесия путем приложения электромагнитного импульса соответствующей частоты (RF импульса), в то время как магнитное поле проходит перпендикулярно оси z, так что намагниченность выполняет прецессионное движение вокруг оси z. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол апертуры которого называется углом отклонения вектора намагниченности. Величина угла отклонения вектора намагниченности зависит от силы и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого 90° импульса спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол отклонения вектора равен 90°).

После окончания RF импульса намагниченность релаксирует назад к исходному состоянию равновесия, в котором намагниченность в направлении z нарастает вновь с первой постоянной времени T₁ (время спин-решеточной или продольной релаксации), а намагниченность в направлении, перпендикулярном направлению z, релаксирует с второй постоянной времени T₂ (время спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагниченности может быть обнаружено посредством приемных RF катушек, которые расположены и ориентированы в пределах объема обследования MR устройства таким образом, что изменение намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном оси z. Затухание поперечной намагниченности сопровождается, после приложения, например, 90° импульса, переходом ядерных спинов (индуцированным локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одинаковой фазой в состояние, в котором все фазовые углы равномерно распределены (дефазировка). Дефазировка может быть компенсирована посредством перефокусирующего импульса (например, 180° импульса). Это создает эхо-сигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.

Чтобы реализовать пространственное разрешение в объекте, на однородное магнитное поле накладываются линейные градиенты магнитного поля, простирающиеся вдоль трех главных осей, приводя к линейной пространственной зависимости частоты спинового резонанса. Тогда сигнал, принятый в приемных катушках, содержит компоненты различных частот, которые могут быть связаны с различными местоположениями в объекте. Данные сигнала, полученные через приемные катушки, соответствуют частотной области и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя несколько линий, полученных с различным фазовым кодированием. Каждая линия оцифровывается путем сбора множества дискретных значений. Набор данных k-пространства преобразуется в MR изображение посредством преобразования Фурье или других подходящих алгоритмов реконструкции.

Определение пространственного распределения электрических свойств биологических тканей представляет большой интерес, так как комплексная диэлектрическая проницаемость биологических тканей зависит от их состава. Поскольку клеточный состав опухолей отличается от здоровой ткани, было, например, обнаружено, что проводимость глиомы отличается от проводимости окружающей здоровой ткани (см. Лу (Lu) и др., Международный журнал по гипертермии (Int. J. Hyperthermia), 8: 755-60, 1992).

В последнее время были разработаны способы на основе MR визуализации, которые позволяют проводить обследование (комплексной) диэлектрической проницаемости или (только) проводимости биологических тканей. В так называемой MR визуализации плотности тока (MR CDI) внешний источник тока соединяется с кожей обследуемого пациента для подачи электрического тока в ткань. Ток в ткани локально изменяет основную напряженность магнитного поля. Этот эффект используется для визуализации распределения плотности тока в ткани посредством получения изображений MR фазы (Скотт (Scott) и др., Бюллетень IEEE по диагностической визуализации (IEEE Trans. Med. Imag.), 10:362-74, 1991). С использованием соответствующих этапов постобработки может быть получено пространственное распределение электропроводности из полученной карты плотности тока. Этот подход называется MR картированием электрического импеданса (MR EIT, см. Сео (Seo) и др., Бюллетень IEEE по биомедицинской инженерии (IEEE Trans. Biomed. Eng.), 50: 1121-1124, 2003). Эти технические приемы: MR CDI и MR EIT, как правило, выполняются путем подачи постоянного (DC) тока на несколько миллисекунд. Следовательно, полученная проводимость связана с диапазоном ʺнизкихʺ частот (ниже ~1 кГц).

Недостатком обоих вышеописанных технических приемов: CDI MR и EIT MR, является то, что они требуют внешнего источника тока, который не доступен в стандартном окружении MR визуализации. Источник тока должен быть подключен к поверхности кожи обследуемого пациента для подачи тока. Главной проблемой является то, что требуется сравнительно большой ток для получения достаточного отношения сигнал-шум. Такие большие токи могут быть болезненными для обследуемого пациента.

Кроме того, недавно был разработан способ, который позволяет определять пространственное распределение электрических свойств и для которого больше не нужен внешний источник тока. Этот способ, который называется MR EPT (MR томография электрических свойств, см. WO 2007/017779 A2), основан на понимании того, что радиочастотное поле, необходимое для возбуждения ядерных спинов в MR визуализации, изменяется под воздействием комплексной диэлектрической проницаемости ткани. Путем определения поля возбуждения может быть непосредственно реконструирована электропроводность. Однако диапазон частот определенной комплексной диэлектрической проницаемости ограничен MR частотой используемого MR устройства. MR частота обычно находится в диапазоне от 64 до 300 МГц. Этот диапазон частот находится далеко за пределами диапазона β-дисперсии (около 1 МГц), который представляет особенный интерес из-за его связи с информацией о клеточной мембране (см. Мартинсен (Martinsen) и др., Энциклопедия науки о поверхностях и коллоидах (Encyclopedia of Surface and Colloid Science), 2643-52, 2002). Кроме того, с данным MR устройством может быть выполнено обследование только на одной частоте.

Из вышесказанного несложно понять, что существует потребность в улучшенном способе MR EPT.

В соответствии с изобретением раскрыт способ MR визуализации объекта, размещенного в объеме обследования MR устройства. Способ содержит этапы, на которых:

- подвергают объект двум или более визуализирующим последовательностям для получения MR сигналов, при этом каждая визуализирующая последовательность содержит по меньшей мере один RF импульс и по меньшей мере один переключаемый градиент магнитного поля;

- реконструируют два или более изображений MR фазы из MR сигналов, полученных посредством визуализирующих последовательностей, содержащих переключаемые градиенты магнитного поля противоположной полярности;

- получают пространственное распределение электрических свойств объекта из изображений MR фазы.

Суть изобретения, которое может называться ʺградиентной-EPTʺ, состоит в том, что используются электромагнитные поля, индуцированные переключаемыми градиентами магнитного поля, прилагаемыми для пространственного кодирования в MR визуализации. Таким образом, изобретение комбинирует преимущества и MR EIT/MR CDI (определение электрических свойств в диапазоне частот, представляющем конкретный биологический интерес) и ʺRF-EPTʺ (определение электрических свойств без подачи тока). Кроме того, использование непосредственно переключаемых градиентов магнитного поля позволяет осуществлять определение комплексной диэлектрической проницаемости на разных частотах. Следовательно, может быть определен спектр электрических свойств.

Изобретение основано на понимании того, что переключение градиентов магнитного поля в MR визуализации приводит к изменяющемуся во времени магнитному полю, которое генерирует (посредством индукции) вихревые токи в обследуемом объекте. Распределение вихревых токов зависит от электропроводности ткани. Так как вихревые токи локально возмущают основное магнитное поле, пространственное распределение электрических свойств объекта может быть получено непосредственно из полученных MR сигналов.

В соответствии с изобретением разности фаз в полученных MR сигналах, которые имеют место из-за индуцированных вихревых токов, измеряются при противоположных полярностях переключаемых градиентов магнитного поля. Таким образом, может быть непосредственно получено пространственное распределение плотности вихревых токов. После того как распределение плотности тока реконструировано, может быть получена соответствующая электропроводность.

Существенной особенностью изобретения, таким образом, является то, что два (или более) MR изображений, реконструированных из полученных MR сигналов, отличаются только в отношении их индуцированной вихревыми токами фазы. Например, вычитание этих двух MR изображений дает MR изображение, содержащее только индуцированную вихревыми токами фазу, которая может использоваться для получения пространственного распределения электрических свойств объекта в соответствии с изобретением.

Изменяя форму сигнала градиентов магнитного поля, можно зондировать диапазон частот, который значительно ниже MR частоты, и может быть получено соответствующее спектральное распределение электрических свойств обследуемого объекта из полученных MR сигналов.

Способ согласно изобретению, описанный выше, может осуществляться посредством MR устройства, включающего в себя по меньшей мере одну основную катушку электромагнита для генерации однородного постоянного магнитного поля в пределах объема обследования, ряда градиентных катушек для генерации переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в пределах объема обследования, по меньшей мере одну RF катушку для генерации RF импульсов в пределах объема обследования и/или для приема MR сигналов от объекта, расположенного в объеме обследования, блок управления для управления временной последовательностью RF импульсов и переключаемыми градиентами магнитного поля и блок реконструкции. Способ изобретения может быть реализован, например, с помощью соответствующего программирования блока реконструкции и/или блока управления MR устройства.

Способ согласно изобретению может быть осуществлен в большинстве MR устройств, используемых в клинической практике в настоящее время. С этой целью необходимо просто использовать компьютерную программу, с помощью которой MR устройство управляется так, что оно выполняет вышеупомянутые этапы способа изобретения. Компьютерная программа может присутствовать или на носителе данных, или в сети передачи данных, откуда она может быть загружена для установки в блоке управления MR устройства.

Краткое описание чертежей

Прилагаемые чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Однако следует понимать, что чертежи представлены только с иллюстративными целями, а не в качестве определения пределов изобретения. На чертежах:

фиг. 1 показывает MR устройство для осуществления способа согласно изобретению;

фиг. 2 показывает схему, иллюстрирующую способ согласно изобретению.

Осуществление изобретения

На фиг. 1 показано MR устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или имеющие сопротивление основные катушки 2 электромагнита, в результате чего вдоль оси z через объем обследования создается практически однородное, постоянное во времени основное магнитное поле.

Система генерации и манипулирования магнитным-резонансом подает серию RF импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для обращения или возбуждения ядерных магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и т.п. для выполнения MR визуализации.

Что особенно важно, усилитель 3 градиентных импульсов подает импульсы тока на выбранные градиентные катушки 4, 5 и 6 для всего тела вдоль осей x, y и z объема обследования. Цифровой RF передатчик 7 передает RF импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 ʺприем/передачаʺ RF катушке 9 объема всего тела для передачи RF импульсов в объем обследования. Типичная MR визуализирующая последовательность состоит из пакета сегментов RF импульсов малой длительности, которые, взятые вместе друг с другом и с любыми приложенными градиентами магнитного поля, позволяют обеспечить выбранное манипулирование ядерным магнитным резонансом. RF импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом и выбора части тела 10, расположенного в объеме обследования. MR сигналы также принимаются RF катушкой 9 для объема всего тела.

Для генерации MR изображений ограниченных областей тела 10 посредством параллельной визуализации, непрерывно области, выбранной для визуализации, размещается ряд локальных матричных RF катушек 11, 12, 13. Матричные катушки 11, 12, 13 могут использоваться для приема MR сигналов, индуцированных RF передачами ʺтело-катушкаʺ.

Результирующие MR сигналы принимаются RF катушкой 9 для объема всего тела и/или матричными RF катушками 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно включающим в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 соединен с RF катушками 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 ʺприем/передачаʺ.

Хост-компьютер 15 управляет усилителем 3 градиентных импульсов и передатчиком 7 для генерации любой из множества MR визуализирующих последовательностей, таких как эхо-планарная визуализация (EPI), эхо-объемная визуализация, визуализация градиентного и спинового эхо, быстрая визуализация спинового эхо и т.п. Для выбранной последовательности приемник 14 принимает одну или множество линий данных MR в быстрой последовательности после каждого RF возбуждающего импульса. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию MR данных в цифровой формат, подходящий для дальнейшей обработки. В современных MR устройствах система 16 сбора данных является отдельным компьютером, который специализируется на сборе необработанных данных изображения.

В конечном счете цифровые необработанные данные изображения реконструируются в представление изображения с помощью реконструирующего процессора 17, который применяет преобразование Фурье или другие соответствующие алгоритмы реконструкции. MR изображение может представлять собой планарный срез пациента, массив параллельных планарных срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение затем сохраняется в памяти изображения, где к нему можно получить доступ для преобразования срезов, проекций или других частей визуального представления в соответствующий формат для визуализации, например, с помощью видеомонитора 18, который обеспечивает понятное человеку представление результирующего MR изображения.

Со ссылкой на фиг. 1 и дополнительно со ссылкой на фиг. 2 далее поясняется вариант осуществления метода визуализации согласно изобретению.

Получение электрических свойств основано на законе Ампера следующим образом:

Z-компонент этого уравнения может быть записан в виде:

Здесь J - плотность тока, σ - электропроводность, E - электрическое поле и B - магнитное поле. Магнитное поле, которое индуцируется вихревыми токами, генерируемыми во время переключения градиента магнитного поля, может быть получено в соответствии с изобретением из фазы MR изображения. Два или более изображений MR фазы реконструируются из MR сигналов, полученных посредством визуализирующих последовательностей, соответственно содержащих переключаемые градиенты магнитного поля противоположной полярности. В дальнейшем фаза изображения на изображениях MR фазы, реконструированных из MR сигналов, полученных посредством ʺисходнойʺ поляризации градиента магнитного поля, обозначается как , а фаза изображения на изображениях MR фазы, реконструированных из MR сигналов, полученных путем использования переключаемых градиентов магнитного поля противоположной полярности, обозначается как . И тогда магнитное поле, индуцированное вихревыми токами, может быть вычислено в виде:

Здесь γ - гиромагнитное отношение, а τ - эффективная продолжительность вихревых токов. Знание τ требуется только в том случае, если нужно получить абсолютные значения J. Без дополнительных измерений сумма фаз может использоваться для определения проводимости на ларморовской частоте с помощью, например, выражения

Соответственно может быть определена комплексная диэлектрическая проницаемость.

В соответствии с изобретением тело 10 пациента подвергается действию первой визуализирующей последовательности для получения первых MR сигналов, при этом первая визуализирующая последовательность содержит переключаемые градиенты магнитного поля, имеющие исходную поляризацию градиента. MR сигналы могут быть получены во время переходной фазы (например, во время фазы постепенного возрастания и/или убывания) переключения градиента магнитного поля. На следующем этапе тело 10 пациента подвергается действию второй визуализирующей последовательности для получения вторых MR сигналов, при этом переключаемые градиенты магнитного поля второй визуализирующей последовательности имеют обратную полярность. Не требуется добавления никаких дополнительных градиентов к визуализирующей последовательности. Описанная пара данных MR сигналов может быть получена, например, путем инвертирования исходного градиента выбора, подготовки или считывания или любой комбинации этих трех градиентов. MR изображение, получаемое из вторых MR сигналов, является зеркально отраженным вдоль инвертированного направления градиента и должно быть зеркально отражено обратно к исходной ориентации перед дальнейшей реконструкцией изображения. 3-мерные изображения MR фазы и реконструируются из первых и вторых MR сигналов. На этой основе с помощью вышеупомянутой формулы вычисляется магнитное поле, индуцированное вихревыми токами. Чтобы получить распределение плотности тока, требуются дополнительные этапы сбора сигналов. После сбора первых и вторых MR сигналов обследуемое тело 10 (или по меньшей мере часть тела 10, которая фактически обследуется) поворачивается вокруг оси, перпендикулярной основной оси магнитного поля MR устройства, предпочтительно на 90°. После этого тело 10 пациента подвергается действию третьей визуализирующей последовательности для получения третьих MR сигналов, при этом третья визуализирующая последовательность содержит переключаемые градиенты магнитного поля, имеющие снова исходную полярность. Наконец, тело 10 пациента подвергается действию четвертой визуализирующей последовательности для получения четвертых MR сигналов, при этом четвертая визуализирующая последовательность содержит переключаемые градиенты магнитного поля, имеющие инвертированную полярность. На основе первого, второго, третьего и четвертого MR сигналов может быть решено вышеупомянутое уравнение для вычисления плотности тока.

Сбор первых и вторых MR сигналов изображен на фиг. 2 в левой части схемы. Сбор третьего и четвертого MR сигналов изображен в правой части. Сбор первых и вторых MR сигналов содержит сканирование нескольких поперечных срезов тела 10, при этом направление ʺноги-головаʺ тела 10 соответствует ʺпродольнойʺ оси z MR устройства 1. Разности фаз между первыми и вторыми MR сигналами пропорциональны магнитному полю в направлении ʺноги-головаʺ, индуцированному вихревыми токами (соответствующими B_z' в системе координат тела 10). Затем объект поворачивается на 90° вокруг передне-задней оси y MR устройства 1 и выполняется сбор третьих и четвертых MR сигналов в ориентации сагиттального среза. Получаются MR изображения такой же величины, как прежде. Однако теперь направление ʺноги-головаʺ MR устройства 1 соответствует направлению x' в системе координат тела 10 пациента. Следовательно, z-компонент завихрения магнитного поля и, таким образом, плотность тока в этом направлении может быть вычислена с использованием вышеупомянутых формул.

Вместо двух измерений с взаимно перпендикулярной ориентацией тела 10 пациента, возможны также два (или более) этапов сбора сигналов с линейно независимыми направлениями градиентов магнитного поля. Таким образом, может быть устранена необходимость в (иногда непрактичном) вращении тела 10 пациента. Например, множество пар срезов с исходными и инвертированными градиентами могут быть получены с помощью последовательного изменения ориентации среза на некоторый угол поворота. Последующая реконструкция изображения может содержать усреднение получающихся изображений или использование способа обратной проекции. Альтернативно, иногда достаточная контрастность изображения может быть достигнута путем получения только одной пары изображений для одной ориентации среза и одной ориентации пациента. После того как распределение плотности тока реконструировано вышеописанным образом, соответствующая электропроводность может быть получена с помощью способов, описанных в литературе (см. Сео (Seo) и др., Бюллетень IEEE по биомедицинской инженерии (IEEE Trans. Biomed. Eng.), 50: 1121-1124, 2003).