Результат интеллектуальной деятельности: СПИН-ЭХО МР-ВИЗУАЛИЗАЦИЯ

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к области магнитно-резонансной (МР) визуализации. Оно касается способа МР-визуализации объекта. Изобретение также относится к МР-устройству и к компьютерной программе, подлежащей выполнению на МР-устройстве.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

МР-способы формирования изображений, использующие взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двумерных или трехмерных изображений, широко применяются в настоящее время, в частности в области медицинской диагностики, поскольку для визуализации мягкой ткани они превосходят другие способы визуализации во многих отношениях, не требуют применения ионизирующего излучения и, как правило, неинвазивны.

Согласно МР-способу, в общем, тело обследуемого пациента располагают в сильном однородном магнитном поле (B₀-поле), направление которого одновременно определяет ось (обычно z-ось) системы координат, на которой основано измерение. Магнитное поле создает различные уровни энергии для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля. Переходы между этими энергетическими уровнями могут возбуждаться (спиновый резонанс) путем наложения электромагнитного переменного поля (RF-поля, также именуемого B₁-полем) определенной частоты (так называемой ларморовой частоты или МР-частоты). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов создает общую намагниченность, которая может отклоняться от состояния равновесия путем приложения электромагнитного импульса соответствующей частоты (РЧ-импульса), когда магнитное поле простирается перпендикулярно z-оси, так что намагниченность приводит к образованию прецессионного движения вокруг z-оси. Прецессионное движение описывает коническую поверхность, угол апертуры которой называют углом поворотов спинов. Величина угла поворотов спинов зависит от мощности и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого импульса с углом 90°, например, спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол поворотов спинов 90°).

По окончании РЧ-импульса намагниченность возвращается в исходное состояние равновесия, в котором намагниченность снова выстраивается в z-направлении с первой временной постоянной T₁ (время спин-решетчатой релаксации или время продольной релаксации), при этом намагниченность в направлении, перпендикулярном z-направлению, релаксирует со второй временной постоянной T₂ (время спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагниченности может быть обнаружено с помощью одной или более приемных РЧ-катушек, расположенных и ориентированных в исследуемом объеме МР-устройства так, что изменение намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном z-оси. Затухание поперечной намагниченности сопровождается после приложения, например, импульса с углом 90°, переходом ядерных спинов (индуцированным локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одинаковой фазой в состояние, в котором все фазовые углы однородно распределены (дефазировка). Дефазировка может быть скомпенсирована посредством импульса перефокусировки (например, импульса с углом 180°). Это создает эхо-сигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.

Чтобы реализовать пространственное разрешение в теле, линейные градиенты магнитного поля, простирающиеся вдоль трех главных осей, накладываются на однородное магнитное поле, что приводит к линейной пространственной зависимости частоты резонанса спинов. В этом случае сигнал, полученный в приемных катушках, содержит компоненты различных частот, которые могут соответствовать различным местоположениям в теле. Данные МР-сигнала, полученные посредством РЧ-катушек, соответствуют пространственно-частотной области и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя множество каналов, полученных с различным фазовым кодированием. Каждый канал оцифровывается путем получения нескольких выборок. Набор данных k-пространства преобразуется в МР-изображение посредством преобразования Фурье.

МР-визуализация в ситуациях, когда в основном магнитном поле присутствует существенная неоднородность (например, в средах неоднородных тканей или вблизи границы раздела воздух/ткань), предпочтительно выполняется с использованием визуализирующих последовательностей спинового эха. По сравнению с последовательностями градиентного эха они менее чувствительны к потере сигнала, вызванной неоднородностью магнитного поля. С другой стороны, практические соображения, такие как сокращение времен сканирования и более высокое отношение сигнал-шум (SNR), делают применение быстрых градиентных последовательностей (также известных как быстрое полевое эхо или FFE-последовательности) весьма привлекательным. Эти последовательности повторяют один базовый блок сбора данных (продолжительность которого определяет время TR повтора последовательности) очень быстро, при этом фазовое кодирование изменяется. Кроме того, при последних усовершенствованиях в аппаратном обеспечении для генерирования градиентов магнитного поля быстрые FFE-последовательности с очень коротким временем повтора (TR << T₂) и полностью сбалансированными градиентами на одном TR стали очень популярны для клинического применения. Эти последовательности широко известны как последовательности со сбалансированной стационарной свободной прецессией (bSSFP). Однако эти последовательности весьма чувствительны к неоднородности поля. Получаемые изображения демонстрируют артефакты в виде полос или потерю сигнала вследствие внутривоксельной дефазировки в присутствии неоднородностей основного магнитного поля.

Визуализирующие последовательности спинового эха медленнее, чем последовательности сбора полевого эха, поскольку последовательность спинового эха не может повторяться столь же быстро. С другой стороны, визуализация с использованием спинового эха по-прежнему востребована и широко используется, т.к. обладает преимуществом устойчивости к неоднородности основного магнитного поля. Патент США US 6 239 597 касается способа магнитно-резонансной визуализации для быстрого сбора T₂-взвешенных изображений. С этой целью известная последовательность сбора данных имеет последовательные РЧ-импульсы с фиксированным или изменяющимся углом поворотов спинов с поддержанием стационарного намагничивания. Организованы периоды сбора данных, центры которых смещаются на равные величины после первых РЧ-импульсов и перед следующим РЧ-импульсом соответственно. Это позволяет управлять соотношением T₁/T₂-взвешивания.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Из вышеизложенного понятно, что существует потребность в усовершенствованной технологии МР-визуализации на основе спинового эха.

Согласно изобретению раскрыт способ МР-визуализации объекта, помещенного в исследуемый объем МР-устройства. Способ содержит этапы:

- подвергания объекта воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков сбора данных, при этом каждый блок сбора данных содержит два сегмента, непосредственно следующие друг за другом, а именно:

i) первый сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента целократна заданному временному интервалу T, и

ii) второй сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля и градиент магнитного поля фазового кодирования, при этом продолжительность второго сегмента целократна тому же временному интервалу T,

- сбора множества сигналов спинового эха с различным фазовым кодированием в последовательности блоков сбора данных, и

- реконструкции одного или более МР-изображений из полученных сигналов спинового эха.

Визуализирующая последовательность по изобретению состоит из двух конструктивных сегментов, первого и второго сегмента, применяемых поочередно. Сочетание первого и второго сегментов, применяемых непосредственно друг за другом, т.е. без временной задержки между этими двумя сегментам, образует один блок сбора данных. Визуализирующая последовательность повторяет данный базовый блок сбора данных быстро (например, с временем повтора, составляющим менее 20 мс), в то время как фазовое кодирование варьируется согласно требуемому получению выборок k-пространства. Каждый сегмент содержит один РЧ-импульс, который возбуждает/перефокусирует намагниченность соответствующего визуализирующего среза (или объема). Продолжительности первого и второго сегментов соответственно целократны заданному временному интервалу T визуализирующей последовательности. Время повтора представляет собой общую продолжительность обоих сегментов.

Чтобы создать сигналы спинового эха, интегралы по времени от градиентов магнитного поля, вызывающих дефазировку и рефазировку поперечной намагниченности во время первого и второго сегментов, соответственно, должны соответствовать друг другу, чтобы достичь перефокусировки. Могут применяться дополнительные градиенты магнитного поля («градиентные импульсы») для подавления сигналов спада свободной индукции (FID), связанных с РЧ-импульсами возбуждения и перефокусировки. Значение интеграла по времени градиента магнитного поля должно быть одинаковым на каждом интервале T блока сбора данных. Это распространяется на градиенты магнитного поля, приложенные во всех (трех) пространственных направлениях независимо, за исключением градиентов магнитного поля фазового кодирования, которые обычно применяются полностью сбалансированным образом.

Предложенная визуализирующая последовательность представляет собой последовательность спинового эха, которая по своей природе нечувствительна к неоднородности основного магнитного поля. Однако в отличие от традиционных последовательностей спинового эха она представляет собой стационарную последовательность, так что ее можно использовать для быстрой визуализации с высокой частотой повторения (менее 100 мс, обычно менее 20 мс). Это делает технологию по изобретению особенно полезной для 3D визуализации, а также динамической визуализации.

В контексте настоящего изобретения термин «стационарный» подразумевает, что создается ненулевое стационарное состояние для обоих компонентов ядерной намагниченности (поперечной и продольной). Время повтора визуализирующей последовательности меньше отрезков времени T₁ и T₂ визуализируемого объекта. Намагниченность никогда полностью не спадает. РЧ-импульсы и переключаемые градиенты магнитного поля визуализирующей последовательности поддерживают стационарное состояние намагниченности на бесконечном числе повторений.

В одном предпочтительном варианте осуществления каждый из РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки имеет угол поворота спина 20°-90°, предпочтительно, 50°, в то время как разность фаз между РЧ-импульсом возбуждения и РЧ-импульсом перефокусировки составляет по меньшей мере 30°, предпочтительно, по меньшей мере 50°. При таких параметрах амплитуда полученных сигналов спинового эха, а значит и SNR, может достигать максимума. Преимущество способа по изобретению над традиционной визуализацией с использованием спинового эха заключается в том, что визуализирующая последовательность не требует РЧ-импульсов с большими углами поворота спинов (например, 90°/180°-комбинаций, как в турбо спин-эхо последовательности). Это существенно уменьшает РЧ энергетическое воздействие на исследуемый объект. В частности, получение одного или более фазо-кодированных сигналов (31, 32) спинового эха в последовательности блоков (21) сбора данных выполняется так, что по меньшей мере один сигнал спинового эха получают в любом из первого или второго сегмента на целом числе временных интервалов T после импульса перефокусировки и целом числе перед либо концом упомянутого первого или второго сегмента, либо следующим сигналом спинового эха, полученным в упомянутом первом или втором сегменте.

В дополнительном предпочтительном варианте осуществления изобретения во время второго сегмента получают по меньшей мере два сигнала спинового эха. Два или более спиновых эха могут генерироваться согласно способу по изобретению посредством выбора соотношения продолжительностей первого и второго сегментов соответственно. Например, существует возможность сгенерировать два спиновых эха во время каждого второго сегмента посредством выбора соотношения продолжительности первого и второго сегментов, равного 1:3 или 2:3. Различные ʺсемействаʺ эхо-сигналов будут зависеть по-разному от характеристик намагниченности объекта (T₁, T₂). Следовательно, конечные МР-изображения будут обладать разными характеристиками контрастности. Это может использоваться для составления карт T₁/T₂, дающих количественные оценки.

В еще одном предпочтительном варианте осуществления первый сегмент дополнительно содержит переключаемый считывающий градиент магнитного поля, при этом градиентный эхо-сигнал получают во время первого сегмента. Соответствующее переключение градиента во время первого сегмента позволяет осуществлять сбор комбинированных градиентных сигналов и сигналов спинового эха. МР-изображения, обладающие разной контрастностью, могут реконструироваться из градиентных сигналов и сигналов спинового эха соответственно.

В еще одном предпочтительном варианте осуществления углы поворота спинов РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки варьируются в последовательности блоков сбора данных. Блоки сбора данных с различными наборами углов поворотов спинов и/или фазами РЧ-импульсов могут комбинироваться в визуализирующих последовательностях. МР-изображения, приписываемые различным наборам углов поворотов спинов, могут затем реконструироваться из полученных сигналов спинового эха. Это может использоваться, например, для картирования параметров с целью установления оптимизированных параметров последовательности для соответствующей задачи визуализации.

Описанный способ по изобретению может осуществляться посредством МР-устройства, в состав которого входят по меньшей мере одна основная магнитная катушка для генерирования однородного стационарного магнитного поля в исследуемом объеме, некоторое число градиентных катушек для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в пределах исследуемого объема, по меньшей мере одна РЧ-катушка для генерирования РЧ-импульсов в пределах исследуемого объема и/или для приема МР-сигналов от тела пациента, расположенного в исследуемом объеме, блок управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, и блок реконструкции для реконструкции МР-изображений из принятых МР-сигналов. Способ по изобретению предпочтительно реализуется путем соответствующего программирования блока реконструкции и/или блока управления МР-устройства.

Способы по изобретению предпочтительно могут быть реализованы в большинстве МР-устройств, применяемых в клинической практике в настоящее время. Для этой цели всего лишь необходимо использовать компьютерную программу, с помощью которой МР-устройство управляется так, чтобы выполнять этапы вышеупомянутого способа по изобретению. Компьютерная программа может присутствовать либо на носителе данных, либо в сети передачи данных, чтобы загружаться для установки в блоке управления МР-устройства.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

На прилагаемых чертежах раскрыты предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Следует, однако, понимать, что чертежи служат лишь целям иллюстрации, но не определяют границы изобретения. На чертежах:

Фигура 1 схематично представляет МР-устройство для реализации способов по изобретению;

Фигура 2 представляет график, иллюстрирующий визуализирующую последовательность согласно изобретению;

Фигура 3 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором два спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных;

Фигура 4 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором три спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных;

Фигура 5 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором одно градиентное эхо и два спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

На Фигуре 1 показано МР-устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные основные магнитные катушки 2, так что вдоль z-оси через исследуемый объем создается практически однородное, постоянное во времени основное магнитное поле B₀. Устройство дополнительно содержит набор шиммирующих катушек 2ʹ (первого, второго и, если требуется, третьего порядка), при этом ток, протекающий через отдельные шиммирующие катушки набора 2ʹ, контролируется в целях минимизации отклонений B₀ в пределах исследуемого объема.

Система генерирования магнитного резонанса и управления применяет серии РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для инвертирования или возбуждения ядерно-магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и т.п. для осуществления МР-визуализации.

В частности, усилитель 3 градиентных импульсов применяет импульсы тока выборочно к градиентным катушкам 4, 5 и 6 вдоль x, y и z-осей исследуемого объема тела. Цифровой РЧ-передатчик 7 передает РЧ-импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 приема/передачи на РЧ-катушку 9 тела для передачи РЧ-импульсов в исследуемый объем. Обычная МР-визуализирующая последовательность состоит из пакета сегментов РЧ-импульсов малой продолжительности, которые в совокупности друг с другом и любыми приложенными градиентами магнитного поля позволяют избирательно манипулировать ядерным магнитным резонансом. РЧ-импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом, а также выбора участка тела 10, расположенного в исследуемом объеме. МР-сигналы также собираются РЧ-катушкой 9 для тела.

Для генерирования МР-изображений ограниченных областей тела 10 посредством параллельной визуализации набор локальных матричных РЧ-катушек 11, 12, 13 помещают смежно с областью, выбранной для визуализации. Матричные катушки 11, 12, 13 могут использоваться для приема МР-сигналов, индуцированных РЧ-передачей катушек для тела. В областях применения параллельной передачи матричные РЧ-катушки 11, 12, 13 могут также использоваться для РЧ-передачи, например, в целях РЧ шиммирования.

Получаемые в результате МР-сигналы собирают с помощью РЧ-катушки 9 для тела и/или матричных РЧ-катушек 11, 12, 13 и демодулируют с помощью приемника 14, предпочтительно включающего в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 соединен с РЧ-катушками 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 приема/передачи.

Главный компьютер 15 регулирует ток, протекающий через шиммирующие катушки 2ʹ, а также усилитель 3 градиентных импульсов и передатчик 7, для генерирования визуализирующей последовательности по изобретению. Приемник 14 принимает одну или множество МР-линий данных в быстрой последовательности вслед за РЧ-импульсом возбуждения. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую МР-линию данных в цифровой формат, пригодный для дальнейшей обработки. В современных МР-устройствах система 16 сбора данных представляет собой отдельный компьютер, приспособленный для сбора исходных данных изображения.

Наконец, цифровые исходные данные изображений реконструируются в форму изображений процессором 17 реконструкции, применяющим преобразование Фурье или другие соответствующие алгоритмы реконструкции, такие как SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять плоский срез тела пациента, массив параллельных плоских срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение далее хранится в запоминающем устройстве для изображений, где оно доступно для преобразования срезов, проекций или других участков формы изображений в соответствующий формат для визуализиции, например, посредством видеомонитора 18, создающего доступное для восприятия человеком устройство отображения полученного МР-изображения.

Фигура 2 представляет график, иллюстрирующий вариант осуществления визуализирующей последовательности согласно изобретению. Градиенты магнитного поля GS (выбор срезов), GP (фазовое кодирование) и GM (частотное кодирование) показаны в виде функции времени t. Визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, в которой базовый блок 21 сбора данных быстро повторяется без временной задержки между повторами. Блок 21 сбора данных содержит два сегмента 22, 23, непосредственно следующие друг за другом, а именно первый сегмент 22, начинающийся с РЧ-импульса возбуждения (не показан), испущенного в момент a. Продолжительность первого сегмента 22 равна времени TE появления эхо-сигнала изображенной последовательности. Второй сегмент 23 начинается с РЧ-импульса перефокусировки (не показан) в момент b и содержит считывающий градиент 24 магнитного поля, а также градиент 25 магнитного поля фазового кодирования. Градиент 25 фазового кодирования уравновешивается соответствующим отрицательным градиентным импульсом 26 в конце второго сегмента 23. Продолжительность второго сегмента 23 вдове превышает заданный временной интервал T (который равен времени TE появления эхо-сигнала) в изображенном варианте осуществления. Время повтора визуализирующей последовательности представляет собой общую продолжительность первого и второго сегментов 22, 23, которая в три раза превышает временной интервал T. Фазовое кодирование варьируется от повтора к повтору блока 21 сбора данных, при этом соответственно осуществляется сбор фазо-кодированных сигналов спинового эха в последовательности блоков 21 сбора данных. Интервал, во время которого осуществляется сбор МР-сигналов, отмечен позицией 27 на Фигуре 2. Дополнительные градиенты 28, 28ʹ, 29, 29ʹ применяются для подавления FID-сигналов. Кроме того, во время первого сегмента 22 применяется градиент 30. Интеграл по времени градиента GM магнитного поля на первой половине второго сегмента 23 равен интегралу по времени градиента GM магнитного поля на первом сегменте 22. Аналогичным образом интеграл по времени градиента GM магнитного поля на второй половине второго сегмента 23 равен интегралу по времени градиента GM магнитного поля на первом сегменте 22. Интеграл по времени градиента GM магнитного поля является одинаковым для каждого интервала T, что является существенно важным для стационарной визуализирующей последовательности по изобретению, поскольку это обеспечивает образование спинового эха на всех отрезках времени, целократных T. Данное условие должно соблюдаться для всех градиентных каналов GS, GP, GM независимо, при этом переменные градиенты магнитного поля фазового кодирования не учитываются. Фазовое кодирование является полностью «обратимым» (сбалансированным). Интегралы градиента по времени на протяжении первого и второго сегментов 22, 23, соответственно, соответствуют друг другу так, что перефокусировка сигнала спинового эха достигается в середине второго сегмента 23 в изображенном варианте осуществления. Наконец, из сигналов спинового эха, полученных во время повторов блока 21 сбора данных, реконструируется МР-изображение.

В варианте, показанном на Фигуре 3, два спиновых эха 31, 32 генерируются во время второго сегмента 23. Наклонные сплошные линии на графике схематично указывают изменение фазы поперечной намагниченности под воздействием приложенных градиентов магнитного поля. В данном варианте осуществления соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 составляет 1:3.

В варианте осуществления, показанном на Фигуре 4, соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 составляет 2:3, так что в середине первого сегмента 22 генерируется дополнительное спиновое эхо 41.

В варианте осуществления, показанном на Фигуре 5, соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 опять составляет 1:2, как и в варианте осуществления по Фигуре 2. Однако градиент магнитного поля GM инвертирован во время первого сегмента 22, так что генерируется градиентное эхо 51.

Возможны и другие сочетания продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 при условии, что продолжительности первого сегмента 22 и второго сегмента 23 соответственно целократны временному интервалу T. Дополнительным условием является то, что значение интеграла по времени градиента магнитного поля, вызывающего дефазировку и рефазировку поперечной намагниченности, является одинаковым на каждом интервале T.