專利名稱：冠狀動脈的時間分辨的對比度增強的磁共振投影成像的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于磁共振成像的方法及設備，特別地涉及用于冠狀動脈的磁共振成像的方法及設備。
背景技術：
Kim等人的題為“Coronary Magnetic Resonance Angiography forthe Detection of Coronary Stenoses”的論文[New England Journal ofMedicine(2001)，Vol.345，No.26，第1863-1869頁]表明，冠狀動脈磁共振血管造影術(MRA)可能是對基于選擇性x射線管的血管造影術的一種可行的診斷備選方案。通過總體上查看整個動脈，以便防止動脈的彎曲段與狹窄極為相似并因而導致誤診，可改進采用MRA對冠狀動脈狹窄的檢測，如Weber等人在“Whole-Heart Steady-State FreePrecession Coronary Artery Magnetic Resonance Angiography”[Magnetic Resonance in Medicine，Vol.50(2003)，第1223-1228頁]中報道的那樣。
冠狀動脈數(shù)據(jù)集往往以電影模式來評估或者采用設計用于消除相鄰組織所產(chǎn)生的信號的各種圖像處理工具來重新格式化。在Etienne等人的“’Soap-Bubble’Visualization and Quantitative Analysisof 3D Coronary Magnetic Resonance Angiograms”[Magnetic Resonancein Medicine，Vol.48，No.4(2002)，第658-666頁]以及Deshpande等人的“Using Contrast-Enhanced 3D Segmented EPI”[Journal of MagneticResonance Imaging，Vol.13，No.5(2001)，第676-681頁]中描述了這些技術的實例。由于附近心腔以及冠狀動脈的彎曲路徑所產(chǎn)生的強信號，這些程序可能是耗時的，而且其中的功效往往極大地依靠用戶訓練。當相鄰組織通常受到磁化預備的極大抑制時，即使對于對比增強的3D冠狀MRA，情況也是這樣，如Li等人在“Coronary ArteriesMagnetization-Prepared Contrast-Enhanced Three-Dimensional Volume-Targeted Breath-Hold MR Angiography”[Radiology，Vol.1019，No.1(2001)，第270-277頁]中所述。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個目的是提供一種磁共振成像方法及設備，用于總體上描繪冠狀動脈，基本上沒有來自鄰接組織和心腔的信號，其中不需要圖像的大量后處理。
本發(fā)明的另一個目的是提供適用于對比增強的磁共振血管造影術的這樣一種磁共振成像方法及設備。
根據(jù)本發(fā)明的原理，這個目的在一種磁共振成像方法及設備中實現(xiàn)，其中，獲得厚的二維投影，用于對單切片中的整個冠狀動脈成像。少量磁共振對比劑在獲取投影之前被注入受檢者，使血液在磁共振圖像中顯得更明亮。由于注射是少量的并且投影成像固有地比三維成像更快，因此當對比劑處于動脈中而不是心腔中時，冠狀動脈的圖像可在短暫時間段中獲得。二維投影的磁共振數(shù)據(jù)采用具有特殊預備射頻(RF)脈沖的脈沖序列來獲得，這顯著減小了冠狀動脈周圍的心肌和脂肪的圖像強度。因此，來自心肌和脂肪的信號作用(圖像強度)小，但對比劑使冠狀動脈的圖像強度高。由于脈管與周圍組織之間的對比度高，以及由于整個冠狀動脈在單個成像切片中，因此不需要成像處理技術。


圖1說明適用于本創(chuàng)造性方法及設備的、具有多個反轉脈沖磁化預備的穩(wěn)態(tài)自由進動(SSFP)脈中序列。
圖2表示對于圖1所示的磁化預備SSFP序列在T1值的范圍內(nèi)數(shù)據(jù)獲取開始時的縱向磁化。
圖3a是在注射對比劑團之前的右冠狀動脈(RCA)的磁共振圖像；圖3b表示在注射對比劑團之后的同一個成像區(qū)域，其中右心室和肺動脈得到增強；以及圖3c表示當對比劑團首次到達大動脈并激勵了心臟右側時的同一個成像區(qū)域，能夠清楚地描繪RCA。
圖4a表示采用預對比定位器掃描的RCA的最大強度投影(MIP)；圖4b表示注射對比劑之后的RCA的厚切片投影。
圖5a表示左前降支(LAD)冠狀動脈的預對比SFP定位器，其中動脈的鄰近部分保持模糊；以及圖5b表示在根據(jù)本發(fā)明注射對比劑緊密團之后的LAD的厚切片投影圖像。
圖6是根據(jù)本發(fā)明的原理構建和工作的磁共振成像設備的框圖。
具體實施例方式
圖6示意說明一種根據(jù)本發(fā)明、用于產(chǎn)生受檢者的核磁圖像的磁共振成像(斷層攝影術)設備。核磁共振斷層攝影設備的組件對應于傳統(tǒng)斷層攝影設備的那些組件，但根據(jù)本發(fā)明來控制它。基本場磁體1產(chǎn)生時間恒定強磁場，用于受檢者的檢查區(qū)域、例如待檢查的人體的一部分中的核自旋的極化(對準)。核磁共振測量所需的基本磁場的高同質性在待檢查的人體的部位被引入的球形測量體積M中定義。為了支持同質性需要，特別是為了消除時不變影響，在適當位置裝上鐵磁材料的墊片。時變影響通過由墊片電源15驅動的墊片線圈2來消除。
圓筒梯度線圈系統(tǒng)3內(nèi)建于基本場磁體l中，系統(tǒng)3由三個子繞組構成。每個子繞組由放大器14提供電流，用于在笛卡爾坐標系的相應方向上產(chǎn)生線性梯度磁場。梯度磁場系統(tǒng)3的第一子繞組產(chǎn)生x方向上的梯度Gx，第二子繞組產(chǎn)生y方向上的梯度Gy，以及第三子繞組產(chǎn)生z方向上的梯度Gz。每個放大器14具有數(shù)模轉換器DAC，它由用于梯度脈沖的時間控制生成的序列控制器18來驅動。
射頻天線4設置在梯度磁場系統(tǒng)3中。天線4將射頻功率放大器發(fā)出的射頻脈沖轉換為交變磁場，用于激勵核以及對準受檢者或者受檢者的某個區(qū)域的核自旋。射頻天線4包括一個或多個RF發(fā)射線圈以及組件線圈的配置(最好為線性)形式的多個RF接收線圈。出自進動核自旋、即通常由包含一個或多個射頻脈沖和一個或多個梯度脈沖的脈沖序列產(chǎn)生的核自旋回波信號的交變磁場也由射頻天線4的RF接收線圈轉換成電壓，這個電壓經(jīng)由放大器7提供給射頻系統(tǒng)22的射頻接收通道8。射頻系統(tǒng)22還具有發(fā)射通道9，其中產(chǎn)生射頻脈沖，用于激勵核磁共振。相應的射頻脈沖作為基于系統(tǒng)計算機20規(guī)定的序列控制器18中的脈沖序列的復數(shù)序列以數(shù)字方式來提供。這個作為實部和虛部的數(shù)字序列經(jīng)由相應輸入12提供給射頻系統(tǒng)22中的數(shù)模轉換器DAC，并從其中提供給發(fā)射通道9。在發(fā)射通道9中，脈沖序列被調制到具有與測量體積中核自旋的共振頻率對應的基本頻率的射頻載波信號上。
從發(fā)射模式到接收模式的交換經(jīng)由發(fā)射/接收雙工器6隨后發(fā)生。射頻天線4的RF發(fā)射線圈根據(jù)來自射頻放大器16的信號發(fā)出射頻脈沖，用于將核自旋激勵到測量體積M中，并經(jīng)由RF接收線圈對所得回波信號抽樣。所獲得的核磁共振信號在射頻系統(tǒng)22的接收通道8中經(jīng)過相位敏感的解調，并經(jīng)由相應的模數(shù)轉換器ADC轉換成測量信號的實部和虛部，它們分別被提供給輸出11。圖像計算機17從以這種方式得到的測量數(shù)據(jù)來重構圖像。測量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的管理經(jīng)由系統(tǒng)計算機20隨后進行。根據(jù)控制程序，序列控制器18監(jiān)測相應預期的脈沖序列的生成以及k空間的相應抽樣。具體來說，序列控制器18控制梯度的精細(tined)交換、具有規(guī)定相位和幅度的射頻脈沖的發(fā)射以及核磁共振信號的接收。射頻系統(tǒng)22和序列控制器18的定時信號可通過合成器19來獲得。用于產(chǎn)生核磁共振圖像的相應控制程序的選擇以及所產(chǎn)生核磁共振圖像的表示經(jīng)由具有鍵盤以及一個或多個圖像屏幕的終端21隨后進行。
對比劑通過可單獨控制的或經(jīng)由終端21可控制的對比劑注射器23注入患者。
圖1所示且在下面更詳細描述的SSFP脈沖序列由序列控制器18在經(jīng)由終端21選擇時在圖6所示的設備中實現(xiàn)。根據(jù)本發(fā)明的所得磁共振數(shù)據(jù)的處理在圖6所示的設備中的圖像計算機12中進行。
本創(chuàng)造性方法采用具有多個反轉脈沖磁化預備的SSFP脈沖序列，如圖1所示。由于在注射小對比劑團之后的RCA增強的短時段，采用二維厚切片投影成像序列來獲得充分的覆蓋，同時將獲取時間保持為較短。磁化預備用來防止來自厚二維切片中存在的背景組織(即心肌、脂肪)的信號使RCA模糊。
本創(chuàng)造性方法中實施的磁化預備技術以前已經(jīng)證明有效地抑制背景組織診斷血管造影術，如Mani的“Background Suppression withMultiple Inversion Recovery NullingApplications to ProjectiveAngiography”[Magnetic Resonance in Medicine，Vol.37，No.6(1997)，第898-905頁]中所報道。
在R波的檢測之后，施加90°飽和脈中，接著是飽和時間TS。這之后是四個180°反轉脈沖的系列，由延遲時間TI1、TI2、TI3和TI4分隔開。在TI4結束時施加線性翻轉角(LFA)預備脈沖。TS和TI1至TI4不一定需要相等。在圖1所示的實施例中，五個LPA預備脈沖在TI4期間在數(shù)據(jù)獲取之前即時施加，用于減小數(shù)據(jù)獲取期間的信號振蕩以及相關的重影偽像。
圖2表示對于圖1所示的磁化預備SSFP序列在T1值的范圍內(nèi)(50ms至1500ms)的數(shù)據(jù)獲取開始時的縱向磁化?？v向磁化對于對比增強的血液(T1＝50ms)為高(大于其平衡值的50％)，但對于具有T1＞250ms的組織類型，則小于其平衡值的11％，a.u.＝任意單位。
當基于釓(Gd)的對比劑團被靜脈注射到健康患者體內(nèi)時，在右心腔的血液的增強與右冠狀動脈(RCA)的增強之間存在大約五秒的時延，如Francois等人的“Analysis of Cardiopulmonary Transmit Times atContrast Material-Enhanced MR Imaging in Patients with HeartDisease”[Radiology，Vol.227(2003)，第447-452頁]中所報道。根據(jù)本發(fā)明，如果注射足夠小的對比劑團，則當?shù)谝槐镚d被從右心室洗掉時，將存在短時間窗，但RCA仍然會被增強。對于根據(jù)本發(fā)明的快速成像序列，這個窗口足以獲取RCA的圖像。
在一般對應于圖6所示的設備的Siemens Sonata 1.5T掃描儀上，在六個健康的志愿者(4位男性，2位女性，平均年齡＝41歲，范圍＝24-57歲)中進行了研究。研究采用40mT/m的最大梯度幅度和200mT/m/ms的轉換速率來進行。要求志愿者在掃描過程中屏住呼吸，心電圖觸發(fā)用來使生理活動的影響最小。對于各志愿者，三維SSFP定位器掃描用來定位RCA的大致取向。一旦定位完成，在圖6中由對比劑注射器23示意表示的自動注射系統(tǒng)(可從Medrad，Indianola，PA購買的Spectris)用來進行Gd對比劑(可從Berlex Laboratories，Wayne，NJ購買的Magnevist)的小IV注射(8mL，速率＝4mL/s)。這之后跟隨鹽水的IV注射(12-16mL，速率＝4mL/s)。RCA采用具有圖1所示的磁化預備、分段、厚切片二維SSFP序列的預定RCA定位來掃描。
采用滑動窗重構技術，使得新的圖像采用在三個最近的心跳期間收集的數(shù)據(jù)來重構。典型的成像參數(shù)為TR(重復時間)/TE(回波時間)/翻轉角＝3.7ms/1.6ms/70°；FOV(視野)＝150×300mm2，獲取矩陣＝105×256(相位編碼×讀出)；平面內(nèi)空間分辨率＝1.4×1.2mm2；在相位編碼方向的中心排序，成像帶寬＝400Hz/像素；35行/段；切片厚度＝2cm。不對稱抽樣用于讀出方向以減小TR。為了確定Ts、TI1、TI2、TI3和TI4的適當值，序列的模擬在MatLab中采用布洛赫方程來執(zhí)行。模擬表明，Ts＝25ms、TI1＝75ms、TI2＝15ms、TI3＝190ms以及TI4＝95ms產(chǎn)生大范圍的背景組織、例如心肌(T1＝900ms)和脂肪(T1＝250ms)的均勻抑制，同時保持高的對比度增強的血液信號(T1＝50ms)，如圖2所示。
在一位志愿者中，左前降支(LAD)冠狀動脈采用厚切片投影SSFP來定位及掃描，以便評估用于描繪左冠狀動脈的本創(chuàng)造性方法的有效性。注射和成像參數(shù)與以上對于RCA投影成像所述的相同，但切片厚度減小到10mm，以便減小在小對比劑團注射之后左心腔中的對比度增強的血液的信號作用。
為了評估本創(chuàng)造性方法的有效性，對各對比度增強的圖像計算信噪比(SNR)、對比度-噪聲比(CNR)以及脈管長度。源圖像用于所有測量。為了測量SNR和CNR，為各志愿者在RCA的中間部分繪制受關注區(qū)域(ROI)。還在與脈管ROI相鄰的背景組織以及空氣中繪制ROI。通過將脈管信號除以空氣信號再乘以1/25來計算SNR，這種技術在Henkelman的“Measurement of Signal Intensities in the Presenceof Noise in MR Images”[Medical Physics，Vol.12，No.2(1985)，第232-233頁]中描述。脈管長度通過沿動脈的路線繪制線段并將所有線段的長度求和來測量。這些值在以下作為平均標準誤差來論述。
在所有志愿者中，RCA在采用厚切片磁化預備SSFP、少量注射Gd之后被可視化。由于注射了小團(8mL)對比劑，因此Gd增強在對比劑注射的時程中局限于心臟的特定區(qū)域。對于采用滑動窗重構技術在每次心跳重構的新圖像，能夠在對比劑團進入右心房(RA)、右心室(RV)、肺動脈(PA)以及最后進入RCA時對它進行監(jiān)測。圖3a表示注射之前的圖像，其中圖像大部分是暗的。圖3b表示緊密Gd團的IV注射之后的情況，其中對比劑增強了RV和PA。圖3c表示當?shù)谝槐镚d到達大動脈并因而已經(jīng)激勵心臟右側時的情況，能夠清楚地描繪RCA，如箭頭所示。磁化預備成功地抑制了來自相鄰心腔的血液信號。在預對比定位器中模糊的RCA的分段在注射小對比劑團之后是可見的。圖4a表示采用預對比定位器掃描的RCA的最大強度投影(MIP)。
圖4b表示注射對比劑之后的RCA的厚切片投影，其中可以看到，按照箭頭，RCA的遠側部在圖4a中被背景組織影響而變模糊，但在圖4b中清楚地描繪。
在研究中，在50％的志愿者中，定位器掃描中不可見的RCA的遠端分支在對比度增強的掃描中是可見的。
在每個志愿者中，至少5cm的RCA是可見的。RCA的平均可視化長度為7.10.9cm。平均SNR為11.80.7。平均CNR為6.10.6。在一個志愿者中，投影SSFP用來對LAD可視化。圖5a表示LAD的預對比SSFP定位器，由箭頭表示，其中可以看到，箭頭指示的動脈的最近部分保持模糊。圖5b表示注射Gd緊密團之后的LAD的厚切片投影成像。雖然切片厚度減小到10mm以便使來自重疊LAD的左心腔中的增強后血液最小，但7.26cm的脈管仍然可見，而且動脈的最近和較遠側部分也是可見的。
雖然本領域的技術人員可能提出修改和變更，但本發(fā)明人的目的是在此保證的專利中包含合理地且適當?shù)芈淙胨鼈儗Ρ绢I域的貢獻的范圍內(nèi)的全部變更和修改。
權利要求
1.一種用于患者的右冠狀動脈的對比度增強的磁共振(MR)血管造影術的方法，包括以下步驟選擇一定大小的MR對比劑團，使所述對比劑團在注入患者之后，從右冠狀心室中洗掉，同時仍然增強來自所述右冠狀動脈的MR信號；將所述對比劑團注入患者；在所述對比劑團已經(jīng)從所述右冠狀心室中洗掉并仍然增強所述右冠狀動脈中的MR信號之后的時間窗中在患者中產(chǎn)生MR信號并從患者獲取MR信號；以及僅采用在所述時間窗中得到的MR信號來產(chǎn)生所述右冠狀動脈的MR圖像。
2.如權利要求1所述的方法，其特征在于，在所述時間窗中在患者中產(chǎn)生MR信號并從患者獲取MR信號的步驟包括采用二維厚切片投影成像在所述時間窗中在患者中產(chǎn)生所述MR信號并從患者獲取所述MR信號。
3.如權利要求2所述的方法，其特征在于，采用二維厚切片投影成像的步驟包括采用二維厚切片磁化預備投影成像。
4.如權利要求3所述的方法，其特征在于，采用二維厚切片磁化預備投影成像的步驟包括采用二維厚切片磁化預備穩(wěn)態(tài)自由進動成像。
5.如權利要求1所述的方法，其特征在于，采用二維厚切片磁化預備穩(wěn)態(tài)自由進動成像的步驟包括發(fā)出90°飽和脈沖，然后是時延，然后再跟隨四個180°反轉脈沖的序列，每個反轉脈沖由相應的反轉時間分隔開。
6.如權利要求5所述的方法，其特征在于包括采用25ms作為所述時延。
7.如權利要求5所述的方法，其特征在于包括采用75ms作為所述反轉時間的第一個，15ms作為所述反轉時間的第二個，190ms作為所述反轉時間的第三個，以及95ms作為所述反轉時間的第四個。
8.如權利要求1所述的方法，其特征在于，在時間窗中在患者中產(chǎn)生MR信號并從患者獲取MR信號的步驟包括在由患者的三次心跳組成的時間窗中在患者中產(chǎn)生所述MR信號并從患者獲取所述MR信號。
9.如權利要求1所述的方法，其特征在于包括將所述對比劑團的所述大小選擇為8mL，并以4mL/s的注射速率將所述對比劑團注入患者。
10.如權利要求1所述的方法，其特征在于包括在將所述對比劑團注入患者之前，進行患者的MR定位掃描，用于定位患者中的右冠狀動脈的大致取向，以及根據(jù)所述取向在所述時間窗中在患者中產(chǎn)生所述MR信號并從患者獲取所述MR信號。
11.一種用于患者的右冠狀動脈的對比度增強的磁共振(MR)血管造影術的設備，包括對比劑注射器，適合與患者交互，用于將MR對比劑團注入患者，所述對比劑團具有一定的大小，使所述對比劑團在注入患者之后，從右冠狀心室中洗掉，同時仍然增強來自所述右冠狀動脈的MR信號；MR掃描儀，適合與患者交互，用于在患者中產(chǎn)生MR信號并從患者獲取MR信號；序列控制器，用于利用脈沖序列操作所述掃描儀，以便在所述對比劑團已經(jīng)從所述右冠狀心室中洗掉并仍然增強所述右冠狀動脈中的MR信號之后的時間窗中從患者獲取所述MR信號；以及被供給所述MR信號的圖像計算機，用于僅采用在所述時間窗中得到的所述MR信號來產(chǎn)生所述右冠狀動脈的MR圖像。
12.如權利要求11所述的設備，其特征在于，所述序列控制器采用用于二維厚切片投影成像的脈沖序列來操作所述MR掃描儀，以便在所述時間窗中從患者獲取所述MR信號。
13.如權利要求12所述的設備，其特征在于，所述序列控制器采用用于二維厚切片磁化預備投影成像的脈沖序列來操作所述MR掃描儀。
14.如權利要求13所述的設備，其特征在于，所述序列控制器采用用于二維厚切片磁化預備穩(wěn)態(tài)自由進動成像的脈沖序列來操作所述MR掃描儀。
15.如權利要求11所述的設備，其特征在于，所述序列控制器操作所述MR掃描儀時采用二維厚切片磁化預備穩(wěn)態(tài)自由進動成像，其中包括90°飽和脈沖，然后是時延，然后再跟隨四個180°反轉脈沖的序列，每個反轉脈沖由相應的反轉時間分隔開。
16.如權利要求15所述的設備，其特征在于，所述序列控制器采用25ms作為所述脈沖序列中的所述時延。
17.如權利要求15所述的設備，其特征在于，所述序列控制器在所述脈沖序列中，采用75ms作為所述反轉時間的第一個，15ms作為所述反轉時間的第二個，190ms作為所述反轉時間的第三個，以及95ms作為所述反轉時間的第四個。
18.如權利要求11所述的設備，其特征在于，所述序列控制器在由患者的三次心跳組成的時間窗中操作所述MR掃描儀，用于從患者獲取所述MR信號。
19.如權利要求11所述的設備，其特征在于，所述對比劑注射器將所述對比劑團的所述大小設置為8mL，并以4mL/s的注射速率將所述對比劑團注入患者。
20.如權利要求11所述的設備，其特征在于，所述序列控制器在所述對比劑團注入患者之前進行所述患者的MR定位掃描，用于定位所述患者中的右冠狀動脈的大致取向，以及所述圖像計算機根據(jù)所述取向在所述時間窗中在患者中產(chǎn)生所述MR信號并從患者獲取所述MR信號。
全文摘要
在患者的右冠狀動脈的對比度增強磁共振(MR)血管造影術所用的方法及設備中，MR對比劑團被選擇成具有將使對比劑團在注入患者之后從右冠狀心室洗掉、同時仍然增強來自右冠狀動脈的MR信號的尺寸。MR對比劑團被注入患者，以及在對比劑團已從右冠狀心室洗掉并仍然增強右冠狀動脈中的MR信號之后的時間窗中在患者中產(chǎn)生MR信號并從患者獲取MR信號。右冠狀動脈的MR圖像僅采用在時間窗中得到的MR信號來產(chǎn)生。
文檔編號A61B5/05GK1698537SQ20051007589
公開日2005年11月23日 申請日期2005年5月19日 優(yōu)先權日2004年5月19日
發(fā)明者D·李, J·D·格林 申請人:西北大學