專利名稱：具有圖形計(jì)劃血管造影測(cè)量裝置的核自旋斷層造影設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及如在醫(yī)學(xué)中為檢查患者而應(yīng)用的核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)。在此，本發(fā)明特別涉及一種具有對(duì)造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量進(jìn)行圖形計(jì)劃裝置的核自旋斷層造影設(shè)備。
背景技術(shù)：
MRT以核自旋共振的物理現(xiàn)象為基礎(chǔ)，它作為成像方法成功地應(yīng)用在醫(yī)學(xué)和生物物理中已有超過15年的歷史。在這種檢查方法中，對(duì)象被置于穩(wěn)定的強(qiáng)磁場(chǎng)中。由此對(duì)象內(nèi)原先無規(guī)則取向的原子的核自旋被校準(zhǔn)。高頻源可以將這種“校準(zhǔn)”的核自旋激發(fā)為確定的振動(dòng)。該振動(dòng)在MRT中產(chǎn)生實(shí)際的、可由合適的接收線圈接收的測(cè)量信號(hào)。通過采用梯度線圈產(chǎn)生的非均勻磁場(chǎng)，可以對(duì)測(cè)量對(duì)象在所有三個(gè)空間方向上進(jìn)行空間編碼，這一般稱為“位置編碼”。
在MRT中數(shù)據(jù)的拍攝是在所謂的k-域(同義詞頻域)中進(jìn)行的。在所謂的圖像空間中的MRT圖像借助傅立葉變換與k-域中的MRT數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。借助所有三個(gè)空間方向的梯度在k-域上實(shí)現(xiàn)對(duì)對(duì)象的位置編碼。在此，區(qū)分層選擇(確定對(duì)象中的拍攝層，通常是Z軸)、頻率編碼(確定該層中的一個(gè)方向，通常為x軸)和相位編碼(確定該層中的第二維，通常為y軸)。此外，通過沿z軸的相位編碼可以將所選擇的層再細(xì)分為其它層。
因此，首先要選擇一個(gè)要激勵(lì)的層，例如在z方向上，可能的話在z方向進(jìn)行相位編碼。通過相位編碼和頻率編碼的組合，借助兩個(gè)已經(jīng)提到的正交梯度場(chǎng)對(duì)該斷層中的位置信息進(jìn)行編碼，在該在z方向激勵(lì)層的例子中，梯度場(chǎng)同樣由已提到的x方向和y方向的梯度線圈產(chǎn)生。
為了測(cè)量待檢查對(duì)象的整個(gè)斷層，為相位編碼梯度(例如Gy)的不同值重復(fù)成像序列(例如梯度回波序列，F(xiàn)LASH)N次。在此，各激勵(lì)高頻脈沖之間的時(shí)間間隔稱為重復(fù)時(shí)間TR。核共振信號(hào)(例如梯度回波信號(hào))在每個(gè)序列通路中都通過以Δt發(fā)出脈沖的ADC(模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器)，以相等間隔的時(shí)間間距Δt在具有讀出梯度Gx的條件下同樣掃描、數(shù)字化和存儲(chǔ)N次。通過這種方式，可以獲得逐行產(chǎn)生的具有N×N個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)的數(shù)矩陣(k域中的矩陣或k矩陣)。由該數(shù)據(jù)組，可以通過傅立葉變換直接再現(xiàn)所觀察斷層的具有N×N個(gè)像素分辨率的MR圖像(N×N個(gè)點(diǎn)的對(duì)稱矩陣只是個(gè)例子，還可以產(chǎn)生非對(duì)稱矩陣)。由于物理學(xué)的原因，在k矩陣中心區(qū)域的值主要包含有關(guān)對(duì)比度的信息，而k矩陣邊緣區(qū)域的值主要包含有關(guān)變換后MRT圖像分辨率的信息。
通過上述方式，可以在所有方向拍攝人體的斷層圖像。作為醫(yī)學(xué)診斷中斷層圖像方法的MRT首先作為“非侵入”檢查方法而與眾不同。然而，特別是在血管造影拍攝中(即拍攝人體中的血管，特別是在供血器官中)，自然MR成像的對(duì)比度受到限制，但是通過使用造影劑可顯著減小這種限制。磁共振斷層造影中造影劑的作用通常以對(duì)對(duì)比度起決定作用的參數(shù)的影響為基礎(chǔ)，例如縱向或橫向馳豫時(shí)間T1或T2。在醫(yī)療應(yīng)用中，采用了三價(jià)釓Gd3+，該元素具有縮短T1的作用。通過化合在所謂的螯合絡(luò)合物(DTPA，二乙撐三胺五乙酸)中，釓失去其毒性，因而Gd-DTPA一般可以應(yīng)用于靜脈內(nèi)。選擇直接導(dǎo)向心臟的靜脈，心臟將造影劑最終分布到整個(gè)動(dòng)脈系統(tǒng)中。對(duì)于常用序列(T1加權(quán)自旋回波序列、梯度回波序列等)，加速的T1馳豫起到增強(qiáng)MR信號(hào)的作用，也就是在MR圖像中對(duì)所涉及的組織有更為明亮的顯示。通過這種方式，可以對(duì)例如頭部、頸部、心臟或腎臟血管測(cè)量出清晰和對(duì)比度強(qiáng)的圖像。
一種這類在磁共振斷層造影中用造影劑支持的方法一般稱為“對(duì)比度增強(qiáng)的血管造影”(英語Contrast Enhanced MR Angiography，CE MRA)。造影劑支持的血管拍攝的質(zhì)量主要取決于對(duì)描述測(cè)量特性的順序步驟(Abfolgeschritt)的時(shí)間協(xié)調(diào)，這一般稱為時(shí)序或造影劑時(shí)序。起決定作用的順序步驟是注射造影劑，測(cè)量持續(xù)時(shí)間以及測(cè)量k域矩陣的中部。為了獲得盡可能好的拍攝對(duì)比度，要力爭(zhēng)在測(cè)量k矩陣中部區(qū)域期間，在待拍攝的感興趣區(qū)域中具有最大的造影劑濃度。由于這個(gè)原因，根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的對(duì)比度增強(qiáng)的血管造影是按以下方式進(jìn)行的1.首先，拍攝不同層的概貌圖像(英語Localizer)，以便粗略確定感興趣的血管系統(tǒng)的位置，并從中推導(dǎo)出最佳的拍攝斷層。
2.進(jìn)行所謂的測(cè)試塊測(cè)量(Test-Bolus-Messung)，從中可獲得感興趣區(qū)域(英語Region of Interest，ROI)中造影劑聚積的時(shí)間變化曲線。為此，在時(shí)刻T2(圖2)，將很小劑量的造影劑(大約2ml)注入靜脈，接著(一般是每秒)測(cè)量位于ROI中的動(dòng)脈的MR強(qiáng)度。在采用分析軟件的條件下，可以顯示出ROI中造影劑30的強(qiáng)度特性，如圖2所示。從開始注射造影劑的時(shí)刻T2到造影劑聚積到足夠濃度(A，B-通常是最大值的75-80％)的時(shí)刻T3，一般稱為過渡時(shí)間(英語Bolus Arrival Time，BAT)。使用者接著在BAT的基礎(chǔ)上，計(jì)算相對(duì)于注入時(shí)刻T2或Tinj的時(shí)間延遲(英語Delay)T4，即實(shí)際測(cè)量過程(例如各自旋回波序列或梯度回波序列)在此之后應(yīng)該開始的時(shí)刻。為了計(jì)算延遲時(shí)間(圖2)，使用者此時(shí)采用與區(qū)域相關(guān)的經(jīng)驗(yàn)值或可信公式?？赡懿捎玫墓綖檠舆t＝BAT-TA/4延遲＝BAT+Tinj/2-TA/2延遲＝BAT-TTC+15％TA等。
在此，TA為所采用的序列的總測(cè)量時(shí)間(英語Acquisition Time，TA)T4到T6，TTC(英語Time To Center)為序列開始后的時(shí)間T5，此時(shí)測(cè)量k矩陣的中間行。如圖2所示，延遲T2到T4在理想情況下這樣選擇或計(jì)算，即，使TA位于聚積的最大范圍(A和B之間的時(shí)間)內(nèi)，此外在時(shí)間TTC(T5)之后在ROI中的造影劑濃度最大時(shí)測(cè)量k矩陣的中間行。也就是說，測(cè)試塊測(cè)量用于測(cè)量準(zhǔn)備或時(shí)間計(jì)劃，以便優(yōu)化前視場(chǎng)(Vorfeld)中實(shí)際CE MRA測(cè)量的對(duì)比度。
3.在測(cè)試塊測(cè)量之后進(jìn)行前對(duì)比度測(cè)量(Pre-Kontrstmessung)，即不使用造影劑的MR測(cè)量。在這樣的沒有注射造影劑的自然拍攝中，拍攝了ROI中不感興趣的、但在隨后的造影劑拍攝(后對(duì)比度測(cè)量)中同樣會(huì)被拍攝的組織。通過隨后在圖像平面上減去前對(duì)比度測(cè)量和后對(duì)比度測(cè)量，可以在CE MRA方法的最后一步中計(jì)算出該組織。
4.在前對(duì)比度測(cè)量的最后，人工地使造影劑聚積為更高的劑量(約20ml)。
5.在計(jì)算或設(shè)定延遲時(shí)間之后，自動(dòng)進(jìn)行后對(duì)比度測(cè)量，即起始并運(yùn)行所選擇或設(shè)定的MR序列。
6.在CE MRA的最后一步，在圖像平面上用后處理(英語Post-prozessing)的形式減去前對(duì)比度測(cè)量和后對(duì)比度測(cè)量所拍攝的圖像。
如在上述步驟1到6中所述和此時(shí)進(jìn)行的那樣，CE MRA測(cè)量的特征是極度確定的變化過程。測(cè)量過程的時(shí)間計(jì)劃主要根據(jù)嚴(yán)格的公式進(jìn)行，而無需考慮其它生理因素。這可能導(dǎo)致測(cè)量不是在最佳時(shí)刻進(jìn)行。如果測(cè)量開始得太早，則包含對(duì)比度信息的k矩陣中心區(qū)域?qū)⒃赗OI中的造影劑聚積還未達(dá)到最佳的時(shí)刻被測(cè)量。其結(jié)果是，由于以使測(cè)量無法使用的邊緣振蕩(Kanten-Oszillation)(Gibbs抖動(dòng))形式出現(xiàn)的偽影，使圖像質(zhì)量很差。如果測(cè)量開始得太遲，則可能發(fā)生以下現(xiàn)象，即，已經(jīng)在血管系統(tǒng)的靜脈部分出現(xiàn)的造影劑聚積會(huì)導(dǎo)致圖像中靜脈與動(dòng)脈的疊加，因此這樣的圖像同樣無法使用。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，使MRT設(shè)備的使用者能夠簡(jiǎn)便及優(yōu)化地進(jìn)行造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的時(shí)間計(jì)劃。
本發(fā)明的技術(shù)問題是通過一種核自旋斷層造影設(shè)備的處理裝置解決的，該處理裝置具有用于圖形顯示交互式用戶界面的裝置，利用該交互式用戶界面可通過輸入和/或選擇參數(shù)對(duì)該核自旋斷層造影設(shè)備進(jìn)行配置。在一測(cè)試塊卡片形式的圖形顯示的用戶界面上圖形地顯示所準(zhǔn)備的測(cè)試塊測(cè)量的結(jié)果，其中，為了在時(shí)間上計(jì)劃造影劑支持的MR血管造影測(cè)量，確定動(dòng)脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線。
與現(xiàn)有技術(shù)不同的是，根據(jù)本發(fā)明，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線，并將其圖形地顯示在所述測(cè)試塊卡片中。
根據(jù)本發(fā)明，測(cè)試塊測(cè)量的分析處理可以這樣簡(jiǎn)化，即，處理裝置根據(jù)所拍攝的測(cè)試塊測(cè)量的圖像序列計(jì)算出標(biāo)準(zhǔn)偏差圖像，顯示該圖像，并在該圖像中標(biāo)示出待處理的動(dòng)脈和靜脈區(qū)域，并相對(duì)于總的圖像序列進(jìn)行分析處理。
為了能使測(cè)量時(shí)刻與造影劑流動(dòng)的時(shí)間特性相一致，根據(jù)本發(fā)明，除了靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積的變化曲線外，按比例以測(cè)量方格(Messbalken)的形式圖形地顯示MR測(cè)量過程。
根據(jù)本發(fā)明的CE MRA測(cè)量的圖形計(jì)劃這樣進(jìn)行，即，測(cè)量方格可相互相對(duì)地以及相對(duì)于靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積變化曲線移動(dòng)。
在此，根據(jù)本發(fā)明，以簡(jiǎn)單的方式通過鼠標(biāo)或在相應(yīng)的輸入窗口中輸入值來進(jìn)行移動(dòng)。
根據(jù)本發(fā)明，可以借助時(shí)間進(jìn)程塊(Zeitablauf-Balken)跟蹤測(cè)量的變化過程。
在此優(yōu)選的是，為了觀察測(cè)量的變化過程，借助時(shí)間進(jìn)程塊生成另一個(gè)進(jìn)程卡片(PROZESS-Karte)。
本發(fā)明的技術(shù)問題還通過一種用于通過核自旋斷層造影設(shè)備對(duì)造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量進(jìn)行圖形計(jì)劃的方法來解決，其中，該核自旋斷層造影設(shè)備具有用于圖形顯示交互式用戶界面的裝置，利用該用戶界面可通過輸入和/或選擇參數(shù)對(duì)所述核自旋斷層造影設(shè)備進(jìn)行配置，在以測(cè)試塊卡片的形式生成的圖形顯示的用戶界面上，圖形地顯示所準(zhǔn)備的測(cè)試塊測(cè)量的結(jié)果，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，為了時(shí)間計(jì)劃造影劑支持的磁共振血管造影測(cè)量，確定動(dòng)脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線。
此外，根據(jù)本發(fā)明，還提供了一種計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，當(dāng)其運(yùn)行在一與核自旋斷層造影設(shè)備連接的計(jì)算裝置上時(shí)，能夠?qū)崿F(xiàn)本發(fā)明的方法。


下面借助附圖描述的實(shí)施方式，詳細(xì)解釋本發(fā)明的其它優(yōu)點(diǎn)、特征和特性。其中圖1示出了核自旋斷層造影設(shè)備的示意圖；圖2示出了根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的、用于確定感興趣區(qū)域中動(dòng)脈造影劑聚積特性的測(cè)試塊測(cè)量；圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的、用于確定造影劑支持的血管造影MR測(cè)量的最佳測(cè)量區(qū)域的測(cè)試塊卡片，該測(cè)量是在考慮靜脈系統(tǒng)中時(shí)間延遲的造影劑聚積的條件下進(jìn)行的；圖4示出了以根據(jù)本發(fā)明的血管卡片形式的擴(kuò)展的卡片，其中，一方面優(yōu)化了對(duì)測(cè)試塊測(cè)量的分析處理，另一方面可以對(duì)造影劑支持的血管造影MR測(cè)量進(jìn)行圖形計(jì)劃；圖5示出了根據(jù)本發(fā)明的進(jìn)程卡片，其中可以在其時(shí)間變化曲線中對(duì)圖形計(jì)劃的造影劑支持的血管造影MR測(cè)量進(jìn)行跟蹤。
具體實(shí)施例方式
圖1示出了核自旋斷層造影設(shè)備的示意圖，根據(jù)本發(fā)明，該設(shè)備的MR飛行時(shí)間(Time-of-Flight)血管造影拍攝具有改善的對(duì)比度性能。在此，該核自旋斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)與常規(guī)斷層造影設(shè)備結(jié)構(gòu)一致?；緢?chǎng)磁1產(chǎn)生時(shí)間穩(wěn)定的強(qiáng)磁場(chǎng)，用于極化或校準(zhǔn)對(duì)象檢查區(qū)域內(nèi)的核自旋，該檢查區(qū)域例如是人體的待檢查部位。核自旋共振測(cè)量所需的基本磁場(chǎng)的高均勻性在球形的測(cè)量空間M中定義，人體的待檢查部位將送入該測(cè)量區(qū)域中。為了支持均勻性要求，特別是消除不隨時(shí)間變化的影響，在合適的位置設(shè)置用鐵磁材料制成的所謂填隙鐵片。對(duì)于隨時(shí)間變化的影響，可以通過補(bǔ)償線圈2消除，該線圈由補(bǔ)償供電裝置15控制。
在基本場(chǎng)磁1中，采用了圓柱形的梯度線圈系統(tǒng)3，其由3個(gè)部分繞組構(gòu)成。每個(gè)部分繞組由一個(gè)放大器14供給電流，用于分別在笛卡爾坐標(biāo)系的各個(gè)方向上產(chǎn)生一個(gè)線性梯度場(chǎng)。在此，梯度場(chǎng)系統(tǒng)3的第一部分繞組在x方向產(chǎn)生梯度Gx，第二部分繞組在y方向產(chǎn)生Gy，第三部分繞組在z方向產(chǎn)生梯度Gz。每個(gè)放大器14都包括一個(gè)數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，由序列控制裝置18控制，用于及時(shí)產(chǎn)生梯度脈沖。
在梯度場(chǎng)系統(tǒng)3內(nèi)有一個(gè)高頻天線4，其將由高頻功率放大器30給出的高頻脈沖轉(zhuǎn)變?yōu)榻蛔兇艌?chǎng)，用于激勵(lì)待檢查對(duì)象或?qū)ο蟮拇龣z查區(qū)域內(nèi)的核以及對(duì)核自旋進(jìn)行校準(zhǔn)。通過高頻天線4，還將由占主導(dǎo)地位的核自旋發(fā)出的交變場(chǎng)，即通常由一個(gè)脈沖序列引起的核自旋回波信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡妷?，其中，該脈沖序列是由一個(gè)或多個(gè)高頻脈沖和一個(gè)或多個(gè)梯度脈沖組成的，該電壓通過放大器7送至高頻系統(tǒng)22的高頻接收信道8。高頻系統(tǒng)22還包括一個(gè)發(fā)送信道9，其中產(chǎn)生用于激勵(lì)磁核共振的高頻脈沖。在此，根據(jù)設(shè)備計(jì)算機(jī)20預(yù)先給定的脈沖序列，在序列控制裝置18中數(shù)字化地將各高頻脈沖表示為復(fù)數(shù)序列。該數(shù)列分別作為實(shí)部和虛部通過輸入12送至高頻系統(tǒng)22的數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，并由該轉(zhuǎn)換器送至發(fā)送信道9。在發(fā)送信道9中，脈沖序列被向上調(diào)制為高頻載波信號(hào)，其基頻對(duì)應(yīng)于測(cè)量空間中核自旋的共振頻率。
發(fā)送運(yùn)行和接收運(yùn)行的轉(zhuǎn)換通過發(fā)送-接收轉(zhuǎn)接器6進(jìn)行。高頻天線4將用于激勵(lì)核自旋的高頻脈沖射入測(cè)量空間M中，并對(duì)結(jié)果回波信號(hào)進(jìn)行掃描。相應(yīng)獲得的核共振信號(hào)在高頻系統(tǒng)22的接收信道8中被相敏地解調(diào)，并分別通過模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換為測(cè)量信號(hào)的實(shí)部和虛部。通過圖像計(jì)算機(jī)17，由這樣獲得的測(cè)量數(shù)據(jù)再現(xiàn)圖像。對(duì)測(cè)量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的管理通過設(shè)備計(jì)算機(jī)20進(jìn)行。根據(jù)預(yù)先給定控制程序，序列控制裝置18控制各期望的脈沖序列的產(chǎn)生以及對(duì)k域的相應(yīng)掃描。尤其是，序列控制裝置18控制梯度的及時(shí)通斷、具有確定相位和振幅的高頻脈沖的發(fā)送以及核共振信號(hào)的接收。高頻系統(tǒng)22和序列控制裝置18的時(shí)基由同步器19調(diào)節(jié)。通過包括鍵盤和一個(gè)或多個(gè)屏幕的終端21配置MRT設(shè)備、選擇用于產(chǎn)生核自旋圖像的相應(yīng)控制程序，以及顯示所產(chǎn)生的核自旋圖像。
為了配置MRT設(shè)備，可以在終端21的顯示屏上調(diào)用不同的卡片(英語Pop-Up，彈出)。這些卡片由設(shè)備計(jì)算機(jī)20生成。在這些卡片中顯示輸入窗口，使用者可在其中輸入測(cè)量參數(shù)值，并由此設(shè)置MRT設(shè)備。這些卡片根據(jù)主題分類。這樣，例如有對(duì)比度卡片，其中除了其它還可以設(shè)定翻轉(zhuǎn)角度(Flipwinkel)；常規(guī)卡片，其中可以輸入例如回波時(shí)間、重復(fù)時(shí)間和層數(shù)；分辨率卡片，在其中可以配置k矩陣；序列卡片，在其中可以選擇期望的序列類型(梯度回波序列、穩(wěn)態(tài)自旋回波序列、True-Fisp、EPI、FLASH等)，等等。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，還為使用者同樣提供了進(jìn)行測(cè)試塊測(cè)量的卡片。圖3中示出了一張這樣的測(cè)試塊卡片33。在該測(cè)試塊卡片33中，首先作為對(duì)測(cè)試塊測(cè)量分析處理(該分析處理由使用者借助分析處理軟件進(jìn)行)的結(jié)果，圖形地顯示在注入時(shí)刻T2后的造影劑聚積的變化曲線30。此外，根據(jù)本發(fā)明，從該圖形中自動(dòng)確定過渡時(shí)間T3(BAT動(dòng)脈)。本發(fā)明的另一方面在于，在該測(cè)試塊卡片33中，還示出了靜脈中造影劑聚積的變化曲線31，以及還自動(dòng)確定靜脈的過渡時(shí)間T7(BAT靜脈)。與根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的測(cè)試塊測(cè)量(圖2)相反，在根據(jù)本發(fā)明的測(cè)試塊卡片33中，示出了兩條造影劑聚積的變化曲線30、31，其中將靜脈中的造影劑聚積疊加到動(dòng)脈造影劑聚積上。
靜脈造影劑聚積對(duì)CE MRA測(cè)量可能產(chǎn)生的影響已經(jīng)進(jìn)行了說明如果后對(duì)比度測(cè)量(TA)在時(shí)間上落在靜脈系統(tǒng)中重要的造影劑聚積的區(qū)域中(延遲+TA＞BAT靜脈)，則在圖像中動(dòng)脈和靜脈血管疊加在一起；這樣的拍攝的圖像無法使用。因此根據(jù)本發(fā)明，一般在CE MRA拍攝時(shí)應(yīng)當(dāng)在測(cè)量計(jì)劃中考慮靜脈造影劑聚積31。為此，在測(cè)試塊卡片33中，自動(dòng)的分析處理提供兩個(gè)過渡時(shí)間T3、T7(BAT動(dòng)脈和BAT靜脈)，它們的時(shí)間差給出一個(gè)所謂的時(shí)間窗Δ(T3到T7，即A和C之間的區(qū)域)。如果后對(duì)比度測(cè)量的測(cè)量時(shí)間TA小于該時(shí)間窗(TA＜Δ)，則后對(duì)比度測(cè)量一般在注射后的時(shí)間延遲＝BAT動(dòng)脈開始(即T3＝T4成立)。如果后對(duì)比度測(cè)量的測(cè)量時(shí)間大于該時(shí)間窗(TA＞Δ)，則有意義的是根據(jù)以下等式計(jì)算后對(duì)比度測(cè)量的開始延遲＝BAT動(dòng)脈-TTC+Δ/2。
通常，在動(dòng)脈系統(tǒng)30和靜脈系統(tǒng)31中都有造影劑聚積時(shí)間變化曲線，由此，時(shí)間窗Δ也依賴于各血液循環(huán)狀況。血液循環(huán)狀況一方面與患者有關(guān)(低血壓)，另一方面與病理學(xué)(由于發(fā)炎、淤積和擠壓而使血管的供血不暢)以及區(qū)域有關(guān)(例如如果頭顱內(nèi)區(qū)域(頭蓋骨)的Δ約為5秒，則頸部血管和肺部血管的Δ約為4到8秒，而在腎臟和腹部動(dòng)脈Δ則可達(dá)10秒，骨盆中血管的Δ可達(dá)到20至30秒，外圍血管的Δ可達(dá)60秒，等等)。根據(jù)本發(fā)明，通過在CE MRA測(cè)量的前視場(chǎng)中實(shí)驗(yàn)地確定兩個(gè)變化曲線30、31，可以使測(cè)量計(jì)劃分別適應(yīng)于各所述狀況。
圖4以根據(jù)本發(fā)明的血管卡片34的形式示出了一個(gè)擴(kuò)展的測(cè)試塊卡片33，其中，一方面根據(jù)本發(fā)明優(yōu)化了對(duì)測(cè)試塊測(cè)量的分析處理，另一方面可以根據(jù)本發(fā)明圖形地計(jì)劃造影劑支持的血管造影MR測(cè)量。
如上所述，這樣進(jìn)行測(cè)試塊測(cè)量(動(dòng)脈或靜脈)，即，在T2時(shí)刻注射小劑量的造影劑之后，拍攝一系列層圖像(通常為每秒一幅)。根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的測(cè)試塊測(cè)量的分析處理是這樣進(jìn)行的，使用者必須啟動(dòng)分析處理軟件，該軟件可以使他單獨(dú)觀察每幅圖像。使用者必須通過比較各圖像找出一動(dòng)脈或靜脈區(qū)域(根據(jù)強(qiáng)度變化)，標(biāo)出該區(qū)域，并用處理軟件如圖2或圖3所示圖形地顯示所標(biāo)示區(qū)域的強(qiáng)度變化曲線30、31。
而在本發(fā)明中，測(cè)試塊測(cè)量的分析處理是自動(dòng)進(jìn)行的，因此得到了簡(jiǎn)化。當(dāng)在測(cè)試塊測(cè)量中拍攝了斷層的圖像序列之后，根據(jù)本發(fā)明，在血管卡片34中為使用者提供了該圖像序列的標(biāo)準(zhǔn)偏差(英語Standard-Deviation，STD DEV)圖像25。一幅這樣的STD DEV圖像25顯示在圖4的右上方。它可以例如通過設(shè)備計(jì)算機(jī)20產(chǎn)生，其中設(shè)備計(jì)算機(jī)求出序列中各圖像的強(qiáng)度總和。圖4中STD DEV圖像25顯示了一個(gè)穿過頸部的斷層；氣管27在其中顯示為黑色區(qū)域，靜脈29和動(dòng)脈28顯示為亮點(diǎn)。使用者必須(根據(jù)其解剖學(xué)知識(shí))用圓圈標(biāo)示動(dòng)脈28和靜脈29。通過激活分析處理按鈕26，造影劑聚積的動(dòng)脈和靜脈變化曲線30、31被圖形地顯示在血管卡片34中。
根據(jù)本發(fā)明的簡(jiǎn)化之處在于，使用者不再需要進(jìn)入分析處理軟件(分析處理工具)以便在其中選擇圖像。在測(cè)試塊測(cè)量結(jié)束之后，在血管卡片34的界面上會(huì)立即為他提供概貌圖像25，他可以在該圖像中馬上識(shí)別出重要的待標(biāo)示的區(qū)域28、29。血管標(biāo)示也可以利用適當(dāng)?shù)乃惴ㄗ詣?dòng)進(jìn)行。
在圖4的血管卡片34中，實(shí)施了本發(fā)明的另一方面在血管卡片34中，使用者可以圖形地計(jì)劃造影劑支持的血管造影MR測(cè)量。為此，在時(shí)間軸下面，以測(cè)量方塊32的形式示出了各個(gè)測(cè)量，可以用對(duì)比度變化曲線30、31對(duì)這些測(cè)量進(jìn)行時(shí)間上的協(xié)調(diào)。圖4中的情況示出了4個(gè)測(cè)量方塊32，其互相之間分別具有不同的時(shí)間間隔。測(cè)量次數(shù)可以通過輸入?yún)^(qū)“MESSUNGEN”(測(cè)量)確定。與現(xiàn)有技術(shù)相同，作為前對(duì)比度測(cè)量的第一次測(cè)量總是表示對(duì)感興趣層的自然測(cè)量(無造影劑)。緊接著的后對(duì)比度測(cè)量則記錄了造影劑影響下的同一層。
通過圖4中顯示為黑色的、直接在每次測(cè)量之前和之后通過預(yù)配置的聲音文件給出的呼吸命令(Atemkoomandos)(VO，英語Voice Output，聲音輸出)，保證每次測(cè)量都在相同的身體姿勢(shì)下進(jìn)行，且待測(cè)量層的解剖狀況也沒有改變。在測(cè)量前的呼吸命令例如是“深吸氣-屏住呼吸”。在測(cè)量后的呼吸命令例如是“繼續(xù)正常呼吸”。
實(shí)際測(cè)量在所設(shè)定的MR序列過程中進(jìn)行，該序列在標(biāo)示為灰色的區(qū)域TA中被處理。在此，陰影區(qū)域表示一個(gè)在其中對(duì)k矩陣的中間行進(jìn)行掃描的時(shí)間區(qū)域。該時(shí)間區(qū)域保證待拍攝圖像的對(duì)比度。陰影區(qū)中部的劃線k0表示測(cè)量k矩陣中心的確切時(shí)刻。
通常，在所有測(cè)量中，時(shí)間長度TA都相同，但也可以選擇不同的時(shí)間長度，以便能在不同的造影劑階段產(chǎn)生例如不同的空間分辨率。在CE MRA實(shí)驗(yàn)之前，通過選擇所有的序列參數(shù)(重復(fù)時(shí)間、回波時(shí)間、掃描率等)，由使用者交互地通過其它卡片確定參數(shù)，因此在血管卡片中不能改變參數(shù)。這樣的卡片35(計(jì)劃(PROGRAMM)、常規(guī)、對(duì)比度、序列等)可以通過用鼠標(biāo)點(diǎn)擊在圖4的下部區(qū)中示出的視場(chǎng)35調(diào)用。
根據(jù)本發(fā)明，借助血管卡片34的CE MRA測(cè)量的圖形計(jì)劃是這樣進(jìn)行的，即，使用者以測(cè)量方塊32的形式對(duì)各次測(cè)量相互間、但主要是相對(duì)于造影劑聚積的變化曲線30、31進(jìn)行設(shè)置。
后對(duì)比度測(cè)量(T6-T8，T9-T10)之間的時(shí)間間隔可以在輸入?yún)^(qū)“測(cè)量后間歇x”(x＞1，x∈N)中給定，也可以用鼠標(biāo)沿時(shí)間軸移動(dòng)。在用鼠標(biāo)移動(dòng)的情況下，將在輸入窗口中自動(dòng)更新相應(yīng)的值。
在自然測(cè)量和第一后對(duì)比度測(cè)量之間(T1至T4)的時(shí)間間隔由時(shí)間間隔PAUSE(間歇)(T1至T2)和DELAY(延遲)(T2至T4)組成。根據(jù)本發(fā)明，兩個(gè)值都可以由使用者進(jìn)行修改，而且可以通過手動(dòng)也可以用鼠標(biāo)將PAUSE(間歇)和DELAY(延遲)的值輸入到圖形下方的相應(yīng)輸入窗口中。PAUSE(間歇)例如可以通過點(diǎn)擊并沿時(shí)間軸移動(dòng)注射時(shí)刻來修改(這同時(shí)以移動(dòng)造影劑變化曲線為條件)。DELAY(延遲)可以通過點(diǎn)擊并移動(dòng)第一后對(duì)比度測(cè)量的測(cè)量方塊來修改。
理想的情況是，測(cè)量之間的時(shí)間間隔、尤其是前對(duì)比度測(cè)量和后對(duì)比度測(cè)量之間的時(shí)間間隔(T1至T4)應(yīng)當(dāng)盡可能短；患者應(yīng)在測(cè)量期間保持在同一位置，并無論如何要避免可能的換位。然而，不同的原因要求在測(cè)量之間或在測(cè)量和注射時(shí)刻之間具有一定的時(shí)間間隔。DELAY(延遲)(T2-T4)例如應(yīng)當(dāng)這樣選擇，即，第一后對(duì)比度測(cè)量的時(shí)間(TA＝T4-T6)位于時(shí)間窗Δ(A至C或T3-T7)內(nèi)，此外，對(duì)k矩陣中間行的測(cè)量(TTC，在T5時(shí))在動(dòng)脈中最大造影劑聚積時(shí)進(jìn)行。對(duì)患病嚴(yán)重或年老體弱的患者，需要在憋氣之后給予其多次呼吸的機(jī)會(huì)，以便重新獲得力氣或恢復(fù)活力。出于這個(gè)原因，可以相應(yīng)設(shè)定PAUSE(間歇)，或激活保持按鈕。如果通過點(diǎn)擊激活保持按鈕36，則根據(jù)本發(fā)明，CE MRA測(cè)量的測(cè)量過程在自然測(cè)量(在T1時(shí))之后停止。同時(shí)，根據(jù)本發(fā)明，繼續(xù)按鈕24顯示在屏幕上，其可以使使用者以注射時(shí)間T2繼續(xù)CE MRA。PAUSE(間歇)可以隨意擴(kuò)大。
最后，根據(jù)本發(fā)明，使用者可以圖形地跟蹤C(jī)E MRA測(cè)量的過程。由于這個(gè)原因，在血管卡片34中，在圖形區(qū)下面實(shí)現(xiàn)了一個(gè)時(shí)間進(jìn)程方塊23(英語Progress-Bar，進(jìn)程條)，該方塊將CE MRA測(cè)量的當(dāng)前時(shí)刻可視化。根據(jù)本發(fā)明，測(cè)量進(jìn)程也可以顯示在自身的卡片37上，該卡片在自然測(cè)量開始時(shí)就出現(xiàn)在終端21的屏幕上。圖5示出了這樣的卡片37，根據(jù)本發(fā)明，該卡片稱為進(jìn)程(PROZESS)卡片37。如果在圖4的血管卡片34中激活了保持按鈕36，則有意義的是，在進(jìn)程卡片37中實(shí)現(xiàn)繼續(xù)按鈕24，以使使用者可以繼續(xù)CE MRA測(cè)量。
下面用相應(yīng)給出的優(yōu)點(diǎn)總結(jié)了本發(fā)明的特征1.在自身的卡片33中對(duì)測(cè)試塊測(cè)量的結(jié)果進(jìn)行圖形顯示，以及自動(dòng)確定過渡時(shí)間(BAT)簡(jiǎn)化并加速了用于對(duì)CE MRA測(cè)量時(shí)間協(xié)調(diào)的準(zhǔn)備。
2.考慮靜脈系統(tǒng)31中造影劑聚積的時(shí)間變化過程可以(通過確定時(shí)間窗)改善(第一)后對(duì)比度測(cè)量的時(shí)間協(xié)調(diào)的命中可靠性(Treffsicherheit)。
3.自動(dòng)產(chǎn)生標(biāo)準(zhǔn)偏差圖像25，并由此加快了對(duì)測(cè)試塊測(cè)量的分析處理。
4.在顯示造影劑聚積變化曲線30、31的同時(shí)以可移動(dòng)測(cè)量方塊32的形式將前和后對(duì)比度測(cè)量可視化，可以以圖形的方式并由此優(yōu)化和可靠地計(jì)劃CE MRA測(cè)量，由此不需要使用嚴(yán)格的公式。
5.通過時(shí)間進(jìn)程塊23顯示測(cè)量的時(shí)間進(jìn)程，尤其是在自身的進(jìn)程卡片37中，可允許使用者在時(shí)間上精確地跟蹤測(cè)量進(jìn)程。
權(quán)利要求
1.一種核自旋斷層造影設(shè)備的處理裝置，其具有用于圖形顯示交互式用戶界面(35)的裝置(20)(21)，利用該交互式用戶界面可通過輸入和/或選擇參數(shù)對(duì)所述核自旋斷層造影設(shè)備進(jìn)行配置，其特征在于，其具有一測(cè)試塊卡片(33)形式的圖形顯示的用戶界面，在該卡片上以圖形顯示所準(zhǔn)備的測(cè)試塊測(cè)量的結(jié)果，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，為了在時(shí)間上計(jì)劃造影劑支持的磁共振血管造影測(cè)量，確定動(dòng)脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線(30)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的處理裝置，其特征在于，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線(31)，并將其圖形地顯示在所述測(cè)試塊卡片(33)中。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的處理裝置，其特征在于，所述處理裝置(20)根據(jù)所拍攝的測(cè)試塊測(cè)量的圖像序列計(jì)算出標(biāo)準(zhǔn)偏差圖像(25)，顯示該圖像，并在該圖像中標(biāo)示出待處理的動(dòng)脈和靜脈區(qū)域(28)(29)，并相對(duì)于總的圖像序列進(jìn)行分析處理。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的處理裝置，其特征在于，除了靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積變化曲線(30)(31)外，按比例以測(cè)量方格(32)的形式圖形地顯示磁共振測(cè)量過程。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的處理裝置，其特征在于，所述測(cè)量方格(32)可相互相對(duì)地以及相對(duì)于靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積變化曲線(30)(31)移動(dòng)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的處理裝置，其特征在于，所述移動(dòng)通過鼠標(biāo)或在相應(yīng)的輸入窗口中輸入值來進(jìn)行。
7.根據(jù)權(quán)利要求4至6中任一項(xiàng)所述的處理裝置，其特征在于，可以借助時(shí)間進(jìn)程塊(23)跟蹤所述測(cè)量變化過程。
8.根據(jù)權(quán)利要求4至7中任一項(xiàng)所述的處理裝置，其特征在于，為了觀察測(cè)量的變化過程，借助時(shí)間進(jìn)程塊(23)生成另一進(jìn)程卡片(37)。
9.一種用于通過核自旋斷層造影設(shè)備對(duì)造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量進(jìn)行圖形計(jì)劃的方法，其中，該核自旋斷層造影設(shè)備具有用于圖形顯示交互式用戶界面的裝置(20)(21)，利用該用戶界面可通過輸入和/或選擇參數(shù)對(duì)所述核自旋斷層造影設(shè)備進(jìn)行配置，其特征在于，以測(cè)試塊卡片(33)的形式生成圖形顯示的用戶界面，在該卡片上圖形地顯示所準(zhǔn)備的測(cè)試塊測(cè)量的結(jié)果，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，為了時(shí)間計(jì)劃造影劑支持的磁共振血管造影測(cè)量，確定動(dòng)脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線(30)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，在所述測(cè)試塊測(cè)量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時(shí)間變化曲線(31)，并將其圖形地顯示在所述測(cè)試塊卡片(33)中。
11.根據(jù)權(quán)利要求9至10中任一項(xiàng)所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，所述處理裝置(20)根據(jù)所拍攝的測(cè)試塊測(cè)量的圖像序列計(jì)算出標(biāo)準(zhǔn)偏差圖像(25)，顯示該圖像，并在該圖像中標(biāo)示出待處理的動(dòng)脈和靜脈區(qū)域(28)(29)，并相對(duì)于總的圖像序列進(jìn)行分析處理。
12.根據(jù)權(quán)利要求9至11中任一項(xiàng)所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，除了靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積的變化曲線(30)(31)外，按比例以測(cè)量方格(32)的形式圖形地顯示磁共振測(cè)量過程。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，所述測(cè)量方格(32)可相互相對(duì)的以及相對(duì)于靜脈和動(dòng)脈造影劑聚積的變化曲線(30)(31)移動(dòng)。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，所述移動(dòng)通過鼠標(biāo)或在相應(yīng)的輸入窗口中輸入值來進(jìn)行。
15.根據(jù)權(quán)利要求12至14中任一項(xiàng)所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，可以借助時(shí)間進(jìn)程塊(23)跟蹤所述測(cè)量變化過程。
16.根據(jù)權(quán)利要求12至15中任一項(xiàng)所述的用于圖形計(jì)劃造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量的方法，其特征在于，為了觀察測(cè)量的變化過程，借助時(shí)間進(jìn)程塊(23)生成另一個(gè)進(jìn)程卡片(37)。
17.一種計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其特征在于，當(dāng)其運(yùn)行在一與核自旋斷層造影設(shè)備連接的計(jì)算裝置(17)(18)(19)(20)上時(shí)，實(shí)現(xiàn)根據(jù)權(quán)利要求9至16所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明一般地涉及如在醫(yī)學(xué)中為檢查患者而應(yīng)用的核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)。在此，本發(fā)明特別涉及一種具有對(duì)造影劑支持的血管造影MRT測(cè)量進(jìn)行圖形計(jì)劃裝置的核自旋斷層造影設(shè)備。
文檔編號(hào)G01R33/28GK1471896SQ03147510
公開日2004年2月4日 申請(qǐng)日期2003年7月9日 優(yōu)先權(quán)日2002年7月9日
發(fā)明者威廉·霍格, 格哈特·勞布, 勞布, 威廉 霍格 申請(qǐng)人:西門子公司