具有圖形計劃血管造影測量裝置的核自旋斷層造影設備的製作方法

2024-02-17 23:23:15

專利名稱：具有圖形計劃血管造影測量裝置的核自旋斷層造影設備的製作方法
技術領域：
本發明一般地涉及如在醫學中為檢查患者而應用的核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)。在此，本發明特別涉及一種具有對造影劑支持的血管造影MRT測量進行圖形計劃裝置的核自旋斷層造影設備。
背景技術：
MRT以核自旋共振的物理現象為基礎，它作為成像方法成功地應用在醫學和生物物理中已有超過15年的歷史。在這種檢查方法中，對象被置於穩定的強磁場中。由此對象內原先無規則取向的原子的核自旋被校準。高頻源可以將這種「校準」的核自旋激發為確定的振動。該振動在MRT中產生實際的、可由合適的接收線圈接收的測量信號。通過採用梯度線圈產生的非均勻磁場，可以對測量對象在所有三個空間方向上進行空間編碼，這一般稱為「位置編碼」。
在MRT中數據的拍攝是在所謂的k-域(同義詞頻域)中進行的。在所謂的圖像空間中的MRT圖像藉助傅立葉變換與k-域中的MRT數據相關聯。藉助所有三個空間方向的梯度在k-域上實現對對象的位置編碼。在此，區分層選擇(確定對象中的拍攝層，通常是Z軸)、頻率編碼(確定該層中的一個方向，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分為其它層。
因此，首先要選擇一個要激勵的層，例如在z方向上，可能的話在z方向進行相位編碼。通過相位編碼和頻率編碼的組合，藉助兩個已經提到的正交梯度場對該斷層中的位置信息進行編碼，在該在z方向激勵層的例子中，梯度場同樣由已提到的x方向和y方向的梯度線圈產生。
為了測量待檢查對象的整個斷層，為相位編碼梯度(例如Gy)的不同值重複成像序列(例如梯度回波序列，FLASH)N次。在此，各激勵高頻脈衝之間的時間間隔稱為重複時間TR。核共振信號(例如梯度回波信號)在每個序列通路中都通過以Δt發出脈衝的ADC(模擬數字轉換器)，以相等間隔的時間間距Δt在具有讀出梯度Gx的條件下同樣掃描、數位化和存儲N次。通過這種方式，可以獲得逐行產生的具有N×N個數據點的數矩陣(k域中的矩陣或k矩陣)。由該數據組，可以通過傅立葉變換直接再現所觀察斷層的具有N×N個像素解析度的MR圖像(N×N個點的對稱矩陣只是個例子，還可以產生非對稱矩陣)。由於物理學的原因，在k矩陣中心區域的值主要包含有關對比度的信息，而k矩陣邊緣區域的值主要包含有關變換後MRT圖像解析度的信息。
通過上述方式，可以在所有方向拍攝人體的斷層圖像。作為醫學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對比度起決定作用的參數的影響為基礎，例如縱向或橫向馳豫時間T1或T2。在醫療應用中，採用了三價釓Gd3+，該元素具有縮短T1的作用。通過化合在所謂的螯合絡合物(DTPA，二乙撐三胺五乙酸)中，釓失去其毒性，因而Gd-DTPA一般可以應用於靜脈內。選擇直接導向心臟的靜脈，心臟將造影劑最終分布到整個動脈系統中。對於常用序列(T1加權自旋迴波序列、梯度回波序列等)，加速的T1馳豫起到增強MR信號的作用，也就是在MR圖像中對所涉及的組織有更為明亮的顯示。通過這種方式，可以對例如頭部、頸部、心臟或腎臟血管測量出清晰和對比度強的圖像。
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「對比度增強的血管造影」(英語Contrast Enhanced MR Angiography，CE MRA)。造影劑支持的血管拍攝的質量主要取決於對描述測量特性的順序步驟(Abfolgeschritt)的時間協調，這一般稱為時序或造影劑時序。起決定作用的順序步驟是注射造影劑，測量持續時間以及測量k域矩陣的中部。為了獲得儘可能好的拍攝對比度，要力爭在測量k矩陣中部區域期間，在待拍攝的感興趣區域中具有最大的造影劑濃度。由於這個原因，根據現有技術的對比度增強的血管造影是按以下方式進行的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的位置，並從中推導出最佳的拍攝斷層。
2.進行所謂的測試塊測量(Test-Bolus-Messung)，從中可獲得感興趣區域(英語Region of Interest，ROI)中造影劑聚積的時間變化曲線。為此，在時刻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)測量位於ROI中的動脈的MR強度。在採用分析軟體的條件下，可以顯示出ROI中造影劑30的強度特性，如圖2所示。從開始注射造影劑的時刻T2到造影劑聚積到足夠濃度(A，B-通常是最大值的75-80％)的時刻T3，一般稱為過渡時間(英語Bolus Arrival Time，BAT)。使用者接著在BAT的基礎上，計算相對於注入時刻T2或Tinj的時間延遲(英語Delay)T4，即實際測量過程(例如各自旋迴波序列或梯度回波序列)在此之後應該開始的時刻。為了計算延遲時間(圖2)，使用者此時採用與區域相關的經驗值或可信公式。可能採用的公式為延遲＝BAT-TA/4延遲＝BAT+Tinj/2-TA/2延遲＝BAT-TTC+15％TA等。
在此，TA為所採用的序列的總測量時間(英語Acquisition Time，TA)T4到T6，TTC(英語Time To Center)為序列開始後的時間T5，此時測量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算，即，使TA位於聚積的最大範圍(A和B之間的時間)內，此外在時間TTC(T5)之後在ROI中的造影劑濃度最大時測量k矩陣的中間行。也就是說，測試塊測量用於測量準備或時間計劃，以便優化前視場(Vorfeld)中實際CE MRA測量的對比度。
3.在測試塊測量之後進行前對比度測量(Pre-Kontrstmessung)，即不使用造影劑的MR測量。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、但在隨後的造影劑拍攝(後對比度測量)中同樣會被拍攝的組織。通過隨後在圖像平面上減去前對比度測量和後對比度測量，可以在CE MRA方法的最後一步中計算出該組織。
4.在前對比度測量的最後，人工地使造影劑聚積為更高的劑量(約20ml)。
5.在計算或設定延遲時間之後，自動進行後對比度測量，即起始並運行所選擇或設定的MR序列。
6.在CE MRA的最後一步，在圖像平面上用後處理(英語Post-prozessing)的形式減去前對比度測量和後對比度測量所拍攝的圖像。
如在上述步驟1到6中所述和此時進行的那樣，CE MRA測量的特徵是極度確定的變化過程。測量過程的時間計劃主要根據嚴格的公式進行，而無需考慮其它生理因素。這可能導致測量不是在最佳時刻進行。如果測量開始得太早，則包含對比度信息的k矩陣中心區域將在ROI中的造影劑聚積還未達到最佳的時刻被測量。其結果是，由於以使測量無法使用的邊緣振蕩(Kanten-Oszillation)(Gibbs抖動)形式出現的偽影，使圖像質量很差。如果測量開始得太遲，則可能發生以下現象，即，已經在血管系統的靜脈部分出現的造影劑聚積會導致圖像中靜脈與動脈的疊加，因此這樣的圖像同樣無法使用。

發明內容
因此，本發明要解決的技術問題是，使MRT設備的使用者能夠簡便及優化地進行造影劑支持的血管造影MRT測量的時間計劃。
本發明的技術問題是通過一種核自旋斷層造影設備的處理裝置解決的，該處理裝置具有用於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/或選擇參數對該核自旋斷層造影設備進行配置。在一測試塊卡片形式的圖形顯示的用戶界面上圖形地顯示所準備的測試塊測量的結果，其中，為了在時間上計劃造影劑支持的MR血管造影測量，確定動脈造影劑聚積的時間變化曲線。
與現有技術不同的是，根據本發明，在所述測試塊測量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時間變化曲線，並將其圖形地顯示在所述測試塊卡片中。
根據本發明，測試塊測量的分析處理可以這樣簡化，即，處理裝置根據所拍攝的測試塊測量的圖像序列計算出標準偏差圖像，顯示該圖像，並在該圖像中標示出待處理的動脈和靜脈區域，並相對於總的圖像序列進行分析處理。
為了能使測量時刻與造影劑流動的時間特性相一致，根據本發明，除了靜脈和動脈造影劑聚積的變化曲線外，按比例以測量方格(Messbalken)的形式圖形地顯示MR測量過程。
根據本發明的CE MRA測量的圖形計劃這樣進行，即，測量方格可相互相對地以及相對於靜脈和動脈造影劑聚積變化曲線移動。
在此，根據本發明，以簡單的方式通過滑鼠或在相應的輸入窗口中輸入值來進行移動。
根據本發明，可以藉助時間進程塊(Zeitablauf-Balken)跟蹤測量的變化過程。
在此優選的是，為了觀察測量的變化過程，藉助時間進程塊生成另一個進程卡片(PROZESS-Karte)。
本發明的技術問題還通過一種用於通過核自旋斷層造影設備對造影劑支持的血管造影MRT測量進行圖形計劃的方法來解決，其中，該核自旋斷層造影設備具有用於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/或選擇參數對所述核自旋斷層造影設備進行配置，在以測試塊卡片的形式生成的圖形顯示的用戶界面上，圖形地顯示所準備的測試塊測量的結果，在所述測試塊測量中，為了時間計劃造影劑支持的磁共振血管造影測量，確定動脈造影劑聚積的時間變化曲線。
此外，根據本發明，還提供了一種計算機軟體產品，當其運行在一與核自旋斷層造影設備連接的計算裝置上時，能夠實現本發明的方法。


下面藉助附圖描述的實施方式，詳細解釋本發明的其它優點、特徵和特性。其中圖1示出了核自旋斷層造影設備的示意圖；圖2示出了根據現有技術的、用於確定感興趣區域中動脈造影劑聚積特性的測試塊測量；圖3示出了根據本發明的、用於確定造影劑支持的血管造影MR測量的最佳測量區域的測試塊卡片，該測量是在考慮靜脈系統中時間延遲的造影劑聚積的條件下進行的；圖4示出了以根據本發明的血管卡片形式的擴展的卡片，其中，一方面優化了對測試塊測量的分析處理，另一方面可以對造影劑支持的血管造影MR測量進行圖形計劃；圖5示出了根據本發明的進程卡片，其中可以在其時間變化曲線中對圖形計劃的造影劑支持的血管造影MR測量進行跟蹤。
具體實施例方式
圖1示出了核自旋斷層造影設備的示意圖，根據本發明，該設備的MR飛行時間(Time-of-Flight)血管造影拍攝具有改善的對比度性能。在此，該核自旋斷層造影設備的結構與常規斷層造影設備結構一致。基本場磁1產生時間穩定的強磁場，用於極化或校準對象檢查區域內的核自旋，該檢查區域例如是人體的待檢查部位。核自旋共振測量所需的基本磁場的高均勻性在球形的測量空間M中定義，人體的待檢查部位將送入該測量區域中。為了支持均勻性要求，特別是消除不隨時間變化的影響，在合適的位置設置用鐵磁材料製成的所謂填隙鐵片。對於隨時間變化的影響，可以通過補償線圈2消除，該線圈由補償供電裝置15控制。
在基本場磁1中，採用了圓柱形的梯度線圈系統3，其由3個部分繞組構成。每個部分繞組由一個放大器14供給電流，用於分別在笛卡爾坐標系的各個方向上產生一個線性梯度場。在此，梯度場系統3的第一部分繞組在x方向產生梯度Gx，第二部分繞組在y方向產生Gy，第三部分繞組在z方向產生梯度Gz。每個放大器14都包括一個數字模擬轉換器，由序列控制裝置18控制，用於及時產生梯度脈衝。
在梯度場系統3內有一個高頻天線4，其將由高頻功率放大器30給出的高頻脈衝轉變為交變磁場，用於激勵待檢查對象或對象的待檢查區域內的核以及對核自旋進行校準。通過高頻天線4，還將由佔主導地位的核自旋發出的交變場，即通常由一個脈衝序列引起的核自旋迴波信號轉變為電壓，其中，該脈衝序列是由一個或多個高頻脈衝和一個或多個梯度脈衝組成的，該電壓通過放大器7送至高頻系統22的高頻接收信道8。高頻系統22還包括一個發送信道9，其中產生用於激勵磁核共振的高頻脈衝。在此，根據設備計算機20預先給定的脈衝序列，在序列控制裝置18中數位化地將各高頻脈衝表示為複數序列。該數列分別作為實部和虛部通過輸入12送至高頻系統22的數字模擬轉換器，並由該轉換器送至發送信道9。在發送信道9中，脈衝序列被向上調製為高頻載波信號，其基頻對應於測量空間中核自旋的共振頻率。
發送運行和接收運行的轉換通過發送-接收轉接器6進行。高頻天線4將用於激勵核自旋的高頻脈衝射入測量空間M中，並對結果回波信號進行掃描。相應獲得的核共振信號在高頻系統22的接收信道8中被相敏地解調，並分別通過模擬數字轉換器轉換為測量信號的實部和虛部。通過圖像計算機17，由這樣獲得的測量數據再現圖像。對測量數據、圖像數據和控制程序的管理通過設備計算機20進行。根據預先給定控制程序，序列控制裝置18控制各期望的脈衝序列的產生以及對k域的相應掃描。尤其是，序列控制裝置18控制梯度的及時通斷、具有確定相位和振幅的高頻脈衝的發送以及核共振信號的接收。高頻系統22和序列控制裝置18的時基由同步器19調節。通過包括鍵盤和一個或多個屏幕的終端21配置MRT設備、選擇用於產生核自旋圖像的相應控制程序，以及顯示所產生的核自旋圖像。
為了配置MRT設備，可以在終端21的顯示屏上調用不同的卡片(英語Pop-Up，彈出)。這些卡片由設備計算機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量參數值，並由此設置MRT設備。這些卡片根據主題分類。這樣，例如有對比度卡片，其中除了其它還可以設定翻轉角度(Flipwinkel)；常規卡片，其中可以輸入例如回波時間、重複時間和層數；解析度卡片，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、穩態自旋迴波序列、True-Fisp、EPI、FLASH等)，等等。
根據本發明的一個方面，還為使用者同樣提供了進行測試塊測量的卡片。圖3中示出了一張這樣的測試塊卡片33。在該測試塊卡片33中，首先作為對測試塊測量分析處理(該分析處理由使用者藉助分析處理軟體進行)的結果，圖形地顯示在注入時刻T2後的造影劑聚積的變化曲線30。此外，根據本發明，從該圖形中自動確定過渡時間T3(BAT動脈)。本發明的另一方面在於，在該測試塊卡片33中，還示出了靜脈中造影劑聚積的變化曲線31，以及還自動確定靜脈的過渡時間T7(BAT靜脈)。與根據現有技術的測試塊測量(圖2)相反，在根據本發明的測試塊卡片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脈造影劑聚積上。
靜脈造影劑聚積對CE MRA測量可能產生的影響已經進行了說明如果後對比度測量(TA)在時間上落在靜脈系統中重要的造影劑聚積的區域中(延遲+TA＞BAT靜脈)，則在圖像中動脈和靜脈血管疊加在一起；這樣的拍攝的圖像無法使用。因此根據本發明，一般在CE MRA拍攝時應當在測量計劃中考慮靜脈造影劑聚積31。為此，在測試塊卡片33中，自動的分析處理提供兩個過渡時間T3、T7(BAT動脈和BAT靜脈)，它們的時間差給出一個所謂的時間窗Δ(T3到T7，即A和C之間的區域)。如果後對比度測量的測量時間TA小於該時間窗(TA＜Δ)，則後對比度測量一般在注射後的時間延遲＝BAT動脈開始(即T3＝T4成立)。如果後對比度測量的測量時間大於該時間窗(TA＞Δ)，則有意義的是根據以下等式計算後對比度測量的開始延遲＝BAT動脈-TTC+Δ/2。
通常，在動脈系統30和靜脈系統31中都有造影劑聚積時間變化曲線，由此，時間窗Δ也依賴於各血液循環狀況。血液循環狀況一方面與患者有關(低血壓)，另一方面與病理學(由於發炎、淤積和擠壓而使血管的供血不暢)以及區域有關(例如如果頭顱內區域(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，而在腎臟和腹部動脈Δ則可達10秒，骨盆中血管的Δ可達到20至30秒，外圍血管的Δ可達60秒，等等)。根據本發明，通過在CE MRA測量的前視場中實驗地確定兩個變化曲線30、31，可以使測量計劃分別適應於各所述狀況。
圖4以根據本發明的血管卡片34的形式示出了一個擴展的測試塊卡片33，其中，一方面根據本發明優化了對測試塊測量的分析處理，另一方面可以根據本發明圖形地計劃造影劑支持的血管造影MR測量。
如上所述，這樣進行測試塊測量(動脈或靜脈)，即，在T2時刻注射小劑量的造影劑之後，拍攝一系列層圖像(通常為每秒一幅)。根據現有技術的測試塊測量的分析處理是這樣進行的，使用者必須啟動分析處理軟體，該軟體可以使他單獨觀察每幅圖像。使用者必須通過比較各圖像找出一動脈或靜脈區域(根據強度變化)，標出該區域，並用處理軟體如圖2或圖3所示圖形地顯示所標示區域的強度變化曲線30、31。
而在本發明中，測試塊測量的分析處理是自動進行的，因此得到了簡化。當在測試塊測量中拍攝了斷層的圖像序列之後，根據本發明，在血管卡片34中為使用者提供了該圖像序列的標準偏差(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。它可以例如通過設備計算機20產生，其中設備計算機求出序列中各圖像的強度總和。圖4中STD DEV圖像25顯示了一個穿過頸部的斷層；氣管27在其中顯示為黑色區域，靜脈29和動脈28顯示為亮點。使用者必須(根據其解剖學知識)用圓圈標示動脈28和靜脈29。通過激活分析處理按鈕26，造影劑聚積的動脈和靜脈變化曲線30、31被圖形地顯示在血管卡片34中。
根據本發明的簡化之處在於，使用者不再需要進入分析處理軟體(分析處理工具)以便在其中選擇圖像。在測試塊測量結束之後，在血管卡片34的界面上會立即為他提供概貌圖像25，他可以在該圖像中馬上識別出重要的待標示的區域28、29。血管標示也可以利用適當的算法自動進行。
在圖4的血管卡片34中，實施了本發明的另一方面在血管卡片34中，使用者可以圖形地計劃造影劑支持的血管造影MR測量。為此，在時間軸下面，以測量方塊32的形式示出了各個測量，可以用對比度變化曲線30、31對這些測量進行時間上的協調。圖4中的情況示出了4個測量方塊32，其互相之間分別具有不同的時間間隔。測量次數可以通過輸入區「MESSUNGEN」(測量)確定。與現有技術相同，作為前對比度測量的第一次測量總是表示對感興趣層的自然測量(無造影劑)。緊接著的後對比度測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、直接在每次測量之前和之後通過預配置的聲音文件給出的呼吸命令(Atemkoomandos)(VO，英語Voice Output，聲音輸出)，保證每次測量都在相同的身體姿勢下進行，且待測量層的解剖狀況也沒有改變。在測量前的呼吸命令例如是「深吸氣-屏住呼吸」。在測量後的呼吸命令例如是「繼續正常呼吸」。
實際測量在所設定的MR序列過程中進行，該序列在標示為灰色的區域TA中被處理。在此，陰影區域表示一個在其中對k矩陣的中間行進行掃描的時間區域。該時間區域保證待拍攝圖像的對比度。陰影區中部的劃線k0表示測量k矩陣中心的確切時刻。
通常，在所有測量中，時間長度TA都相同，但也可以選擇不同的時間長度，以便能在不同的造影劑階段產生例如不同的空間解析度。在CE MRA實驗之前，通過選擇所有的序列參數(重複時間、回波時間、掃描率等)，由使用者交互地通過其它卡片確定參數，因此在血管卡片中不能改變參數。這樣的卡片35(計劃(PROGRAMM)、常規、對比度、序列等)可以通過用滑鼠點擊在圖4的下部區中示出的視場35調用。
根據本發明，藉助血管卡片34的CE MRA測量的圖形計劃是這樣進行的，即，使用者以測量方塊32的形式對各次測量相互間、但主要是相對於造影劑聚積的變化曲線30、31進行設置。
後對比度測量(T6-T8，T9-T10)之間的時間間隔可以在輸入區「測量後間歇x」(x＞1，x∈N)中給定，也可以用滑鼠沿時間軸移動。在用滑鼠移動的情況下，將在輸入窗口中自動更新相應的值。
在自然測量和第一後對比度測量之間(T1至T4)的時間間隔由時間間隔PAUSE(間歇)(T1至T2)和DELAY(延遲)(T2至T4)組成。根據本發明，兩個值都可以由使用者進行修改，而且可以通過手動也可以用滑鼠將PAUSE(間歇)和DELAY(延遲)的值輸入到圖形下方的相應輸入窗口中。PAUSE(間歇)例如可以通過點擊並沿時間軸移動注射時刻來修改(這同時以移動造影劑變化曲線為條件)。DELAY(延遲)可以通過點擊並移動第一後對比度測量的測量方塊來修改。
理想的情況是，測量之間的時間間隔、尤其是前對比度測量和後對比度測量之間的時間間隔(T1至T4)應當儘可能短；患者應在測量期間保持在同一位置，並無論如何要避免可能的換位。然而，不同的原因要求在測量之間或在測量和注射時刻之間具有一定的時間間隔。DELAY(延遲)(T2-T4)例如應當這樣選擇，即，第一後對比度測量的時間(TA＝T4-T6)位於時間窗Δ(A至C或T3-T7)內，此外，對k矩陣中間行的測量(TTC，在T5時)在動脈中最大造影劑聚積時進行。對患病嚴重或年老體弱的患者，需要在憋氣之後給予其多次呼吸的機會，以便重新獲得力氣或恢復活力。出於這個原因，可以相應設定PAUSE(間歇)，或激活保持按鈕。如果通過點擊激活保持按鈕36，則根據本發明，CE MRA測量的測量過程在自然測量(在T1時)之後停止。同時，根據本發明，繼續按鈕24顯示在屏幕上，其可以使使用者以注射時間T2繼續CE MRA。PAUSE(間歇)可以隨意擴大。
最後，根據本發明，使用者可以圖形地跟蹤CE MRA測量的過程。由於這個原因，在血管卡片34中，在圖形區下面實現了一個時間進程方塊23(英語Progress-Bar，進程條)，該方塊將CE MRA測量的當前時刻可視化。根據本發明，測量進程也可以顯示在自身的卡片37上，該卡片在自然測量開始時就出現在終端21的屏幕上。圖5示出了這樣的卡片37，根據本發明，該卡片稱為進程(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，在進程卡片37中實現繼續按鈕24，以使使用者可以繼續CE MRA測量。
下面用相應給出的優點總結了本發明的特徵1.在自身的卡片33中對測試塊測量的結果進行圖形顯示，以及自動確定過渡時間(BAT)簡化並加速了用於對CE MRA測量時間協調的準備。
2.考慮靜脈系統31中造影劑聚積的時間變化過程可以(通過確定時間窗)改善(第一)後對比度測量的時間協調的命中可靠性(Treffsicherheit)。
3.自動產生標準偏差圖像25，並由此加快了對測試塊測量的分析處理。
4.在顯示造影劑聚積變化曲線30、31的同時以可移動測量方塊32的形式將前和後對比度測量可視化，可以以圖形的方式並由此優化和可靠地計劃CE MRA測量，由此不需要使用嚴格的公式。
5.通過時間進程塊23顯示測量的時間進程，尤其是在自身的進程卡片37中，可允許使用者在時間上精確地跟蹤測量進程。
權利要求
1.一種核自旋斷層造影設備的處理裝置，其具有用於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/或選擇參數對所述核自旋斷層造影設備進行配置，其特徵在於，其具有一測試塊卡片(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備的測試塊測量的結果，在所述測試塊測量中，為了在時間上計劃造影劑支持的磁共振血管造影測量，確定動脈造影劑聚積的時間變化曲線(30)。
2.根據權利要求1所述的處理裝置，其特徵在於，在所述測試塊測量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時間變化曲線(31)，並將其圖形地顯示在所述測試塊卡片(33)中。
3.根據權利要求1或2所述的處理裝置，其特徵在於，所述處理裝置(20)根據所拍攝的測試塊測量的圖像序列計算出標準偏差圖像(25)，顯示該圖像，並在該圖像中標示出待處理的動脈和靜脈區域(28)(29)，並相對於總的圖像序列進行分析處理。
4.根據權利要求3所述的處理裝置，其特徵在於，除了靜脈和動脈造影劑聚積變化曲線(30)(31)外，按比例以測量方格(32)的形式圖形地顯示磁共振測量過程。
5.根據權利要求4所述的處理裝置，其特徵在於，所述測量方格(32)可相互相對地以及相對於靜脈和動脈造影劑聚積變化曲線(30)(31)移動。
6.根據權利要求5所述的處理裝置，其特徵在於，所述移動通過滑鼠或在相應的輸入窗口中輸入值來進行。
7.根據權利要求4至6中任一項所述的處理裝置，其特徵在於，可以藉助時間進程塊(23)跟蹤所述測量變化過程。
8.根據權利要求4至7中任一項所述的處理裝置，其特徵在於，為了觀察測量的變化過程，藉助時間進程塊(23)生成另一進程卡片(37)。
9.一種用於通過核自旋斷層造影設備對造影劑支持的血管造影MRT測量進行圖形計劃的方法，其中，該核自旋斷層造影設備具有用於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/或選擇參數對所述核自旋斷層造影設備進行配置，其特徵在於，以測試塊卡片(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備的測試塊測量的結果，在所述測試塊測量中，為了時間計劃造影劑支持的磁共振血管造影測量，確定動脈造影劑聚積的時間變化曲線(30)。
10.根據權利要求9所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，在所述測試塊測量中，還考慮靜脈造影劑聚積的時間變化曲線(31)，並將其圖形地顯示在所述測試塊卡片(33)中。
11.根據權利要求9至10中任一項所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，所述處理裝置(20)根據所拍攝的測試塊測量的圖像序列計算出標準偏差圖像(25)，顯示該圖像，並在該圖像中標示出待處理的動脈和靜脈區域(28)(29)，並相對於總的圖像序列進行分析處理。
12.根據權利要求9至11中任一項所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，除了靜脈和動脈造影劑聚積的變化曲線(30)(31)外，按比例以測量方格(32)的形式圖形地顯示磁共振測量過程。
13.根據權利要求12所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，所述測量方格(32)可相互相對的以及相對於靜脈和動脈造影劑聚積的變化曲線(30)(31)移動。
14.根據權利要求13所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，所述移動通過滑鼠或在相應的輸入窗口中輸入值來進行。
15.根據權利要求12至14中任一項所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，可以藉助時間進程塊(23)跟蹤所述測量變化過程。
16.根據權利要求12至15中任一項所述的用於圖形計劃造影劑支持的血管造影MRT測量的方法，其特徵在於，為了觀察測量的變化過程，藉助時間進程塊(23)生成另一個進程卡片(37)。
17.一種計算機軟體產品，其特徵在於，當其運行在一與核自旋斷層造影設備連接的計算裝置(17)(18)(19)(20)上時，實現根據權利要求9至16所述的方法。
全文摘要
本發明一般地涉及如在醫學中為檢查患者而應用的核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)。在此，本發明特別涉及一種具有對造影劑支持的血管造影MRT測量進行圖形計劃裝置的核自旋斷層造影設備。
文檔編號G01R33/28GK1471896SQ03147510
公開日2004年2月4日 申請日期2003年7月9日 優先權日2002年7月9日
發明者威廉·霍格, 格哈特·勞布, 勞布, 威廉 霍格 申請人:西門子公司