專利名稱：磁共振斷層造影中無造影劑的血管造影成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)，如其應(yīng)用于 醫(yī)學(xué)以檢查患者那樣。在此，本發(fā)明特別地涉及一種用于無造影劑并且無需生理上與MR序 列過程同步的磁共振斷層造影的血管顯示(血管造影)方法。
背景技術(shù)：
一般地將借助醫(yī)學(xué)成像方法(X射線、CT、MRT)顯示血管(動脈和/或靜脈)稱 為血管造影。特別地在磁共振血管造影(MRA)中，一方面存在兩種經(jīng)典的方法，這些方法 使用對于血管顯示的血流量的特性(時間飛躍方法，即T0F，以及相位對比血管造影，即 PC-Angio)，另一方面存在造影劑支持的MRA，其為了信號豐富地顯示而使用弛豫上升的造影劑。時間飛躍MRA將血液到成像體積中的流入用于血管造影顯示。在此，流入的血液完全弛豫并且給出強(qiáng)信號作為內(nèi)生的(即不是提供給身體的) 造影劑。作為HF脈沖的快速序列的結(jié)果，靜態(tài)的組織經(jīng)歷強(qiáng)飽和并且最終僅提供微小的信 號份額。優(yōu)選地，在神經(jīng)系統(tǒng)區(qū)域利用梯度回波序列進(jìn)行T0F，其中，其不對稱的激勵方式在 整個3D空間中產(chǎn)生流入的血液的可比的橫向磁化。TOF技術(shù)既作為2D方法也作為3D方法 應(yīng)用。優(yōu)選地，將2D變形應(yīng)用于頸椎區(qū)域(HWS區(qū)域)，因為在那里由于高的血流速度，血液 在重復(fù)時間TR內(nèi)完全被交換。也就是說，在該區(qū)域中可以利用大的激勵脈沖角來實現(xiàn)用于 成像的非常高的磁化。TOF方法的一個缺陷是運(yùn)動敏感性，特別是在頸部區(qū)域中。另一種方法是相位對比血管造影方法。如TOF血管造影那樣，相位對比血管造影 (PKA或者PC-Angio，PCA)在MRT中將血流用于選擇性顯示血管。在TOF中將雙極梯度用于一階流量補(bǔ)償。在PCA中以相反方式將雙極梯度Gb用 于編碼流速度，以便產(chǎn)生與速度Vx成比例的附加相位ΔΦ,/; ^γ-Gh-Vx-T2 ,其中，τ是Gb的持續(xù)時間。在χ方向上的流量補(bǔ)償?shù)膱D像從流量敏感的圖像的復(fù) 數(shù)減影相應(yīng)地得到一幅圖像，其像素矢量具有與速度Vx成比例的數(shù)值和相位。由此，靜態(tài) 的自旋不提供份額。因此，具有不同相位敏感性的序列在減影之后允許一個無背景的血管圖像。該方 法的缺陷是只能應(yīng)用于特定的速度間隔，以避免模糊。近年來對于幾乎所有的身體區(qū)域采用造影劑支持的血管造影(CE-MRI)。其允許在 非常短的測量時間中進(jìn)行動態(tài)和靜態(tài)的檢查。造影劑在MR中的工作原理一般地基于借助 具有足夠大的磁矩的原子或分子(例如釓Gd3+)，對于對比度起決定作用的參數(shù)1\、T2的以 某種方式形成的影響。然而，所有這些物質(zhì)作為自由的離子是高度毒性的并且由此不能被 采用。雖然可以通過將這些離子嵌入所謂的螯合物中來減小毒性，但是近來越來越多地報 道由含釓的造影劑引起的(腎)病(腎源性系統(tǒng)纖維化，NSF)。因此新近研究了無造影劑 (無KM)的方法。
目前，由東芝(Toshiba)公司開發(fā)的方法是“新鮮血液成像(Fresh BloodImaging) ” (FBI)。其主要利用如下事實血液的T2弛豫時間遠(yuǎn)遠(yuǎn)長于血管系統(tǒng)周圍 的靜態(tài)組織的T2弛豫時間。在FBI中的成像序列原則上基于(EKG和呼吸觸發(fā)的)Toshiba 專用的 FASE 序列(Fast Advanced Spin Echo，F(xiàn)ASE)。由西門子公司開發(fā)的另一種方法是同樣具有EKG觸發(fā)的“ SPACE ”。SPACE是 3D快速自旋回波技術(shù)的變形。與常規(guī)的快速自旋回波序列相比，SPACE使用非選擇性 的、由具有不同翻轉(zhuǎn)角的HF脈沖組成的長的再聚焦脈沖串。這允許非常高的快速因子 (Turbofaktoren)(快速SE序列相對常規(guī)自旋回波序列的測量時間增益> 100)和高的 掃描效率。結(jié)果是高分辨率的各向同性的圖像，這些圖像使得在所有層面中的自由的重構(gòu) (Reformatierung)是可能的。此外，EKG觸發(fā)還允許在大視野(FOV)情況下的血管造影，例 如在腿的外圍血管造影的范圍內(nèi)所必須的那樣。然而，F(xiàn)BI以及SPACE是非常復(fù)雜的測量 方法，因為觸發(fā)、特別是呼吸和EKG觸發(fā)，例如在FBI和SPACE中所必須的那樣，一般是非常 麻煩的必須提供呼吸腰帶以及在身體上固定多個EKG電極。序列僅提供適合于相應(yīng)的心 臟_呼吸節(jié)律的數(shù)據(jù)，其中必須在測量技術(shù)上將呼吸和心跳測量設(shè)備與MRT測量系統(tǒng)(設(shè) 備計算機(jī)、序列控制裝置)組合并且配置。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提出一種MRT測量方法，該方法允許血管的顯 示而不需要造影劑并且不需要生理上與序列過程的同步。該技術(shù)問題是通過一種具有按照本發(fā)明的特征的方法解決的。按照本發(fā)明，一種在磁共振斷層造影中用于無造影劑的非觸發(fā)的血管造影成像的 方法，具有以下步驟Sl 利用流量不敏感的SSFP序列對具有血液流量的身體區(qū)域進(jìn)行2D或3D測量，S2 利用流量敏感的SSFP序列對相同身體區(qū)域進(jìn)行測量，S3 將步驟Sl和S2中獲得的測量結(jié)果互相配準(zhǔn)，S4:從步驟Sl中所獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果中非加權(quán)地或者自加權(quán)地減去在步 驟S2中獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果，S5 對步驟S4中獲得的圖像進(jìn)行2D或3D圖像校正以去除由梯度場非均勻性和/ 或磁場非均勻性引起的圖像失真，以及S6 以MIP血管樹表示(Gef^baumdarstellung )或者分割的2D或3D血管樹
表示的形式顯示在步驟S5中獲得的血管造影圖(Angiogramm)。具有優(yōu)勢的是，流量不敏感的SSFP序列是真實FISP序列(true-FISP-Sequenz) 或者相位循環(huán)(phasenzyklierte)的SSFP序列，例如CISS序列，并且流量敏感的SSFP序 列是FISP序列。具有優(yōu)勢的還有，對于要實施的SSFP序列使用最佳地使各個SSFP信號最大化的 翻轉(zhuǎn)角α，并且(流量敏感的和流量不敏感的SSFP序列的)所有的幾何MRT參數(shù)都是相同 的。優(yōu)選地，根據(jù)以下數(shù)學(xué)關(guān)系進(jìn)行在步驟S4中進(jìn)行的自加權(quán)的減影FMRA = T-λ·——-F
V ^iTiax j其中，T是真實FISP信號或者CISS信號，F(xiàn)是FISP信號并且λ和Κ是要由用戶 確定的參數(shù)。此外，具有優(yōu)勢的是，通過應(yīng)用在讀出方向上和/或在層選擇方向上的匹配的擾 相梯度，在時刻TR改變流量敏感的SSFP序列。同樣具有優(yōu)勢的是，如下進(jìn)行該改變，使得 第一矩Ml不被補(bǔ)償。


現(xiàn)在，參考附圖根據(jù)實施例更詳細(xì)地解釋本發(fā)明的其它優(yōu)點(diǎn)、特征和特性。圖1示意性示出了適合于進(jìn)行按照本發(fā)明的方法的常規(guī)的核自旋斷層造影設(shè)備，圖2示出了在真實FISP序列中對于靜態(tài)的和流動的自旋的相位曲線，圖3示出了在FISP序列中對于靜態(tài)的和流動的自旋的相位曲線，圖4示出了真實FISP序列的典型序列過程，圖5示出了 FISP序列的序列過程的可能變形，圖6示意性示出了在真實FISP和在FISP中SSFP信號與自旋流量速度的依賴關(guān) 系，圖7示出了按照本發(fā)明的方法的流程圖，圖8示出了不同SSFP序列取決于翻轉(zhuǎn)角的信號特性曲線，并且圖9示出了按照本發(fā)明的方法的圖像例子。
具體實施例方式圖1示出了按照本發(fā)明用于產(chǎn)生對象的核自旋斷層造影圖像的核自旋斷層造影 設(shè)備的示意圖。在此，核自旋斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)對應(yīng)于常規(guī)的斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)?；?本場磁鐵1產(chǎn)生時間上恒定的強(qiáng)磁場，用于對象的檢查區(qū)域(例如人身體的檢查部位) 中核自旋的極化以及對齊。在球形測量空間M中定義用于核自旋共振測量所需的基本 磁場的高均勻性，人體的待檢查的部位被引入該測量空間。為了支持均勻性要求并且特 別是為了消除時間上不可變的影響，在合適的位置安裝由鐵磁材料構(gòu)成的所謂的勻場片 (Shim-Blech)。通過由勻場電流供應(yīng)裝置15控制的勻場線圈2來消除時間上可變的影響。在基本場磁鐵1中采用由三個子線圈組成的圓柱形的梯度線圈系統(tǒng)3。由放大器 14給每個子線圈提供用于在笛卡爾坐標(biāo)系的各個方向上產(chǎn)生線性梯度場的電流。在此，梯 度場系統(tǒng)3的第一子線圈產(chǎn)生χ方向上的梯度Gx，第二子線圈產(chǎn)生y方向上的梯度Gy，并且 第三子線圈產(chǎn)生ζ方向上的梯度Gz。每個放大器14包括數(shù)模轉(zhuǎn)換器，該數(shù)模轉(zhuǎn)換器由用于 時間正確地產(chǎn)生梯度脈沖的序列控制裝置18控制。 高頻天線4位于梯度線圈系統(tǒng)3內(nèi)，該高頻天線將高頻功率放大器30給出的高頻 脈沖轉(zhuǎn)換為用于待檢查的對象或者對象的待檢查區(qū)域的核的激勵以及核自旋的對齊的交 變磁場。高頻天線4也將由進(jìn)動的核自旋所發(fā)出的交變場(即通常由一個或多個高頻脈沖 和一個或多個梯度脈沖組成的脈沖序列引起的核自旋回波信號)轉(zhuǎn)換為電壓，該電壓經(jīng)過 放大器7被傳輸?shù)礁哳l系統(tǒng)23的高頻接收通道8。高頻系統(tǒng)22還包括發(fā)送通道9，在該發(fā)送通道9中產(chǎn)生用于激勵核磁共振的高頻脈沖。在此，將各個高頻脈沖根據(jù)由設(shè)備計算機(jī) 20預(yù)先給出的脈沖序列在序列控制裝置18中數(shù)字地表示為復(fù)數(shù)的序列。該數(shù)列作為實部 和虛部分別經(jīng)過輸入端12被傳輸?shù)礁哳l系統(tǒng)22中的數(shù)模轉(zhuǎn)換器并且從該數(shù)模轉(zhuǎn)換器被傳 輸?shù)桨l(fā)送通道9。在發(fā)送通道9中將脈沖序列加調(diào)制到高頻載波信號上，后者的基頻對應(yīng)于 測量空間中核自旋的共振頻率。通過發(fā)送-接收轉(zhuǎn)接器6進(jìn)行發(fā)送運(yùn)行和接收運(yùn)行的切換。高頻天線4將用于激 勵核自旋的高頻脈沖入射到測量空間M，并且探測所形成的回波信號。相應(yīng)獲得的核共振信 號在高頻系統(tǒng)22的接收通道8中被相位敏感地解調(diào)，并且經(jīng)過各個模數(shù)轉(zhuǎn)換器被轉(zhuǎn)換為測 量信號的實部和虛部。通過圖像計算機(jī)17從這樣獲得的測量數(shù)據(jù)重建圖像。通過設(shè)備計 算機(jī)20進(jìn)行測量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的管理。序列控制裝置18根據(jù)利用控制程序 的預(yù)定值控制各個期望的脈沖序列的產(chǎn)生和k空間的相應(yīng)掃描。在此，序列控制裝置18特 別地控制梯度的時間正確的切換、具有定義的相位和振幅的高頻脈沖的發(fā)送以及核共振信 號的接收。由合成器19提供用于高頻系統(tǒng)22和序列控制裝置18的時間基準(zhǔn)。通過包括 鍵盤以及一個或多個顯示屏的終端21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。按照本發(fā)明，利用兩個相互跟隨的SSFP序列來驅(qū)動核自旋斷層造影設(shè)備。這些 SSFP序列通過序列控制裝置18產(chǎn)生。在圖像計算機(jī)17以及在設(shè)備計算機(jī)20中實施按照 本發(fā)明的方法。本發(fā)明利用了，不同的SSFP序列(Steady-State-Free-Precession，穩(wěn)態(tài)自由進(jìn) 動；SSFP)以不同方式對靜態(tài)的和對流動的自旋敏感。例如，真實FISP序列(T)是完全運(yùn) 動補(bǔ)償?shù)?，而純FISP序列(F)是強(qiáng)運(yùn)動敏感的。其原因是重聚相位(R印hasierimg)，即在 重復(fù)時間TR的時刻的相位曲線應(yīng)該與結(jié)合圖2至圖6解釋的那樣。在磁共振斷層造影(MRT)中將對象置于強(qiáng)的恒定磁場中。由此對象中的原子的核 自旋對齊，這些核自旋原來是無規(guī)則取向的?，F(xiàn)在高頻波能夠?qū)ⅰ坝行颉钡暮俗孕畹教?定的波動。該波動在MRT中產(chǎn)生實際的測量信號，該測量信號借助合適的接收線圈被記錄。 在此，通過采用由梯度線圈產(chǎn)生的非均勻的磁場，在各個感興趣區(qū)域-也稱為FOV(英語 Field-Of-View)-中的測量對象可以在所有三個空間方向上被空間編碼，這一般地稱為“位 置編碼”。在所謂的k空間(同義詞頻率空間)中進(jìn)行MRT中數(shù)據(jù)的記錄。將在所謂的圖 像空間中的MRT圖像借助于傅里葉變換與k空間中的MRT數(shù)據(jù)關(guān)聯(lián)。借助在所有三個空間 方向上的梯度進(jìn)行在k空間中張開的對象的位置編碼。在此，區(qū)別層選擇(確定對象中的 拍攝層，通常是ζ軸)、頻率編碼(確定層中的方向，通常是χ軸)和相位編碼(確定層內(nèi)的 第二維，通常是y軸)。也就是說，首先選擇性地激勵例如在ζ方向上的層。借助于兩個已經(jīng)提到的正交 的梯度場通過組合的相位和頻率編碼進(jìn)行該層中的位置信息的編碼，在ζ方向上激勵的層 的例子中通過同樣已經(jīng)提到的在χ和y方向上的梯度線圈產(chǎn)生這些梯度場。在MRT實驗中記錄數(shù)據(jù)的一種可能的形式基于在圖4中示出的所謂的真實FISP 序列。FISP代表“Fast Imaging with Steady Precession，穩(wěn)態(tài)進(jìn)動快速成像”并且是梯 度回波序列的特殊形式。
如同在常規(guī)的成像序列中那樣，此處也進(jìn)行關(guān)于層選擇梯度Gs 27的重聚相位和 關(guān)于讀出梯度Gk 29的預(yù)去相位(Vord印hasierimg)。通過該梯度電路，補(bǔ)償了由梯度引起 的橫向磁化的去相位，從而形成被稱為梯度回波的回波信號。即，基本思路是，橫向磁化在 信號讀出之后被修復(fù)，并且可以被用于下一個序列遍歷(Sequenzdurchgang)?；夭ㄐ盘杻H通過梯度反向來產(chǎn)生。重復(fù)時間TR是這樣的時間在該時間之后一個HF激勵脈沖跟隨另一個。在時間 Te = Te/2之后出現(xiàn)回波，并且可以借助于讀出梯度Gk 29被獲取。真實FISP信號的特征是在時域中的完全對稱，S卩，梯度串27、28、29是完全平衡的
(;^d=o)。通過梯度串在時域中的完全對稱，所有的磁化分量又被再聚焦，從而在短的 i
過渡振蕩時間(Einschwingzeit)之后形成理想的穩(wěn)態(tài)信號。在相位編碼中，在獲取穩(wěn)態(tài)信號之前并且在獲取之后對于固定的時間入射梯度場 28，其強(qiáng)度在每個序列遍歷中逐步地以數(shù)值Δ Gp下降(丨)或者提高(丨)。真實FISP序列由于其在時域中的完全對稱是一般的FISP序列的特殊形式。在圖 5中示意性示出了 FISP序列的脈沖序列和梯度序列。為了在本發(fā)明的意義上產(chǎn)生FISP序 列的盡可能突出的運(yùn)動敏感性，必須既在層選擇方向27又在讀出方向29上破壞(梯度) 對稱。在圖5中這通過如下實現(xiàn)去除在層選擇方向上在每個α脈沖之前的第一應(yīng)用的預(yù) 去相位脈沖(陰影面積)，同樣將讀出方向上的后去相位脈沖(Nachd印hasierpuls)反轉(zhuǎn)， 由此相應(yīng)延長了讀出梯度。如已經(jīng)提到的那樣，關(guān)于運(yùn)動的(例如流動的)自旋的敏感性的原因追溯到去相 位的程度，即在重復(fù)時間TR的時刻的相位。在圖2中對于真實FISP序列并且在圖3中對 于FISP序列示出了在不流動的、即靜態(tài)的自旋23(v = 0)以及在不同強(qiáng)度流動的自旋24、 25 (v^O)的情況下的相位曲線，并且是分別與讀出梯度29組合的。在自旋運(yùn)動的情況下 相位曲線具有輕度的拋物線形狀，在靜態(tài)的自旋情況下相位曲線是線性的。在真實FISP序 列(圖2)的情況下，讀出梯度是完全對稱的(完全平衡；梯度積分為零)，這導(dǎo)致，在時刻TR 在所有的相位曲線中進(jìn)行完整的重聚相位。雖然梯度矩在回波時刻發(fā)散M1 (TE)興0，但是 零階和一階梯度矩在重復(fù)時刻TR等于零=Mtl(TR) =M1(TR) =O0這意味著，整個自旋在TR 中又被重聚焦，即，在時刻TR又具有不取決于自旋運(yùn)動的最大SSFP信號。由此，真實FISP 序列是運(yùn)動不敏感的。在FISP序列中則不同。在FISP中，SSFP信號通過非恒定的相位在時刻TR被破壞。如圖3示出的，F(xiàn)ISP序列的梯度曲線是不對稱的。正向延伸(陰影)的梯度導(dǎo)致 在時刻TR相位曲線23、24、25的另一個更強(qiáng)的發(fā)散，這導(dǎo)致SSFP信號不斷衰減直到完全消 失。此外，由于自旋運(yùn)動(自旋流動)的不一致性，發(fā)散是取決于時間的，這在非靜態(tài)自旋 運(yùn)動的情況下導(dǎo)致一種相位波動26，這同樣抵抗(SSFP)信號形成。在TR時刻不完全重聚 相位與所形成的SSFP信號的增強(qiáng)以及衰減之間的該相互作用的精確理論是非常復(fù)雜的， 并且在此不應(yīng)該作詳細(xì)討論。然而，最終對本發(fā)明的理解來說重要的是，真實FISP序列以及簡單的FISP序列的 SSFP信號與(自旋-流動)速度的不同依賴關(guān)系，其在圖6中非常示意性示出。虛線31、33示出FISP信號(F)、實線30,32示出真實FISP信號(T)。靜態(tài)脂肪組織34的SSFP信號在FISP 31和在真實FISP 30的情況下都是不取決 于速度的。在流動的血液35的情況下則不同。真實FISP信號32—如既往是不取決于速度 的，而FISP信號33隨著流速增加降到接近零。因為靜脈36中的血流一般地不是非常高， 所以在靜脈36中在FISP和真實FISP之間的SSFP信號形成差別只是非常少的(參見圖6 中在速度軸上在靜脈36的高度上的SSFP箭頭長度)。然而在圖6中考慮在真實FISP 32和FISP 33之間在平均血流速度、如在動脈37 中出現(xiàn)的速度范圍中的信號區(qū)別(參見圖6中在動脈37的高度上的SSFP箭頭長度)，則其 突出之處是，在相同解剖結(jié)構(gòu)的血管造影的真實FISP拍攝和血管造影的FISP拍攝之間的 差基本上只顯示動脈系統(tǒng)。由此，在兩個不同地取決于速度的SSFP序列(例如FISP和真實FISP)之間的SSFP 信號區(qū)別是本發(fā)明的基礎(chǔ)。以下結(jié)合圖7 —步一步地解釋按照本發(fā)明的方法。利用兩個如前面所示不同的SSFP序列，其中一個序列(在層方向和讀出方向上) 必須是運(yùn)動補(bǔ)償?shù)牟⑶伊硪粋€必須是運(yùn)動敏感的(流量敏感的)，在步驟Sl和S2中優(yōu)選 時間上直接相互跟隨的2D或3D測量是不同的。應(yīng)該首先應(yīng)用兩個序列中的哪個是不重要 的。在時間上的順序中的密接(Unmittelbarkeit)是具有優(yōu)勢的，以便將由患者運(yùn) 動、心臟運(yùn)動、呼吸、蠕動等等運(yùn)動引起的區(qū)別和/或偽影保持盡可能小。然而，在兩種拍攝 中不能完全避免由運(yùn)動引起的區(qū)別。雖然如此，為了能夠在高分辨的血管造影的意義上有 意義地互相比較兩個圖像，必須在第三步驟S3中將在步驟Sl和S2中獲得的測量結(jié)果互相 配準(zhǔn)。在第四步驟S4中將互相配準(zhǔn)的2D或3D圖像不加權(quán)地或者自加權(quán)地互相減影，并且 以這種方式獲得以理想方式無背景的動脈圖像。自加權(quán)意味著，按照以下數(shù)學(xué)關(guān)系進(jìn)行在步驟S4中進(jìn)行的減影
f F 丫MRA = T-λ —— F ,
\ ,max J其中，T表示運(yùn)動補(bǔ)償?shù)男盘?例如真實FISP)，F(xiàn)表示運(yùn)動敏感的信號(FISP)，并 且λ和K表示要由用戶確定的參數(shù)。簡單的或者說自加權(quán)的減影原則上可以不同地表示 動脈和靜脈血管，因為在靜脈中的就是微小的流速也導(dǎo)致即使只是微小的信號，該微小的 信號可以被放大。通過自加權(quán)的減影可以無噪聲地構(gòu)造圖像減影。特別是在大的FOV的情況下，梯度場非均勻性和基本磁場非均勻性均通過或多或 少強(qiáng)的但是一般來說在步驟S4中獲得的圖像的不能忽略的圖像失真反映出來。通過公知 的可靠的校正方法(“失真校正方法”)可以在第五步驟S5中消除該圖像失真。最后，將 在步驟S5中獲得的血管造影圖在第六并且是最后的步驟S6中以MIP (Maximum Intensity Projection，最大強(qiáng)度投影)或者分割后的2D或3D血管樹的形式例如在圖像計算機(jī)上顯示。在圖9的上部示出了頸椎(HWS)區(qū)域的血管的這樣的顯示。圖9的下部相對于胭 窩(Poplitea)區(qū)域中雖然是信號弱的但是盡管如此是可見的靜脈示出信號強(qiáng)的動脈。已經(jīng)提到了大的待成像的圖像區(qū)域的問題。例如對于四肢的血管顯示，即具有大的F0V，以大的可能性出現(xiàn)真實FISP序列的“偏振偽影(Off-Resonanz-Artefakte) ”。該偏 振偽影可以通過應(yīng)用其它的運(yùn)動補(bǔ)償?shù)腟SFP成像序列、即通過相位循環(huán)的SSFP方案(例 如CISS序列)來降低。相位循環(huán)的穩(wěn)態(tài)序列是具有不同HF激勵脈沖方案的真實FISP測 量，其一般地也提供不同的數(shù)據(jù)組。多個相位循環(huán)的穩(wěn)態(tài)序列的直接的順序被稱為CISS序 列(英語ConstructiveInterference in Steady-State，CISS)。其目前被用于高分辨率 的T2成像，由于有利的小T1Zt2比，通過其可以按照非常高的強(qiáng)度測量特別是液體。然而，在使用相位循環(huán)的SSFP方案(理想的例如是CISS)時必須承擔(dān)直到以雙倍 延長的測量時間。此外優(yōu)選地，在步驟Sl和S2 二者中使用的序列的所有幾何MR參數(shù)(例 如位置分辨率、帶寬，等等)應(yīng)該相等。應(yīng)該如下選擇對比參數(shù)(例如翻轉(zhuǎn)角α )，使得在運(yùn)動補(bǔ)償?shù)膱D像(例如在真實 FISP圖像、T圖像)中血液具有最大的強(qiáng)度，并且在運(yùn)動敏感的F圖像中肌肉和脂肪組織也 具有最大的強(qiáng)度。為了尋找在T圖像以及在脂肪組織和肌肉組織中各個最佳翻轉(zhuǎn)角，圖8 示出了 SSFP序列取決于翻轉(zhuǎn)角α的信號特性。此外，兩個序列的各個回波時間TE也應(yīng)該近似相等，以便特別是盡可能好地降低 “相反效應(yīng)(Opposed-Effekte) ”。同樣，通過部分的HF擾相以一定的限度改變FISP對比度(通過FISP獲得的2D 或3D圖像的對比度)通過單獨(dú)匹配的所謂的梯度擾相器(Gradienten-Spoiler)可以有 針對性地放大或者縮小FISP序列的運(yùn)動敏感性，例如通過僅在層選擇方向上和/或在讀出 方向上的“擾相(Spoilen) ”或者通過在讀出或者在層選擇方向上完全平衡(對稱擾相)。
權(quán)利要求
一種在磁共振斷層造影中用于無造影劑的非觸發(fā)的血管造影成像的方法，具有以下步驟S1利用流量不敏感的SSFP序列對具有血液流量的身體區(qū)域進(jìn)行二維或3D測量，S2利用流量敏感的SSFP序列對相同身體區(qū)域進(jìn)行測量，S3將步驟S1和S2中獲得的測量結(jié)果互相配準(zhǔn)，S4從在步驟S1中所獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果中非加權(quán)地或者自加權(quán)地減去在步驟S2中獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果，S5對步驟S4中獲得的圖像進(jìn)行二維或三維圖像校正以去除由梯度場非均勻性和/或磁場非均勻性引起的圖像失真，以及S6以MIP血管樹表示或者分割的二維或三維血管樹表示的形式顯示在步驟S5中所獲得的血管造影圖。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述流量不敏感的SSFP序列是真實FISP 序列或者相位循環(huán)SSFP序列、例如CISS序列。
3.根據(jù)權(quán)利要求1至2中任一項所述的方法，其特征在于，所述流量敏感的SSFP序列 是FISP序列。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，對于要實施的SSFP序列使 用最佳地使各個SSFP信號最大化的翻轉(zhuǎn)角α。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項所述的方法，其特征在于，流量敏感的和流量不敏感的 SSFP序列的所有幾何MRT參數(shù)都是相同的。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的方法，其特征在于，根據(jù)以下數(shù)學(xué)關(guān)系進(jìn)行在步 驟S4中進(jìn)行的自加權(quán)的減影 其中，T是真實FISP信號或者CISS信號，F(xiàn)是FISP信號并且λ和κ是要由用戶確定 的參數(shù)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的方法，其特征在于，通過應(yīng)用在讀出方向上和/ 或在層選擇方向上的匹配的擾相梯度，在時刻TR在讀出方向上和/或在層選擇方向上改變 所述流量敏感的SSFP序列。
全文摘要
本發(fā)明一般地涉及一種核自旋斷層造影(同義詞磁共振斷層造影，MRT)，如其應(yīng)用于醫(yī)學(xué)以檢查患者那樣。在此，本發(fā)明特別地涉及一種在磁共振斷層造影中用于無造影劑的非觸發(fā)的血管造影成像的方法，具有以下步驟S1利用流量不敏感的SSFP序列對具有血液流量的身體區(qū)域進(jìn)行2D或3D測量，S2利用流量敏感的SSFP序列對相同身體區(qū)域進(jìn)行測量，S3將步驟S1和S2中獲得的測量結(jié)果互相配準(zhǔn)，S4從在步驟S1中所獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果中非加權(quán)地或者自加權(quán)地減去在步驟S2中獲得的配準(zhǔn)后的測量結(jié)果，S5對步驟S4中所獲得的圖像進(jìn)行2D或3D圖像校正以去除由梯度場和/或磁場非均勻性引起的圖像失真，S6以MIP血管樹表示或者分割的2D或3D血管樹表示的形式顯示在步驟S5中所獲得的血管造影圖。
文檔編號A61B5/055GK101884534SQ20091026195
公開日2010年11月17日 申請日期2009年12月23日 優(yōu)先權(quán)日2008年12月23日
發(fā)明者邁克爾·戴姆林 申請人:西門子公司