專利名稱：計算space序列信號的方法和系統(tǒng)及主動脈信號的采集方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振技術(shù)，尤其涉及計算SPACE序列信號的方法和系統(tǒng)及主動脈信號的采集方法。
背景技術(shù)：
傳統(tǒng)上利用經(jīng)食道超聲心動圖(Transesophageal echocardiography, TEE)的方法對主動脈斑塊特性進(jìn)行研究。該方法將超聲探頭經(jīng)過口腔放到病人的食道里，以近距離檢測大動脈，特別是大動脈弓的斑塊，從而可以探測到斑塊的大小，及它是否隨血流移動，但是TEE技術(shù)的創(chuàng)傷性可能對病人帶來風(fēng)險。隨著MRI技術(shù)的發(fā)展,大家已經(jīng)可以使用對人體沒有損害的MRI技術(shù)對血管斑塊進(jìn)行研究。斑塊定性需要Tl加權(quán)和T2加權(quán)的圖像，使用 Tl 力口權(quán)的 SPACE (sampling perfection with application-optimized contrastsby using different flip angle evolutions,根據(jù)不同翻轉(zhuǎn)角演化優(yōu)化對比度的完善采樣)三維快速自旋回波成像技術(shù)能夠在十幾分鐘內(nèi)采集到高分辨率的三維Tl加權(quán)的圖像。Tl加權(quán)NAV-SPACE序列的圖像質(zhì)量因人而異，把Tl加權(quán)NAV-SPACE序列用在不同的人上，圖像的質(zhì)量可以完全不一樣?，F(xiàn)有的使用Tl加權(quán)NAV-SPACE序列和相同的成像參數(shù)采集不同的志愿者的主動脈血管圖像的清晰程度卻有很大的差別。Tl加權(quán)NAV-SPACE序列采集不同志愿者圖像質(zhì)量的差別源于該序列的運(yùn)動敏感特性。在主動脈MRI圖像中，為了辨別血管壁和斑塊，血管壁與血流之間的信號對比度是越高越好。Tl加權(quán)NAV-SPACE本身具有運(yùn)動敏感特性(motion sensitivity),移動物體的磁共振信號會因此發(fā)生散相，在圖像中表現(xiàn)為低信號甚至無信號。Tl加權(quán)NAV-SPACE序列的運(yùn)動敏感特性可以用于抑制血流信號，它可以令圖像產(chǎn)生“黑血”效果，但同時由于主動脈血管壁隨心跳移動，該特性也會使主動脈血管壁的信號散失。由于每個人心臟生理情況(收縮期、主動脈血流、主動脈弓的移動等)都不一樣，Tl加權(quán)NAV-SPACE圖像的質(zhì)量也就因人而異。一般的情形，血管壁的散相程度是遠(yuǎn)不及血管內(nèi)的血流的散相程度，所以應(yīng)當(dāng)在血流信號最暗的時候采集血流信號。通過模擬的方法根據(jù)血流的速度預(yù)先擬合出血流的信號強(qiáng)度，在采集的時候便可以采集到清楚的MRI圖像，由于實(shí)際中的主動脈中的血流的信號最暗點(diǎn)持續(xù)的時間只有幾十毫秒，這需要對SPACE序列的信號強(qiáng)度進(jìn)行精確的計算，從而選擇采集時間采集數(shù)據(jù)。但是，現(xiàn)有的計算SPACE序列的信號強(qiáng)度的方法與實(shí)際測量的結(jié)果有很大的差距。

發(fā)明內(nèi)容
基于此，有必要提供一種精確計算SPACE序列信號的方法和系統(tǒng)，此外，還有必要提供一種根據(jù)精確計算SPACE序列信號的方法而進(jìn)行的主動脈信號的采集方法。一種SPACE序列信號的計算方法，該方法用于計算主動脈血流信號，包括以下步驟將所述血流速度設(shè)為層流分布；根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位；計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣；根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣；根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程；根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均獲取血流的信號強(qiáng)度。在其中的一個實(shí)施例中，所述 層流分布的血流速度沿血管的中軸線呈拋物線分布。在其中的一個實(shí)施例中，所述累計的相位為<，其中Y是旋磁比，\是梯度力矩，T是回波間距；為血管中沿血流方向^的血流速度，Xtl為常數(shù)，n為整數(shù)。一種SPACE序列信號的計算系統(tǒng)，該系統(tǒng)用于計算主動脈血流信號，包括速度分布設(shè)置模塊、相位計算模塊、弛豫矩陣計算模塊、旋轉(zhuǎn)矩陣計算模塊、磁化矢量演進(jìn)計算模塊和信號強(qiáng)度計算模塊。所述速度分布設(shè)置模塊用于將所述血流速度設(shè)為層流分布；所述相位計算模塊用于根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位；所述旋轉(zhuǎn)矩陣計算模塊用于計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣；所述弛豫矩陣計算模塊用于根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣；所述磁化矢量演進(jìn)計算模塊用于根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程；所述信號強(qiáng)度計算模塊用于根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均獲取血流的信號強(qiáng)度。在其中的一個實(shí)施例中，所述層流分布的血流速度沿血管的中軸線呈拋物線分布。在其中的一個實(shí)施例中，所述相位計算模塊計算得到的累計相位為炎,=Z(XrJ6) + ;^. Jc)( r)，其中Y是旋磁比，Ac是梯度力矩，T是回波間距為血管中沿血流方向^的血流速度，X0為常數(shù)，n為整數(shù)。一種根據(jù)計算SPACE序列信號采集主動脈信號的方法，包括以下步驟采集主動脈的待測區(qū)域的時間-血流速度分布；將所述血流速度設(shè)為層流分布；根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位；計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣；根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣；根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程；根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均并根據(jù)所述時間-血流速度分布獲取所述待測區(qū)域內(nèi)的時間-血流MRI信號強(qiáng)度分布；根據(jù)所述主動脈的待測區(qū)域內(nèi)的時間-血流MRI信號強(qiáng)度分布選取采集時刻并采集主動脈血流信號。在其中的一個實(shí)施例中，采集時刻被定在血流信號被抑制的最好的心跳收縮期內(nèi)。根據(jù)血流速度的層流分布方式，上述計算SPACE序列信號的方法和系統(tǒng)使用布洛赫方程計算每層流體的信號強(qiáng)度并求平均，獲得待測區(qū)域的速度-血流信號強(qiáng)度分布，所述速度-血流信號強(qiáng)度分布與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)能夠得到吻合，符合實(shí)際測量的結(jié)果，根據(jù)上述精確計算SPACE序列信號的方法而進(jìn)行的主動脈信號采集方法能夠采集到清晰的主動脈圖像。


圖I為一個實(shí)施例中的計算SPACE序列信號的流程圖；圖2為一個實(shí)施例中的血流速度的拋物線分布的模型示意圖；圖3為一個實(shí)施例中的根據(jù)布洛赫方程計算SPACE序列的信號強(qiáng)度的示意圖；圖4a為一個實(shí)施例中的現(xiàn)有的水膜實(shí)驗(yàn)的速度-信號強(qiáng)度分布和使用血流速度分布的平流模型計算得到的血流速度-信號強(qiáng)度分布；圖4b為一個實(shí)施例中的現(xiàn)有的水膜實(shí)驗(yàn)的速度-信號強(qiáng)度分布和使用血流速度分布的層流模型計算得到的血流速度-信號強(qiáng)度分布；圖5為一個實(shí)施例中的SPACE序列信號計算系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖； 圖6a、圖6b和圖6c分別為現(xiàn)有的使用參數(shù)相同的Tl加權(quán)的SPACE序列測得的三個健康志愿者的主動脈黑血圖像；圖7為一個實(shí)施例中的根據(jù)計算SPACE序列信號的方法獲取主動脈血流信號的流程圖；圖8為一個實(shí)施例中采集到的主動脈的時間-血流速度分布和模擬得到相應(yīng)的時間-血流信號強(qiáng)度分布；圖9為一個實(shí)施例中的將ECG觸發(fā)技術(shù)和呼吸導(dǎo)航門控技術(shù)運(yùn)用到Tl加權(quán)SPACE序列獲取主動脈MRI圖像的不意圖；圖IOa為使用SPACE序列采集主動脈在心跳舒張期的MRI圖像；圖IOb為使用SPACE序列采集主動脈在心跳收縮期的MRI圖像。
具體實(shí)施例方式TSE (turbo spin echo,快速自旋回波)技術(shù)相對于普通的自旋回波技術(shù)的采樣速率已經(jīng)有所提高，但將其應(yīng)用到三維成像時，其掃描時間仍可能長達(dá)幾十分鐘，在臨床上難以接受。TSE采集效率的限制主要在于1、回波鏈不能太長。2、射頻能量吸收率很高，尤其是在高場，例如3T系統(tǒng)上。2004年，美國維吉利亞大學(xué)的研究人員首先在西門子系統(tǒng)上實(shí)現(xiàn)了 SPACE三維快速自旋回波成像技術(shù)，通過在回聚脈沖中使用可變翻轉(zhuǎn)角的設(shè)計成功解決了 TSE留下來的難題。在一個實(shí)施例中，如圖I所示，一種SPACE序列信號的計算方法，該方法用于計算主動脈血流信號，包括如下步驟SlOl :將血流速度設(shè)為層流分布。在一般的管流中，速度在中間是最大的，由于流體具有粘度，速度會從管的中軸線沿管壁的方向遞減，速度在管壁的部分為零，當(dāng)管內(nèi)的速度大于一定值的時候，速度沿管的軸線就會出現(xiàn)拋物線分布。在一個實(shí)施例中，在血流速度分布的層流模型中，血管被當(dāng)作普
通的管子，血管內(nèi)的速度分布沿血管的軸線呈拋物線分布^00 = ^_(1-兩=)(I )，如圖2所
a
示，其中X方向?yàn)檠鞯牧鲃臃较?，而y方向垂直于血流的流動方向，xy坐標(biāo)的原點(diǎn)設(shè)在血管的軸線上。S102 :根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位。橫向的磁化強(qiáng)度能夠在脈沖之間積累相位，相鄰脈沖積累的相位為式，其中Y是旋磁比，Ac是梯度力矩，^為血流的流動方向。對于靜止的物體，是常數(shù)，相鄰脈沖之間積累的相位是常數(shù)，而且已經(jīng)回聚。在一個實(shí)施例中，對于運(yùn)動的物體，累計的相位還必須要加上與運(yùn)動相關(guān)的項(xiàng)，相鄰回波累計的相位為φη ^γ{χ0·Αβ) + γ(ν· Ag)(ητ) ( 2 ),其中τ是回波間距，5為血管中沿血流方向5的血流速度，二是常數(shù)，η為整數(shù)。S103 :計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣。在一個實(shí)施例中，自旋磁化矢量繞X軸順時針旋轉(zhuǎn)時,旋轉(zhuǎn)矩陣表達(dá)式為
權(quán)利要求
1.一種SPACE序列信號的計算方法，所述計算方法用于計算主動脈血流信號，其特征在于，包括以下步驟 將血流速度設(shè)為層流分布； 根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位； 計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣； 根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣； 根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程； 根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均獲取血流的信號強(qiáng)度。
2.如權(quán)利要求I所述的SPACE序列信號的計算方法，其特征在于，所述層流分布的血流速度沿血管的中軸線呈拋物線分布。
3.如權(quán)利要求I所述的SPACE序列信號的計算方法，其特征在于，所述累計的相位為=0(nr),其中Y是旋磁比，Ae是梯度力矩，T是回波間距，^為血管中沿血流方向^的血流速度，X0為常數(shù)，n為整數(shù)。
4.一種SPACE序列信號的計算系統(tǒng)，所述計算系統(tǒng)用于計算主動脈血流信號，其特征在于，包括 速度分布設(shè)置模塊，用于將所述血流速度設(shè)為層流分布； 相位計算模塊，用于根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位； 旋轉(zhuǎn)矩陣計算模塊，用于計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣； 弛豫矩陣計算模塊，用于根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣； 磁化矢量演進(jìn)計算模塊，用于根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程； 信號強(qiáng)度計算模塊，用于根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均獲取血流的信號強(qiáng)度。
5.如權(quán)利要求4所述的SPACE序列信號的計算系統(tǒng)，其特征在于，所述層流分布的血流速度沿血管的中軸線呈拋物線分布。
6.如權(quán)利要求4所述的SPACE序列信號的計算系統(tǒng)，其特征在于，所述相位計算模塊計算得到的累計相位為<4+，其中Y是旋磁比，Ae是梯度力矩，T是回波間距，^為血管中沿血流方向的血流速度，X0為常數(shù)，n為整數(shù)。
7.一種根據(jù)權(quán)利要求I的所述方法采集主動脈信號的方法，其特征在于，包括以下步驟 采集主動脈的待測區(qū)域的時間-血流速度分布； 將所述血流速度設(shè)為層流分布； 根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位； 計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣； 根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣； 根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程； 根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算層流分布的每層流體的SPACE序列的信號強(qiáng)度，將每層流體的信號強(qiáng)度求平均并根據(jù)所述時間-血流速度分布獲取所述待測區(qū)域內(nèi)的時間-血流MRI信號強(qiáng)度分布； 根據(jù)所述主動脈的待測區(qū)域內(nèi)的時間-血流MRI信號強(qiáng)度分布選取采集時刻并采集主動脈血流信號。
8.如權(quán)利要求7所述的根據(jù)權(quán)利要求I的所述方法采集主動脈信號的方法，其特征在于，采集時刻被定在血流信號被抑制的最好的心跳收縮期內(nèi)。
全文摘要
一種SPACE序列信號的計算方法，包括以下步驟將血流速度設(shè)為層流分布；根據(jù)層流分布的血流速度計算SPACE序列的累計相位；計算SPACE序列的旋轉(zhuǎn)矩陣；根據(jù)所述累計相位計算SPACE序列的弛豫矩陣；根據(jù)所述旋轉(zhuǎn)矩陣和所述弛豫矩陣計算自旋磁化矢量的演進(jìn)過程；根據(jù)所述自旋磁化矢量的演進(jìn)過程計算每一流層的信號強(qiáng)度并求平均獲取血流的信號強(qiáng)度。將血流速度設(shè)為層流分布，根據(jù)布洛赫方程計算得到的血流速度-MRI信號強(qiáng)度分布與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)能夠得到更好的吻合，計算結(jié)果更加精確。此外，還提供了一種SPACE序列信號的計算系統(tǒng)和一種根據(jù)精確計算SPACE序列信號的方法來擬合主動脈血流信號并進(jìn)行采樣的方法，便于優(yōu)化序列參數(shù)。
文檔編號A61B5/055GK102707251SQ20121017676
公開日2012年10月3日 申請日期2012年5月31日 優(yōu)先權(quán)日2011年12月12日
發(fā)明者劉新, 張娜, 張磊, 鄭海榮, 鐘耀祖 申請人:中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院