專利名稱：具有非笛卡爾信號(hào)獲取的磁共振血管造影的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及ー種用于產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR圖像的方法以及用于該方法的MR設(shè)備。下面一般地使用“血管造影圖像”的概念該概念不一定只描述單個(gè)的ニ維圖像，而是根據(jù)上下文必要時(shí)還描述期望體積的血管造影圖像數(shù)據(jù)組。
背景技術(shù)：
在MR血管造影的領(lǐng)域內(nèi)，無(wú)需造 影剤就能工作的方法具有越來(lái)越大的重要性。在此ー類方法試圖利用動(dòng)脈血流的脈動(dòng)特性。在理想情況下，通過(guò)在快速的流速度的時(shí)刻(心臟收縮)利用流靈敏的序列進(jìn)行信號(hào)拍攝，獲得動(dòng)脈信號(hào)的消滅。通過(guò)在所述速度最小或?yàn)榱愕男呐K周期的時(shí)刻(心臟舒張)進(jìn)行信號(hào)拍攝，獲得理想地具有明亮信號(hào)的動(dòng)脈。通過(guò)將記錄的兩個(gè)數(shù)據(jù)相減，可以去掉靜態(tài)組織的信號(hào)，由此得到動(dòng)脈血管造影。利用該方法在健康受檢者中獲得部分非常好的結(jié)果，而在患者中則期望魯棒性。尤其是在出現(xiàn)病理的情況下，脈動(dòng)性只能非常弱地顯示出或者完全陷于癱瘓，從而在心臟收縮期間的血流速度與心臟舒張中的血流速度之間僅還存在很小的區(qū)別或不再存在區(qū)別。另ー類方法使用感興趣檢查區(qū)域的標(biāo)記來(lái)抑制靜態(tài)組織信號(hào)(所謂的自旋標(biāo)記)。在等待時(shí)間tin期間，新鮮的未被標(biāo)記的血液從外部流入并且該血液借助隨后的信號(hào)獲取高亮顯示。一般額外地設(shè)置用于抑制的措施，例如通過(guò)在前連接脂肪飽和模塊。大多數(shù)情況下，有利的還有，將該測(cè)量與心跳調(diào)諧一致并且由此與流特性調(diào)協(xié)一致，也就是說(shuō)將標(biāo)記在時(shí)間上置于心臟收縮脈沖波之前，而將脈沖波期間的等待時(shí)間和信號(hào)拍攝直接定位于脈沖波之后。該標(biāo)記或者所謂的Labelling例如可以實(shí)現(xiàn)為層選擇的飽和或反轉(zhuǎn)并且傳統(tǒng)地將成像序列作為三維方法來(lái)實(shí)現(xiàn)。這種方法例如由Wyttenbach等人(Renal artery assessment with nonenhancea steady-state free precession versuscontrast-enhanced MR angiography. Radiology 2007; 245 (I) : 186-195)描述。這些方法的基本問(wèn)題在于，感興趣體積的血管在tin期間必須被新鮮的、從被標(biāo)記的體積外部流入的血液填充。因此，具有更大標(biāo)記的體積的3D方法更適合于具有真正快速或遠(yuǎn)距作用的血流的區(qū)域，例如在大腦中、主動(dòng)脈中或腎動(dòng)脈中。在身體的外圍中，血液在心臟周期的大部分時(shí)間內(nèi)是靜止的，以便隨后在脈沖波期間被快速地向前擠壓。在此，甚至在健康人員中所經(jīng)過(guò)的路段一般僅有幾厘米，從而在大腿中幾乎無(wú)法采用在大腿的方向上(在此稱為z方向)的長(zhǎng)的視場(chǎng)。該局限性在脈動(dòng)性顯得明顯更壞的患者中還更令人注意，其中由血液在剩下的弱脈沖波期間經(jīng)過(guò)的路段可能明顯更短。在Edelman 等人于 Magn Reson Med 63:951-958 (2010)中發(fā)表的標(biāo)題uQuiescent-Interval bingle-Shot Unenhanced Magnetic Resonance Angiography οιPeripheral Vascular Disease:Technical Considerations and Clinical Feasability，，中描述使用2D方法，在該2D方法中血液只需要通過(guò)脈沖波傳輸ー個(gè)ニ維層的厚度，這甚至在患者中真正可靠地得到滿足。由此利用毎次心跳采集唯一的ー個(gè)軸向?qū)?。典型地，?_和I. 4mm之間的層厚度工作。為了實(shí)現(xiàn)更薄的層，需要延長(zhǎng)高頻脈沖并且由此需要延長(zhǎng)重復(fù)時(shí)間TR，而這是不期望的。此外，在更薄的層的情況下所實(shí)現(xiàn)的信噪比的邊界值很低，尤其是在目前臨床上采用最多的場(chǎng)強(qiáng)I. 5特斯拉的情況下。在z方向上有限的位置分辨率是對(duì)這些方法的大的限制，尤其是當(dāng)更細(xì)的血管未嚴(yán)格分布在z方向上時(shí)，例如在下肢中的三叉分岔區(qū)域中就是這樣或者在病理的情況下是這樣。另ー個(gè)目前還未采用的替換可以是具有非常薄的分區(qū)的三維成像。但是在此的問(wèn)題是，在此無(wú)法獲得效率，因?yàn)橛糜趯?duì)3D分區(qū)編碼的時(shí)間與用于獲取2D層的時(shí)間相同。因此，為了將z方向上的例如3mm的分辨率改善為O. 75mm,必須使用4倍長(zhǎng)的測(cè)量時(shí)間。這是ー個(gè)問(wèn)題，因?yàn)槔缭诠桥?大腿區(qū)域的血管造影時(shí)通常期望從腳一直覆蓋到腹部區(qū)域。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明的任務(wù)是提供ー種血管造影方法，其使得可以在所有3個(gè)空間方向上獲得好的位置分辨率而不會(huì)劇烈延長(zhǎng)測(cè)量時(shí)間。 根據(jù)第一方面，提供ー種用于產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中檢查區(qū)域中的自旋通過(guò)入射至少ー個(gè)高頻飽和脈沖而飽和，并且在接下來(lái)的用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)提供比通過(guò)至少ー個(gè)血管流入檢查區(qū)域中并且沒(méi)有通過(guò)至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和的自旋更小的信號(hào)強(qiáng)度。根據(jù)本發(fā)明，在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)讀取MR血管造影圖像的具有非笛卡爾軌跡的原始數(shù)據(jù)空間。所述至少ー個(gè)高頻飽和脈沖具有以下任務(wù)，即這樣來(lái)制備檢查區(qū)域中的自旋，使得該自旋在MR信號(hào)拍攝的時(shí)刻基本上被抑制?？梢允褂?、但不一定必須使用常規(guī)的、由一個(gè)或多個(gè)90°脈沖組成的飽和模塊。由于在高頻飽和與數(shù)據(jù)拍攝之間存在等待時(shí)間，因此有利的可以是按照其它方式實(shí)施飽和脈沖，例如以反轉(zhuǎn)脈沖的形式，所述反轉(zhuǎn)脈沖首先不是使磁化飽和，而是反轉(zhuǎn)，即在相反方向上翻轉(zhuǎn)180度。不限制一般性地，下面一般使用概念“飽和”。通過(guò)使檢查區(qū)域中的自旋飽和(即所謂的自旋標(biāo)記)，通?？梢詫?shí)現(xiàn)良好的信號(hào)背景抑制，并由此可以實(shí)現(xiàn)基本上純的血管顯示。所產(chǎn)生的圖像數(shù)據(jù)在位置空間中具有很小的信息密度，即所謂的稀疏。在數(shù)據(jù)具有小的空間信息密度的情況下外部原始數(shù)據(jù)空間(即所謂的k空間)的巨大的欠掃描是可能的。外部k空間的這種欠掃描利用k空間中的非笛卡爾軌跡是非常可能的?？偣仓荒苡涗浽紨?shù)據(jù)空間中的幾個(gè)點(diǎn)，從而在時(shí)間上合理的范圍內(nèi)在第三維、也就是在主流動(dòng)方向上也實(shí)現(xiàn)良好的位置分辨。一種確定非笛卡爾軌跡的可能性是與檢查區(qū)域中的血液的主流動(dòng)方向正交的確定，其中該軌跡是具有多個(gè)穿過(guò)原始數(shù)據(jù)空間的中心的輪輻的徑向軌跡。如果不限制一般性地將血液的主流動(dòng)方向定義為Z方向，則有利的是將原始數(shù)據(jù)空間中的徑向軌跡設(shè)置為與主流動(dòng)方向垂直，也就是在kx和ky方向上。在ニ維的情況下，原始空間的中心是ー個(gè)點(diǎn)，在三維的情況下是平行于主流動(dòng)方向的軸。徑向軌跡的各個(gè)輪輻例如可以構(gòu)成為，使得在原始數(shù)據(jù)空間中的ー個(gè)平面垂直于主流動(dòng)方向張開(kāi)，其中這些輪輻不均勻地分布在該平面上，使得在垂直于血流的MR血管造影圖像中產(chǎn)生橢圓形或卵形視場(chǎng)來(lái)代替圓形視場(chǎng)。通過(guò)徑向輪輻的不均勻密度，可以在圖像空間中實(shí)現(xiàn)橢圓形或卵形的視場(chǎng)，由此可以將信號(hào)拍攝與待顯示的對(duì)象進(jìn)行最佳的匹配。這首先在大腿和腹部區(qū)域中是這樣，在該區(qū)域中希望在左右方向上大約覆蓋35-45cm，而在前后方向上只需要大約覆蓋15-25cm。優(yōu)選的，在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的信號(hào)拍攝之前執(zhí)行用于在信號(hào)拍攝期間抑制脂肪信號(hào)的模塊。在MR血管造影時(shí)應(yīng)當(dāng)盡可能只有血管的圖像點(diǎn)才產(chǎn)生明亮的圖像點(diǎn)。脂肪信號(hào)在該成像中同樣產(chǎn)生明亮的圖像點(diǎn)。通過(guò)抑制脂肪信號(hào)，可以在MR血管造影圖像中抑制可能脂肪組織的高信號(hào)分量并且將明亮的信號(hào)圖像點(diǎn)限制為血管。在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的信號(hào)拍攝中，可以使用基于梯度回波的序列。MR血管造影序列可以是普通的梯度回波序列或者是所謂的True-Fisp序列，在True-Fisp序列中在所有空間方向上對(duì)所有梯度進(jìn)行重聚焦。但是還可以借助快速自旋回波序列執(zhí)行數(shù)據(jù)獲取，在快速自旋回波序列中在每個(gè)高頻激勵(lì)脈沖之后讀取多個(gè)信號(hào)回波。此外應(yīng)當(dāng)根據(jù)定義在梯度回波序列簇中包括TrueFISP序列，即使在科學(xué)上討論與自旋回波序列或快速自旋回波序列并列的若干序列。在使用梯度回波序列的情況下，可以使用兩個(gè)不同的重復(fù)時(shí)間作為在兩個(gè)高頻激 勵(lì)脈沖之間的重復(fù)時(shí)間，分別交替地使用這兩個(gè)重復(fù)時(shí)間，即，使用第一重復(fù)時(shí)間TRl和接 著使用第二重復(fù)時(shí)間TR2，接著又使用重復(fù)時(shí)間TRl等等。利用對(duì)重復(fù)時(shí)間TR的這種選擇，也可以基于在MR血管造影圖像中的信號(hào)的頻率相關(guān)性而將脂肪信號(hào)顯示為暗的。這種交替的重復(fù)時(shí)間TR的使用詳細(xì)地描述在Cukur等人在Magn Reson Med 61:1533-1539(2009)中的文章中。此外可以為了由原始數(shù)據(jù)空間中的非笛卡爾軌跡進(jìn)行MR血管造影圖像的圖像重建使用迭代的重建方法。在此有利的可以是，啟動(dòng)具有對(duì)圖像的良好估計(jì)的迭代。在重建一系列多個(gè)時(shí)間階段的背景下，在Seiberlich等人，ISMRM 2010,摘要，Nr. 4873中介紹了以下方案，使用時(shí)間上連續(xù)的階段的一個(gè)階段的在信號(hào)拍攝之后重建的MR血管造影圖像作為所述時(shí)間上連續(xù)的階段的MR圖像的迭代重建的起點(diǎn)。在此由于時(shí)間上接近的階段僅相差小的細(xì)節(jié)這個(gè)事實(shí)，作為第一近似，時(shí)間上相鄰的階段被用作對(duì)于所述迭代的起點(diǎn)。在另ー種實(shí)施方式中，該原理也可以應(yīng)用于空間維度，因?yàn)橛绕涫窃谕鈬茉煊皥D像中，在頭-腳方向上層與層之間大多僅存在很小的區(qū)別。用測(cè)量數(shù)據(jù)對(duì)該猜測(cè)的圖像的補(bǔ)償以及由此在真實(shí)圖像方向上的收斂通過(guò)多個(gè)迭代來(lái)進(jìn)行。由此在該實(shí)施方式中，以階段順序來(lái)拍攝多個(gè)相鄰的檢查區(qū)域，并且為了迭代地重建檢查區(qū)域的MR血管造影圖像將空間上相鄰的檢查區(qū)域的已經(jīng)重建的MR血管造影圖像用作迭代的重建的起點(diǎn)。ー種覆蓋用于MR血管造影的期望體積的可能性在于使用多次2D拍攝，即對(duì)具有預(yù)定厚度的多個(gè)層平面中的檢查區(qū)域進(jìn)行檢查，其中這些層平面基本上垂直于血液的主流動(dòng)方向。由此確保流入這些層平面的血液提供高的信號(hào)分量并且不會(huì)通過(guò)該層自身中的前面的飽和脈沖而飽和。這些相鄰的層平面可以毗連，但是相鄰層的重疊同樣是可能的。在使用穿過(guò)原始數(shù)據(jù)空間的中心的徑向分布的輪輻的情況下，可以這樣來(lái)選擇相鄰層平面的輪輻，使得在相鄰的層平面中除了原始數(shù)據(jù)空間的中心之外拍攝不同的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)。這意味著，如果兩個(gè)相鄰層的輪輻疊加設(shè)置，則這些輪輻不是上下重疊，而是相互之間扭轉(zhuǎn)一角度。這尤其是在根據(jù)所謂的視圖共享技術(shù)來(lái)進(jìn)行圖像重建的情況下是有利的，在視圖共享技術(shù)中為了產(chǎn)生MR血管造影圖像使用兩個(gè)不同的相鄰層平面的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)，以例如對(duì)唯一的一幅MR圖像進(jìn)行重建。在另ー種變形方案中，可以這樣來(lái)選擇各個(gè)輪輻的拍攝，使得同時(shí)、也就是甚至對(duì)不同的輪輻，激勵(lì)層的位置連續(xù)改變。由此可以回顧地使用特定數(shù)量的輪輻，以重建相應(yīng)整個(gè)層的圖像。在ー種特殊的實(shí)施中，輪輻可以按照所謂的“黃金角”來(lái)布置，利用該黃金角在抽出任意數(shù)量的輪輻時(shí)產(chǎn)生基本上均勻的分布。此外，在原始數(shù)據(jù)空間中的輪輻被選擇為不均勻的或不連貫的或甚至隨機(jī)分布的。在各個(gè)輪輻的這樣的隨機(jī)化或偽隨機(jī)化的布置中，還可以使用某些邊界條件，例如上面提到的條件，即輪輻的頻度不等地分布在平面中并由此是在該平面中方向的函數(shù)。此外，可以將待覆蓋的檢查區(qū)域作為三維檢查體積來(lái)拍攝，其中在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝中使用其它相位編碼梯度來(lái)用于第三空間方向上的編碼，該第三空間方向基本上平行于檢查體積中的血液主流動(dòng)方向。當(dāng)然還可以在所謂的2D方法中覆蓋三維的檢查體積，但是如在MR技術(shù)中常見(jiàn)的，在先后拍攝多個(gè)層的情況下稱為2D方法，并且在第三空間方向上使用其它編碼梯度來(lái)用于在第三空間方向上對(duì)所述體積進(jìn)行分辨時(shí)稱為3D方法。在一種實(shí)施方式中，三維檢查體積的原始數(shù)據(jù)空間可以構(gòu)成為圓柱形，其中所述 其它相位編碼梯度位于所述檢查體積中的血液的主流動(dòng)方向上并且作為分區(qū)編碼梯度將圓柱形檢查體積在血液的主流動(dòng)方向上劃分為多個(gè)分區(qū)。然后，在各個(gè)分區(qū)中此外徑向地在垂直于血液的主流動(dòng)方向的輪輻中讀取原始數(shù)據(jù)空間。以名稱“星堆?！币阎能壽E例如還可以與不等的輪輻密度組合以用于產(chǎn)生橢圓或卵形的視場(chǎng)。此外，輪輻可以在相鄰的分區(qū)中(如在ニ維情況下已經(jīng)實(shí)現(xiàn)的)相對(duì)扭轉(zhuǎn)，使得在相鄰的分區(qū)中除了原始數(shù)據(jù)空間的中心之外拍攝不同的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)。在另ー種實(shí)施方式中，可以使各個(gè)分區(qū)中的輪輻密度在分區(qū)方向上從圓柱形原始數(shù)據(jù)空間的中心到邊緣一直減小。在該實(shí)施方式中，輪輻的密度或數(shù)量在三維圓柱形k空間中隨著分區(qū)編碼平面與平面kz=0的距離逐漸增大而減小，其中z方向又在不限制一般性的情況下是主流動(dòng)方向并且各個(gè)分區(qū)垂直于z方向。本發(fā)明還涉及ー種用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的磁共振設(shè)備，具有高頻控制単元，用于入射高頻脈沖、尤其是高頻飽和脈沖，通過(guò)該高頻脈沖使得在檢查區(qū)域中的自旋飽和，然后該自旋在接下來(lái)的信號(hào)拍攝中具有比通過(guò)血管流入檢查區(qū)域的自旋更小的信號(hào)強(qiáng)度。此外，存在用于控制磁場(chǎng)梯度的梯度控制単元，為了對(duì)自旋進(jìn)行位置編碼以及為了產(chǎn)生MR圖像需要該梯度控制單元。圖像序列控制單元控制高頻控制単元以及梯度控制單元，并且控制MR信號(hào)拍攝，其中圖像序列控制單元讀取具有非笛卡爾軌跡的原始數(shù)據(jù)空間。優(yōu)選的，圖像序列控制單元如上詳細(xì)描述的那樣利用對(duì)原始數(shù)據(jù)空間的讀取的合適選擇等等來(lái)工作。


下面參照附圖詳細(xì)解釋本發(fā)明。在此圖I示意性示出根據(jù)本發(fā)明的用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR設(shè)備，圖2示出具有對(duì)飽和的層成像的MR血管造影測(cè)量的時(shí)間流程，圖3示出具有均勻或不均勻的輪輻分布的圓形或橢圓形視場(chǎng)的掃描方案，圖4示出具有在相鄰層中的隨機(jī)化的輪輻分布的圓形視場(chǎng)的掃描方案，圖5示出用于產(chǎn)生橢圓視場(chǎng)和不均勻的輪輻分布的掃描方案，以及
圖6示例性示出具有在主流動(dòng)方向上的8個(gè)分區(qū)編碼平面或分區(qū)編碼步驟的三維圓柱形掃描方案。
具體實(shí)施例方式在圖I中示意性示出MR設(shè)備，利用該MR設(shè)備可以在可接受的測(cè)量時(shí)間內(nèi)在所有三個(gè)空間方向上產(chǎn)生具有良好的空間分辨率的MR血管造影圖像。MR設(shè)備具有用于產(chǎn)生極化場(chǎng)BO的磁鐵10。布置在臥榻11上的受檢人員12被移動(dòng)到磁鐵10中，其中在檢察人員中產(chǎn)生的磁化可以通過(guò)入射高頻脈沖而從平衡位置翻轉(zhuǎn)出來(lái)。在入射高頻脈沖之后出現(xiàn)的弛豫過(guò)程可以用未示出的線圈來(lái)檢測(cè)。為了對(duì)檢測(cè)到的信號(hào)進(jìn)行位置編碼，還通過(guò)未示出的梯度線圈施加磁場(chǎng)梯度，以便實(shí)現(xiàn)所檢測(cè)到的信號(hào)的位置相關(guān)性。如何可以通過(guò)入射高頻脈沖序列和接通磁場(chǎng)梯度的序列產(chǎn)生MR圖像的一般性方法是專業(yè)人員已知的并不再詳細(xì)闡述。MR設(shè)備還具有圖像序列控制單元13，該圖像序列控制單元依據(jù)所選·擇的成像序列控制高頻脈沖的入射和磁場(chǎng)梯度的接通以及信號(hào)讀取。為了控制高頻脈沖而設(shè)置高頻控制単元14，該高頻控制單元從圖像序列控制單元13獲得應(yīng)當(dāng)以什么樣的時(shí)間序列入射高頻脈沖的信息。同樣由圖像序列控制單元13控制的梯度控制単元15負(fù)責(zé)各個(gè)磁場(chǎng)梯度的接通。在圖像計(jì)算機(jī)16上將檢測(cè)到的信號(hào)換算為MR圖像，然后可以將MR圖像顯示在顯示単元17上。通過(guò)輸入?yún)g元18，操作人員可以控制MR設(shè)備的流程，可以選擇成像序列或者層平面或檢查體積ー應(yīng)當(dāng)對(duì)該檢查體積產(chǎn)生MR圖像。結(jié)合圖2示出成像序列的原理性時(shí)間流程，利用該時(shí)間流程可以通過(guò)使感興趣層中的自旋飽和而產(chǎn)生血管的顯示。在圖2中示例性示出動(dòng)脈21和靜脈22，其中動(dòng)脈中的血流與靜脈中的血流相反，如通過(guò)左側(cè)圖像中的箭頭所示。在圖2上面的片段中示出自旋的飽和和飽和的自旋在成像序列的不同時(shí)刻a-e的平移，其中時(shí)刻a-e在圖2下部的時(shí)間流程中說(shuō)明。在時(shí)刻a進(jìn)行圖像平面23中的自旋的飽和，對(duì)該圖像平面23應(yīng)當(dāng)產(chǎn)生MR血管造影圖像。這例如可以通過(guò)90°飽和脈沖來(lái)進(jìn)行。為了使在圖2中從下方流入層23的靜脈自旋在信號(hào)拍攝中不具有信號(hào)分量，選擇其中自旋例如通過(guò)90°脈沖而飽和的其它飽和體積24。在時(shí)刻c直接在所述平面或體積23和24飽和之后，在動(dòng)脈21或靜脈22中使灰色顯示的區(qū)域飽和。通過(guò)動(dòng)脈和靜脈中的血流，飽和的自旋在動(dòng)脈或靜脈中繼續(xù)進(jìn)行，如在圖像d中可以看出的。在讀取窗25中的信號(hào)讀取期間，例如在時(shí)刻e靜脈自旋在總信號(hào)中不具有分量，因?yàn)轱柡偷淖孕魅雸D像平面23中。同樣，在層23中的靜止自旋在信號(hào)拍攝中具有很小的信號(hào)分量，因?yàn)樵撿o止的自旋同樣通過(guò)在時(shí)刻a的飽和脈沖而飽和。由此通過(guò)動(dòng)脈而新流入平面23中的自旋具有最高的信號(hào)分量。此外，可以在快速血流的階段觸發(fā)信號(hào)獲取，也就是說(shuō)信號(hào)獲取由EKG觸發(fā)地進(jìn)行或例如由脈沖觸發(fā)地進(jìn)行。在時(shí)刻a和b的預(yù)準(zhǔn)備的時(shí)間位置例如可以被選擇為，使得該預(yù)準(zhǔn)備在以下心臟階段之前不久進(jìn)行，在該心臟階段中血流流入待測(cè)量的平面中或待測(cè)量的體積中。在時(shí)刻a和b的飽和可以是利用90°脈沖的層選擇的飽和或者利用180°脈沖的層選擇的反轉(zhuǎn)。此外除了在時(shí)刻a和b的兩個(gè)飽和脈沖之外還可以實(shí)施用于抑制脂肪信號(hào)的模塊。脂肪信號(hào)抑制用于進(jìn)一歩抑制動(dòng)脈21之外的明亮的信號(hào)分量。
作為實(shí)際的成像序列，使用梯度回波序列或在所有空間方向上具有完全重聚焦的梯度的梯度回波序列，即所謂的True-Fisp序列。此外信號(hào)拍攝可以利用可變的、也就是在拍攝時(shí)間上連續(xù)變化的激勵(lì)翻轉(zhuǎn)角執(zhí)行。在True-Fisp序列的情況下還可以使用交替的重復(fù)時(shí)間以抑制脂肪信號(hào)。代替基于梯度回波的信號(hào)產(chǎn)生，還可以使用快速的自旋回波成像序列。在基于梯度回波的信號(hào)拍攝以及在基于自旋回波的信號(hào)拍攝的情況下，數(shù)據(jù)獲取都按照以下方式進(jìn)行，即原始數(shù)據(jù)空間或k空間非笛卡爾地進(jìn)行。在圖3中示出示例性的非笛卡爾的數(shù)據(jù)拍攝。在圖3的左側(cè)部分中示出用于圓形視場(chǎng)的掃描方案30，其中拍攝穿過(guò)k空間中心的輪輻。在此各個(gè)輪輻垂直于圖2的血流方向，也就是說(shuō)主流動(dòng)方向或者進(jìn)入顯示平面地進(jìn)行，或者離開(kāi)顯示平面地進(jìn)行。在圖3的右側(cè)圖像中，示出掃描方案31，該掃描方案導(dǎo)致圖像空間、也就是MR圖像中的橢圓形視場(chǎng)。在該右側(cè)圖中所示的掃描方案中，各個(gè)輪輻不像該圖像左側(cè)所示的那樣均勻地分布，而是當(dāng)用于說(shuō)明方向的鐘面被設(shè)為基礎(chǔ)時(shí)在9點(diǎn)或3點(diǎn)的區(qū)域中以更高的密度進(jìn)行，并且在12點(diǎn) 和6點(diǎn)以較小的密度進(jìn)行。在圖3右側(cè)的示例中示出的掃描方案例如為了產(chǎn)生大腿或腹部血管造影而優(yōu)化，在所述大腿或腹部血管造影中需要比上下擴(kuò)展更大的左右擴(kuò)展。整個(gè)大腿至腹部的期望的成像區(qū)域例如可以通過(guò)具有一定厚度的多個(gè)2D層來(lái)掃描，其中在2D層內(nèi)該掃描如圖3所示利用所示出的掃描方案之一徑向地進(jìn)行。在圖4中示出相鄰平面的掃描方案如何可能失效。在圖4中示意性示出用于第一層的掃描方案40與第二層的掃描方案41的不同之處在于,在兩個(gè)掃描方案40和41重疊的情況下除了 k空間中心之外不對(duì)相同的k空間點(diǎn)進(jìn)行掃描。這也適用于掃描方案42，從而優(yōu)選地在掃描方案40-42中沒(méi)有哪個(gè)輪輻與該方案中的另ー個(gè)輪輻相應(yīng)。各個(gè)輪輻的選擇可以隨機(jī)化地進(jìn)行，其中所述分布基本上均勻地分布在圓周上。成像序列也可以是三維成像序列，其中三維檢查體積在對(duì)該體積激勵(lì)之后通過(guò)在第三空間方向上使用附加的分區(qū)編碼梯度而被讀取，正如例如在圖6中示意性示出的那樣。在此用例如在第三空間方向(在此定義為z方向)上的8個(gè)分區(qū)編碼平面61或8個(gè)編碼步驟對(duì)三維k空間進(jìn)行圓柱形地掃描。如在圖6的右側(cè)部分中所示，各個(gè)平面61又被徑向掃描。在圖6所示的示例中，使用在圓形的k空間平面中具有均勻的輪輻分布的掃描方案。但是如圖3和圖4所示，還可以在該三維掃描方案中使用如圖3的右側(cè)圖像中的橢圓形k空間平面，或者如圖4所示可以隨機(jī)化地掃描各個(gè)分區(qū)平面，使得輪輻均勻地分布在圓周上。圖6的各個(gè)相鄰的分區(qū)平面又垂直于血流方向。同樣，輪輻的數(shù)量可以從圖6的具有kz=0的平面到更大的kz值的平面一直減小。在2D拍攝方法中，激勵(lì)層可以隨著輪輻的變化的取向而連續(xù)移動(dòng)，其中這些取向在此可以被這樣來(lái)選擇，使得一個(gè)輪輻的方向與前面的輪輻的方向相比相差特定的角度増量。如果角度増量這樣被選擇，即在N個(gè)輪輻之后又到達(dá)起始取向(即dPhi*N=180°或360° )，則可以通過(guò)選擇N個(gè)任意連續(xù)的輪輻組合成均勻覆蓋的k空間。如果在此選擇更小的角度増量，則這在借助所屬的z坐標(biāo)示意性地三維顯示輪輻的情況下導(dǎo)致螺旋形的圖案。但是如果對(duì)于所述角度増量選擇111. 25°的所謂“黃金角”值，則在選擇任意數(shù)量N的輪輻的情況下在平面中產(chǎn)生非常好的均勻分布的輪輻布置，尤其是當(dāng)N是斐波那契級(jí)數(shù)(O，1,2, 3, 5,8, 13，21，34，55，89，144，233，377，·· ·)。由此利用該方案可以回溯性地通過(guò)選擇或多或少的輪輻而引入針對(duì)重建結(jié)果的不同的折衷。利用更多的輪輻避免圖像偽影，但是為此在Z方向上獲得更小的清晰分配(也就是更厚的有效層)。利用更少的輪輻難以獲得無(wú)偽影的重建，為此所有數(shù)據(jù)都來(lái)自Z方向上的ー個(gè)更短的片段?？傊?，該非笛卡爾的數(shù)據(jù)獲取可以在臥榻11移動(dòng)時(shí)執(zhí)行。在此，毎次圖像獲取或甚至每單個(gè)信號(hào)獲取都可以在其它臥榻位置時(shí)進(jìn)行。MR血管造影圖像還可以根據(jù)“視圖共享方法”被重建，其中輪輻從相鄰平面中選擇以重建MR圖像。為了進(jìn)行圖像重建，可以采用用于非笛卡爾并行成像的方法，正如例如在Seiberlich等人，Magn Reson Med 61, 705-715 (2009)中所描述的。同樣，可以米用迭代的迭代方法，其中還可以將來(lái)自2D方法中的相鄰層的或來(lái)自3D方法中的分區(qū)的數(shù)據(jù)用作當(dāng)前要計(jì)算的層的或分區(qū)的起點(diǎn)。在此，使用時(shí)間上相鄰的階段的思路被應(yīng)用于空間維度，因?yàn)橛绕涫窃谕鈬茉煊皥D中在頭-腳方向上不同的層之間大多僅存在很小的區(qū)別。
此外為了進(jìn)行圖像重建可以使用來(lái)自壓縮檢測(cè)方法族中的重建方法，正如例如在Lustig et al. , Magn Reson Med 58,1182-1195(2007)中描述的。在圖5中類似于圖4中那樣不出不同的掃描方案50、51和52。這些掃描方案可以是2D拍攝方法的相鄰的層或者是3D拍攝方法中的相鄰的分區(qū)。掃描方案50-53產(chǎn)生橢圓形的視場(chǎng)，其中類似于圖3中那樣在掃描方案31中使用不均勻的輪輻分布，其中在3點(diǎn)和9點(diǎn)具有更高的密度。各個(gè)輪輻的分布又可以隨機(jī)化地進(jìn)行，但是在此具有不均勻分布的附加條件，即在k空間平面的定義的角度段中具有更高的輪輻密度。上面描述的不同可能性可以任意組合?？傊?，本發(fā)明使得可以拍攝多個(gè)薄的2D層或者在一次心跳中具有多個(gè)分區(qū)的完整的3D體積數(shù)據(jù)組，這明顯提高了該方法的效率。
權(quán)利要求
1.一種用于產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中檢查區(qū)域中的自旋通過(guò)入射至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和，并且在接下來(lái)的用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)提供比通過(guò)至少一個(gè)血管流入檢查區(qū)域中并且沒(méi)有通過(guò)至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和的自旋更小的信號(hào)強(qiáng)度，其中在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)讀取MR血管造影圖像的具有非笛卡爾軌跡的原始數(shù)據(jù)空間。
2.根據(jù)權(quán)利要求I的方法，其特征在于，通過(guò)以下方式來(lái)確定非笛卡爾軌跡，即該軌跡與檢查區(qū)域中的血液的主流動(dòng)方向正交并且是具有多個(gè)穿過(guò)原始數(shù)據(jù)空間的中心的輪輻的徑向軌跡。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的方法，其特征在于，徑向軌跡的各個(gè)輪輻被構(gòu)成為，使得在原始數(shù)據(jù)空間中張開(kāi)一個(gè)平面的各個(gè)輪輻的頻率不均勻地分布在該平面上，使得在垂直于血流的MR血管造影圖像中產(chǎn)生橢圓形或卵形視場(chǎng)來(lái)代替圓形視場(chǎng)。
4.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的信號(hào)拍攝之前執(zhí)行用于在信號(hào)拍攝期間抑制脂肪信號(hào)的模塊。
5.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，為了進(jìn)行用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的信號(hào)拍攝而拍攝基于梯度回波的MR信號(hào)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其特征在于，對(duì)于針對(duì)梯度回波的兩個(gè)高頻激勵(lì)脈沖之間的重復(fù)時(shí)間，交替地使用兩個(gè)不同的重復(fù)時(shí)間。
7.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，使用迭代的重建方法，用于由原始數(shù)據(jù)空間中的非笛卡爾軌跡進(jìn)行MR血管造影圖像的圖像重建，在該重建方法中在時(shí)間上的階段序列中拍攝多個(gè)檢查區(qū)域，其中在該階段序列中拍攝多個(gè)相鄰的檢查區(qū)域，其中對(duì)于一個(gè)檢查區(qū)域的MR血管造影圖像的迭代重建使用一個(gè)空間上相鄰的檢查區(qū)域的重建的MR血管造影圖像作為該迭代重建方法的起點(diǎn)。
8.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，進(jìn)行用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝，同時(shí)檢查區(qū)域經(jīng)過(guò)產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR設(shè)備。
9.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，所述檢查區(qū)域是具有預(yù)定厚度的層平面，其中進(jìn)行多個(gè)毗連的層平面的MR信號(hào)拍攝，這些層平面基本上垂直于血液的主流動(dòng)方向。
10.根據(jù)權(quán)利要求9的方法，其特征在于，徑向軌跡具有多個(gè)穿過(guò)原始數(shù)據(jù)空間的中心的輪輻，其中在原始數(shù)據(jù)空間中相鄰層平面的輪輻不同，使得在相鄰的層平面中除了原始數(shù)據(jù)空間的中心之外拍攝不同的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的方法，其特征在于，以隨機(jī)分布來(lái)選擇在原始數(shù)據(jù)空間中的輪。
12.根據(jù)權(quán)利要求I至8之一的方法，其特征在于，所述檢查區(qū)域是三維檢查體積，其中在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝中使用其它相位編碼梯度來(lái)用于第三空間方向上的編碼，該第三空間方向基本上平行于檢查體積中的血液主流動(dòng)方向。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的方法，其特征在于，三維檢查體積的原始數(shù)據(jù)空間構(gòu)成為圓柱形，其中所述其它相位編碼梯度位于所述檢查體積中的血液的主流動(dòng)方向上并且作為分區(qū)編碼梯度將圓柱形檢查體積在血液的主流動(dòng)方向上劃分為多個(gè)分區(qū)，其中在各個(gè)分區(qū)中徑向地在垂直于血液的主流動(dòng)方向的輪輻中讀取原始數(shù)據(jù)空間。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的方法，其特征在于，在原始數(shù)據(jù)空間中的相鄰分區(qū)中的輪輻是不同的，使得在相鄰的分區(qū)中除了原始數(shù)據(jù)空間的中心之外拍攝不同的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)，其中隨機(jī)分布地選擇輪輻。
15.根據(jù)權(quán)利要求13或14的方法，其特征在于，在各個(gè)分區(qū)中的輪輻的密度在分區(qū)方向上從圓柱形原始數(shù)據(jù)空間的中心到邊緣一直減小。
16.根據(jù)上述權(quán)利要求之一的方法，其特征在于，所述MR信號(hào)拍攝由EKG觸發(fā)地進(jìn)行。
17.一種用于產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的磁共振設(shè)備，具有 -高頻控制單元(14),用于入射至少一個(gè)高頻飽和脈沖,通過(guò)所述至少一個(gè)高頻飽和脈沖使得在檢查區(qū)域中的自旋飽和，并且在接下來(lái)的用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的信號(hào)拍攝中提供比通過(guò)至少一個(gè)血管流入檢查區(qū)域并且不通過(guò)至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和的自旋更小的信號(hào)強(qiáng)度， -用于控制磁場(chǎng)梯度的梯度控制單元(15)， -圖像序列控制單元(13)，用于控制高頻控制單元以及用于控制梯度控制單元，并且用于控制MR信號(hào)拍攝，其中圖像序列控制單元通過(guò)以下方式控制信號(hào)拍攝，使得所述圖像序列控制單元讀取MR血管造影圖像的具有非笛卡爾軌跡的原始數(shù)據(jù)空間。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中檢查區(qū)域中的自旋通過(guò)入射至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和，并且在接下來(lái)的用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)提供比通過(guò)至少一個(gè)血管流入檢查區(qū)域中并且沒(méi)有通過(guò)至少一個(gè)高頻飽和脈沖而飽和的自旋更小的信號(hào)強(qiáng)度，其中在用于產(chǎn)生MR血管造影圖像的MR信號(hào)拍攝時(shí)讀取MR血管造影圖像的具有非笛卡爾軌跡的原始數(shù)據(jù)空間。
文檔編號(hào)A61B5/055GK102854482SQ20121022523
公開(kāi)日2013年1月2日 申請(qǐng)日期2012年6月29日 優(yōu)先權(quán)日2011年6月29日
發(fā)明者P.施米特 申請(qǐng)人:西門子公司