專利名稱：優(yōu)化血管造影磁共振圖像的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種優(yōu)化檢查對象的血管造影磁共振圖像的方法以及一種為 此的磁共振設(shè)備。本發(fā)明尤其用于產(chǎn)生外圍磁共振血管造影，其中，在不使用 造影劑的情況下產(chǎn)生血管造影圖像。不使用造影劑產(chǎn)生^f茲共振血管造影圖像的 一種可能性在于采用快速自旋回波成像序列，其中例如可以將三維的快速自旋 回波成像序列與所謂的半傅立葉技術(shù)相組合。在半傅立葉技術(shù)中， 一半傅立葉 空間或k空間沒有完全填充測量數(shù)據(jù)，在再現(xiàn)期間未采集的數(shù)據(jù)通過數(shù)據(jù)的對 稱要求來計(jì)算。在這樣的半傅立葉快速自旋回波成像序列中，當(dāng)在緩慢的血流 下記錄數(shù)據(jù)時，在對序列適當(dāng)參數(shù)化后可以明亮地顯示血管。而當(dāng)在信號拍攝 時血流較快時，血管顯示得暗。
背景技術(shù)：
在不使用造影劑的磁共振血管造影中一個特殊的問題是在MR圖像的血管 顯示中將動脈與靜脈分開。為此可以使數(shù)據(jù)記錄與心臟周期(并由此與血液循 環(huán))同步，例如借助EKG觸發(fā)并在EKG觸發(fā)下記錄MR數(shù)據(jù)。為此拍攝心臟 階段的第一數(shù)據(jù)組，在該階段:中檢查區(qū)域中的動脈和靜脈中的血流都比較緩慢， 由此導(dǎo)致動脈或靜脈在圖像中都顯示得比較亮。而當(dāng)在心臟周期的第二階段拍 攝第二數(shù)據(jù)組時，在該第二階段檢查區(qū)域中動脈中的血流較快而靜脈中的血流 較慢，則在相應(yīng)的血管造影圖像中動脈較暗而靜脈較亮。以下將其中在血液循 環(huán)中在檢查區(qū)域的動脈和靜脈中血流較慢的第 一 階段稱為心臟舒張階段(或心 臟舒張期)，而將在血液循環(huán)中在檢查區(qū)域的動脈中的血流較快而靜脈中的血流 較慢的第二階段稱為心臟收縮階段(或心臟收縮期)。由于血液從心臟流到檢查 區(qū)域所需的時間，這樣定義的收縮期的出現(xiàn)一般要相對于一般稱為收縮期的心 肌下心室的收縮有一個延時。相應(yīng)地心臟舒張期也是如此。現(xiàn)在期望將動脈信 息與靜脈信息分開。由在收縮期拍攝的血管造影圖像應(yīng)能識別靜脈，因?yàn)閳D像 中的動脈暗而靜脈亮。為了識別動脈需要將在舒張期拍攝的MR數(shù)據(jù)從在收縮
期中拍攝的MR數(shù)據(jù)中減去。
為了抑制周圍非流動的組織的信號分量，可以在實(shí)際圖像拍攝前在實(shí)際的
信號激勵之前使用一個180°脈沖(反向恢復(fù)脈沖)。對于具有說明力的MR血 管造影圖像和將動脈與靜脈分開來說，重要的是，準(zhǔn)確找出心臟周期中的舒張 期和收縮期，然后在這兩個時刻拍攝MR血管造影圖像。在此與本發(fā)明有關(guān)的 是時刻，在此清楚的是，圖像拍攝不可能在無限小的時間段內(nèi)進(jìn)行，收縮期和 舒張期也不可能是無限小的時間段。在US 6801800 B2以及Mitsue Miyazaki等 人的文章"Non-Contrast-Enhanced MR Angiography using 3D ECG-Synchronized Half-Fourier Fast Spin Echo", Journal of Magnetic Resonance Imaging 12: 776-783， 2000中描述了 ，在心臟周期的不同時刻拍攝EKG觸發(fā)的準(zhǔn)備圖像 (Praeparationsaufnahme),其中，為操作人員顯示不同的EKG觸發(fā)的圖像。操 作人員現(xiàn)在必須對圖像進(jìn)行評價(jià)并找出其中顯示動脈和靜脈的第 一圖像，以及 其中動脈被抑制的第二圖像。然后操作人員必須接受屬于所選出的圖像的觸發(fā) 延遲，以實(shí)施MR血管造影。這些過程是非常耗時且很容易出錯的。此外，選 擇正確的準(zhǔn)備圖像需要特殊的訓(xùn)練有素且具有專業(yè)知識的人員。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題在于，簡化非造影劑增強(qiáng)的MR血管造影， 使得可以更加簡單且更快的方式確定正確的成像參數(shù)。
本發(fā)明的技術(shù)問題通過一種優(yōu)化血管造影磁共振圖像的方法來解決，在該 血管造影磁共振圖像中可以將動脈和靜脈分開顯示，其中，在第一步驟中拍攝 多幅磁共振概貌圖像，在拍攝這些磁共振概貌圖像時至少改變一個成像參數(shù)。 然后借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)自動計(jì)算至少一個優(yōu)化的成像參數(shù)，并將優(yōu)化的成像參數(shù)用 于拍攝血管造影磁共振圖像，其中，將動脈和靜脈分開顯示。在按照本發(fā)明的 方法中，操作人員不必研究多幅磁共振概貌圖像以確定用于將動脈和靜脈分開 的成像參數(shù)。由此減輕了操作人員的負(fù)擔(dān)，人員不需要為該血管造影方法進(jìn)行 特殊的培訓(xùn)，并且縮短了受檢人員在磁共振設(shè)備中停留的時間，因?yàn)樽詣拥卮_ 定優(yōu)化的成像參數(shù)比起通過觀察多幅磁共振圖像來手動地確定要明顯快得多并 且較少出錯。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式，這樣對成像參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化，使得在心臟周期 的兩個不同階段拍攝血管造影磁共振圖像，以分開動脈和靜脈。在上述情況下，
心臟周期指血液循環(huán)，因?yàn)檠魉俣仁瞧饹Q定作用的參數(shù)。如上所述，優(yōu)選在 心臟周期的兩個時刻拍攝磁共振血管造影圖像，因?yàn)樵谡_地選擇時刻的情況 下可以實(shí)現(xiàn)靜脈或動脈間的信號區(qū)分。為此優(yōu)選在心臟周期的不同時刻拍攝磁 共振概貌圖像。同樣還優(yōu)選對心臟周期進(jìn)行監(jiān)測，在此可能的優(yōu)化的成像參數(shù)
可以是觸發(fā)延遲TD。當(dāng)然，本發(fā)明不限于對觸發(fā)延遲的優(yōu)化。本發(fā)明的方法
還可以用于在這類血管造影測量中優(yōu)化任何其它的成像參數(shù)。例如還可以利用 本發(fā)明要求保護(hù)的方法來優(yōu)化梯度通斷和梯度振幅。同樣還可以優(yōu)化多個成像 參數(shù)，其中，例如在第一步驟中僅優(yōu)化一個成像參數(shù)，而使其它待優(yōu)化的成像 參數(shù)在該第一優(yōu)化步驟期間保持恒定。在該第一成像參數(shù)被優(yōu)化之后，可以在 另一步驟中嘗試優(yōu)化第二成像參數(shù)，其中，可以檢驗(yàn)是否可以通過優(yōu)化該第二 成像參數(shù)來進(jìn)一步改善質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)。該第二步驟中的優(yōu)化一般比起在兩維查找區(qū) 域內(nèi)費(fèi)勁的查找要快得多，但是通常在該兩維查找區(qū)域內(nèi)找不到全局的優(yōu)化。 根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式，對拍攝收縮期的血管造影-磁共振圖像計(jì)算優(yōu)化的
觸發(fā)延遲TDSys，以及對拍攝舒張期的血管造影磁共振圖像計(jì)算優(yōu)化的觸發(fā)延遲 TDDia。通過優(yōu)化的觸發(fā)延遲可以這樣控制成像，使得一次在圖像中同時明亮地 顯示動脈和靜脈，而另一次則僅明亮地顯示靜脈，從而使得通過差值成像得到 的圖像基本上僅顯示動脈。
在改變成像參數(shù)以拍攝不同的磁共振概貌圖像時，可以使觸發(fā)延遲在最大 值和最小值之間變化，以產(chǎn)生不同的磁共振概貌圖像。優(yōu)選這樣改變觸發(fā)延遲， 使得磁共振概貌圖像覆蓋整個心臟周期。.
如本文開始所述，為了進(jìn)行非造影劑增強(qiáng)的MR血管造影可以組合地使用
三維快速自旋回波序列和半傅立葉技術(shù)。在此，三維成像序列不是指連續(xù)地激
勵多個具有一定厚度的兩維的層，而是在本發(fā)明的意義下三維成像序列是指激
勵一個較大立體中的核自旋，其中，在第三維中的分辨率如在3D拍攝技術(shù)中
的通常情況那樣通過另一相位編碼梯度來實(shí)現(xiàn)。在快速半傅立葉技術(shù)中，通常 沿著一個唯一的回波序列測量一個相位編碼方向上的所有相位編碼線，而使其
它相位編碼方向上的相位編碼梯度的磁矩對于該回波序列的所有回波都保持恒 定。然后對于其它相位編碼梯度的不同磁矩來重復(fù)這些回波序列。
應(yīng)該能用較短的拍攝時間來拍攝磁共振概貌圖像，并且用于拍攝磁共振概 貌圖像所使用的序列應(yīng)盡可能與用于拍攝血管造影3D-MR數(shù)據(jù)的序列具有相 同的流體敏感性。按照本發(fā)明，滿足這一要求的一種可能性在于，采用與用于
3D-MR測量的成像序列基本上相同的成像序列來產(chǎn)生磁共振概貌圖像，其中， 對于磁共振概貌圖像斷開在三維成像序列的兩個相位編碼方向中之一上的相位 編碼梯度。在采用快速自旋回波序列時為了例如拍攝磁共振概貌圖像分別接通 3D序列的、相位編碼梯度在層方向上為零的回波序列。在不同的》茲共振概貌圖 像之間待優(yōu)化的成像參數(shù)被改變。通過使用具有在一個方向上斷開的梯度編碼 的三維成像序列將被激勵的檢查立體投影到兩維MR圖像上。
使用應(yīng)對其拍攝血管造影圖像的三維激勵立體來產(chǎn)生兩維概貌圖像是使 本發(fā)明方法最大程度自動化的重要步驟，因?yàn)榭梢匀サ粲糜跒楦琶矆D像來定位 激勵立體的額外的定位步驟。在激勵如通常在兩維測量情況中的、較薄的層時， 必須首先通過操作人員來確定要顯示的血管是否真的處于被激勵的立體中。采 用具有在一個方向上斷開的相位編碼的三維成像序列還具有這樣的優(yōu)點(diǎn)，即對 于為確定質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)而使用的圖像來說使用與用于隨后的實(shí)際血管造影測量的序 列相同的序列模式并由此使用相同的流體敏感性。與3D快速自旋回波序列不 同，2D快速自旋回波序列例如一般接通若干個抑制不期望的非完善的再聚焦脈 沖的信號所需的梯度。由此2D快速自旋回波序列也具有不同的流體敏感性。
根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式，可以將多個磁共振概貌圖像成對地」波此相減，以 產(chǎn)生差值圖像。然后可以將這些差值圖像用作計(jì)算質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)的基礎(chǔ)。借助差值 圖像可以識別在概貌圖像中是否涉及到心臟的收縮階段和舒張階段，因?yàn)樵谶@ 種情況下，如本文開始所述，由于靜脈在兩幅圖像中具有相同的信號分量，而 動脈在收縮階段和舒張階段的信號分量發(fā)生改變，在差值圖像中應(yīng)該僅能看到 動脈。
按照本發(fā)明的另 一 實(shí)施方式，可以對磁共振概貌圖像或差值圖像進(jìn)行遮掩 (maskieren)或?yàn)V波。遮掩或?yàn)V波的目的是，不考慮或少考慮相克貌圖像或差值 圖像中位于預(yù)定區(qū)域之外的圖像點(diǎn)。在MR圖像冠狀取向時，例如在MR圖像 上邊緣和下邊緣在體軸方向上的信號強(qiáng)度發(fā)生畸變。這是在該區(qū)域中B。場不均 勻性的結(jié)果。該畸變可以造成確定質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)時的誤差。這可以通過遮掩該區(qū)域 來防止。
在確定質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)時優(yōu)選對差值圖像進(jìn)行逐像素的檢查，其中例如可以將每 個圖像點(diǎn)分類為動脈、背景、或未定義的圖像點(diǎn)。這可以通過使用分割算法或 可選地通過關(guān)于動脈的位置和形狀的已有知識來實(shí)現(xiàn)。
如果計(jì)算的結(jié)果給出被分類為動脈的圖像點(diǎn)的數(shù)量大于背景圖像點(diǎn)的數(shù)
量，則棄用該差值圖像或者將質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)置為零或包含4艮小的值。
質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)是對能夠在差值圖像中識別動脈的程度的度量。 一種確定質(zhì)量標(biāo) 準(zhǔn)的可能性是確定被分類為動脈的圖像點(diǎn)與被分類為背景的圖像點(diǎn)之間的平均 信號差別。如果例如動脈和背景之間的平均信號差別比較大，則可以推斷出差 值圖像具有良好的質(zhì)量，即在差值圖像中可以很好地識別動脈。每個差值圖像 在其從中產(chǎn)生的磁共振概貌圖像上都對應(yīng)于待優(yōu)化的成像參數(shù)的值對。作為優(yōu) 化的結(jié)果，利用該對應(yīng)于差值圖像、使質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)最大化的值對。如果例如在拍 攝磁共振概貌圖像時將觸發(fā)延遲作為成像參數(shù)加以改變，則每個差值圖像對應(yīng) 于兩個延遲時間。現(xiàn)在使質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)最大化的差值圖像確定兩個所尋找的觸發(fā)延
遲TDSys和TDDia。 TDoia被設(shè)置為等于其被減數(shù)的觸發(fā)延遲，TDsys被設(shè)置為等 于其減數(shù)的觸發(fā)延遲。
在一實(shí)施方式中，可以利用觸發(fā)延遲變化ATD逐步掃描心臟周期，從而可 以在心臟周期的一個R齒間隔內(nèi)利用不同的觸發(fā)延遲進(jìn)行檢查，這些觸發(fā)延遲 分別相差A(yù)TD。但在另一實(shí)施方式中還可以在第一優(yōu)化過程中以較大的步長改 變觸發(fā)延遲TD，并由此計(jì)算出第一粗略的觸發(fā)延遲TD^和TDDia。而在第二 優(yōu)化過程中則以較小的步長在較小的范圍內(nèi)改變觸發(fā)延遲，以更詳細(xì)地確定在 第一過程中確定的觸發(fā)延遲TDsys和TDDia。通過這種兩部分的優(yōu)化可以總地縮 短拍攝概貌圖像的拍攝時間，因?yàn)榕c在一個過程中以小的觸發(fā)延遲步長來檢查 心臟周期的實(shí)施方式相比，總共需要拍攝的概貌圖像更少。在現(xiàn)有技術(shù)中相應(yīng) 的兩步方法不可能導(dǎo)致總檢查持續(xù)時間的縮短，因?yàn)椴僮魅藛T在第 一步驟后觀 看圖像并為第二步驟確定成像參數(shù)所需的時間 一般要長于通過減少概貌圖像的 總數(shù)而節(jié)約的測量時間。
按照另 一實(shí)施方式，還可以在所產(chǎn)生的相減圖像上使用血管增強(qiáng)的過濾 器，以例如簡化分割。但該血管增強(qiáng)的過濾器不是一定要使用的。常常還可以 在未經(jīng)過濾的差值圖像中足夠準(zhǔn)確地識別出動脈。
在利用質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)識別出該導(dǎo)致血管的最佳對比度的一個或兩個差值圖像 后，可以將所計(jì)算的成像參數(shù)顯示給磁共振設(shè)備的操作人員，在此該成像參數(shù) 是觸發(fā)延遲TDsys和TDoia。操作人員可以檢驗(yàn)所顯示的值的真實(shí)性，并在隨后 的三維MR血管造影測量中應(yīng)用。如果要繼續(xù)減少用戶的互動，還可以在優(yōu)化 之后將所計(jì)算的觸發(fā)延遲直接傳送給圖像拍攝單元，然后圖像拍攝單元利用所 計(jì)算出的觸發(fā)延遲進(jìn)行血管造影測量。
此外本發(fā)明還涉及一種用于優(yōu)化檢查對象的血管造影磁共振圖像的磁共 振設(shè)備，其中，在血管造影磁共振圖像中要將動脈和靜脈分開顯示。該磁共振 設(shè)備優(yōu)選具有圖像拍攝單元，用于拍攝多幅概貌圖像，其中，在拍攝時改變一 個成像參數(shù)，如觸發(fā)延遲。還具有計(jì)算單元，其借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)對成像參數(shù)進(jìn)行 優(yōu)化。輸出單元輸出該優(yōu)化的成像參數(shù)。優(yōu)化的成像參數(shù)可以在顯示單元上顯 示，或者傳輸給圖像產(chǎn)生單元，圖像產(chǎn)生單元接收該優(yōu)化的成像參數(shù)并利用該 經(jīng)過優(yōu)化的值進(jìn)行血管造影磁共振測量。
此外本發(fā)明還涉及一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，當(dāng)其在計(jì)算機(jī)系統(tǒng)中執(zhí)行時實(shí)施 以上所述的方法。同樣本發(fā)明還涉及一種具有控制信息的可讀電子數(shù)據(jù)載體， 當(dāng)在計(jì)算機(jī)系統(tǒng)中使用該數(shù)據(jù)載體時，實(shí)施以上所述的方法。


以下借助附圖詳細(xì)描述本發(fā)明，其中，
圖1示意性示出根據(jù)本發(fā)明的用于優(yōu)化血管造影測量的磁共振設(shè)備； 圖2示意性示出成像序列的一部分以及對心臟周期的同時監(jiān)測； 圖3示出具有在MR血管造影測量中優(yōu)化參數(shù)步驟的流程圖； 圖4示出具有其它用于參數(shù)優(yōu)化地設(shè)置MR血管造影步驟的流程圖。
具體實(shí)施例方式
圖1示意性示出可以在實(shí)施血管造影測量前以簡單的方式優(yōu)化成像參數(shù)的 磁共振設(shè)備。這樣的MR設(shè)備具有用于產(chǎn)生極化場Bo的磁鐵10。檢查對象、 在此是受檢人員11,在臥榻13上被移入該^f茲鐵，如箭頭12示意性示出的。 MR設(shè)備還具有用于產(chǎn)生磁場梯度的梯度系統(tǒng)14，磁場梯度用于成像和位置編 碼。為了激勵在主磁場中出現(xiàn)的極化而設(shè)置了高頻線圈裝置15,其向受檢人員 ll發(fā)射高頻場，以使磁化從平衡位置發(fā)生偏轉(zhuǎn)。設(shè)置了用于控制磁場梯度的梯 度單元17以及控制入射的高頻脈沖的HF單元16。圖像拍攝單元18集中地控 制磁共振設(shè)備，成像序列的選擇同樣也在圖像拍攝單元中進(jìn)行。操作人員可以 通過輸入單元19來選擇序列記錄、輸入成像參數(shù)以及更改在顯示器20上顯示 的成像參數(shù)。
MR設(shè)備的一般工作原理是本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的，因此對一般的組件不 再詳細(xì)描述。該MR設(shè)備還具有計(jì)算單元21，在其中可以自動計(jì)算成像參數(shù)并
進(jìn)行優(yōu)化。
圖1所示的MR設(shè)備可以用于利用磁核共振產(chǎn)生血管造影圖像。本發(fā)明優(yōu) 選涉及未經(jīng)造影劑增強(qiáng)的血管造影拍攝。這樣的血管造影拍攝可以利用成像序 列來進(jìn)行，如半傅立葉快速自旋回波序列，其中在一個回波序列期間拍攝在一 個相位編碼方向如ky上的所有相位編碼線，而在該三維成像序列中在其它相位 編碼方向(如kj上相位編碼梯度的振幅對于該回波序列的所有回波都相同。 然后，在第二相位編碼梯度方向(這里為kz)上對相位編碼梯度的不同的值重 復(fù)該具有90。激勵脈沖和再聚焦脈沖的回波序列。為了能夠在非造影劑增強(qiáng)的 MR血管造影中將動脈與靜脈分開，按照本發(fā)明的實(shí)施方式需要在心臟周期的 收縮期和舒張期期間拍攝血管。在舒張期、即心臟的恢復(fù)階段，動脈和靜脈中 的血流速度緩慢，而在收縮期心肌收縮，血流速度在動脈中快而在靜脈中慢。 這樣的成像序列通?？梢岳脤π呐K活動的監(jiān)測借助心電圖來拍攝。在接通該 回波序列之前為了抑制背景和脂肪信號通常使用180。反向脈沖，該脈沖在時間 上這樣接通，使得在實(shí)際信號拍攝時背景信號具有盡可能小的信號分量。
圖2示意性示出成像序列的一段，其中通過心電圖(EKG)的兩個R齒25 顯示心臟的活動。在檢測到心電圖中的R齒后，利用觸發(fā)延遲TD觸發(fā)成像序 列。在開始是180。反向脈沖26,在該反向脈沖26之后經(jīng)過時間段TI后是實(shí)際 的成像序列27。該示意性示出的成像序列27僅為整個3D成像序列27的一部 分，在此僅在記錄下一個R齒之后的其余MR信號之前讀出與心率一樣多的回 波序列。RR是R齒間距。還可以在一個RR間隔中僅讀取一個回波序列，在此 可能需要僅在每第n個(n=2， 3) RR間隔中拍攝圖像數(shù)據(jù)，以避免對信號的 共同計(jì)算。
對于優(yōu)化的MR血管造影圖像期望的是，在信號拍攝時能觸及RR間隔中 收縮期和舒張期的時刻。按照本發(fā)明的實(shí)施方式，改變拍攝概貌圖像時的延遲 TD,以便能夠自動地計(jì)算對于收縮期的優(yōu)化的觸發(fā)延遲TD^和對于舒張期的 優(yōu)化的觸發(fā)延遲TD^。
以下將結(jié)合圖3和圖4來描述該優(yōu)化方法。
該方法在步驟30開始后，在步驟31利用不同的觸發(fā)延遲TD產(chǎn)生不同的 概貌圖像。在此概貌圖像的數(shù)量N與受檢人員的心率相適應(yīng)，由此總體上覆蓋 整個心臟周期。在此不同的觸發(fā)延遲TD之間相差A(yù)TD。如從圖2容易看出的， 因此必須產(chǎn)生能夠滿足以下條件的那么多數(shù)量的概貌圖像
<formula>formula see original document page 12</formula>
在此Trr是丙個R齒間的平均時間間隔。ATD例如可以選4奪為在50至 100ms之間。概貌圖像利用三維的半傅立葉快速自旋回波成像序列拍攝，其中， 第二相位編碼方向上的相位編碼梯度被置為零。然后將整個被激勵的立體投影 到兩維圖像上，由此在正確定位的情況下可以保證要顯示的血管肯定包含在概 貌圖像中。此外還避免了拍攝概貌圖像的額外的再定位步驟。如以下還要結(jié)合 圖4詳細(xì)描述的那樣，借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)對所產(chǎn)生的概貌圖像進(jìn)行更詳細(xì)的研究， 以及計(jì)算出優(yōu)化的觸發(fā)延遲TDoia和TDSys (步驟32 )?，F(xiàn)在可以將所計(jì)算出的 3D立體的觸發(fā)延遲為操作人員顯示在顯示設(shè)備20上(例如TDDia=400ms和 TDSys=650ms )。操作人員然后可以將這些優(yōu)化的成像參數(shù)通過輸入單元19輸入 到成像序列中，然后可以利用優(yōu)化的收縮期和舒張期觸發(fā)延遲拍才聶三維MR血 管造影圖像(步驟33和34 )。如果不期望與操作人員的交互或者測量流程還需 進(jìn)一步優(yōu)化，還可以將計(jì)算出的優(yōu)化的觸發(fā)延遲直接傳送給圖像拍攝單元18, 然后圖像拍攝單元18自動進(jìn)行三維MR血管造影測量。在進(jìn)行MR血管造影 測量之后，可以在步驟35顯示MR血管造影圖像中的靜脈血管系統(tǒng)，和/或在 步驟36顯示動脈血管系統(tǒng)。該方法在步驟37結(jié)束。本發(fā)明方法的優(yōu)點(diǎn)在于， 操作人員不必對不同觸發(fā)延遲下所拍攝的概貌圖像進(jìn)行研究以得到優(yōu)化的觸發(fā) 延遲。
圖4更確切地示出本發(fā)明的方法。在步驟41開始之后，產(chǎn)生概貌圖像， 即所拍攝的三維立體的兩維投影圖像，在此每個概貌圖像Ij(x,y)都包含靜態(tài)組 織和流動的組織部分的信號。下標(biāo)i表示概貌圖像的數(shù)量，并介于1和N之間。 在這些概貌圖像中，圍繞血管的組織的信號分量、即所謂的背景信號高，而血 管則難以辨認(rèn)。通常該背景信號甚至較強(qiáng)，因?yàn)閷τ谌舾衫迕椎膶雍駚碚f很多 組織都為信號背景作出貢獻(xiàn)。列下標(biāo)x ( lSx^Nj行下標(biāo)y ( lSy$Ny)表示圖 像點(diǎn)的空間位置，其中，x軸沿讀出方向延伸，y軸沿第一相位編碼梯度延伸。 與每個概貌圖像Ii(x,y)相關(guān)的觸發(fā)延遲表示為
<formula>formula see original document page 12</formula> 。 (2)
TD,是第一概貌圖像的觸發(fā)延遲，其通常可以被置為零。在步驟42中產(chǎn)生 了所有概貌圖像之后，可以在步驟43中對概貌圖像進(jìn)行遮掩，這意味著將位于 一窗口之外的圖像點(diǎn)的值置于零。假設(shè)Xw， yw是該窗口的中心，該窗口在列方
向上的長度為Wx，在行方向上的長度為Wy，則在遮掩后圖像點(diǎn)的值為
<formula>formula see original document page 13</formula>
否則
在下一步驟44將每個遮掩的概貌圖像從每個其它的概貌圖中減去<formula>formula see original document page 13</formula> (4)
這給出總共N(N-1)個新的圖像，即所謂的差值圖像或相減圖像。然后在步 驟45中可以可選地對所產(chǎn)生的差值圖像應(yīng)用血管過濾器，但該血管過濾器不是 必須的。在步驟46對每個所產(chǎn)生的相減圖像計(jì)算質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)Qi,j，在此質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn) Qij再現(xiàn)出相減圖像Sg(x,y)中的動脈顯示(步驟46)。在步驟47確定使質(zhì)量標(biāo) 準(zhǔn)最大化的相減圖像。這意味著利用最高質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)Q來選擇相減圖像?，F(xiàn)在， 當(dāng)確定了具有最佳質(zhì)量、即根據(jù)質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)具有對動脈的最好顯示的差值圖像后， 可以在步驟48確定用于獲得具有最好質(zhì)量的差值圖像的概貌圖像對。利用關(guān)于 該兩幅概貌圖像的知識可以在步驟49中確定分別屬于概貌圖{象的觸發(fā)延遲 TD^和TDDia。然后可以在步驟50利用該優(yōu)化的觸發(fā)延遲進(jìn)行血管造影MR拍 攝。該方法在步驟51結(jié)束。
通過步驟44中的相減使背景信號分量最小化，因?yàn)閷τ诓贿\(yùn)動的組織來 說在不同的觸發(fā)延遲下的信號一般是相同的。在該差值成像中，將每一幅圖像 從另 一幅圖像中減去，這意味著每一幅圖像都是最佳舒張圖像的可能的候選， 每一幅圖像都是最佳收縮圖像的潛在的候選。在步驟44后， 一般得到三類相減 圖像當(dāng)在兩幅候選圖像的動脈中血流速度相等時，所得到的差值圖像通?；?本上僅包含噪聲。當(dāng)在舒張候選圖像中的血流速度明顯高于收縮候選圖像中的 血流速度時，則動脈相對于背景顯現(xiàn)得暗。當(dāng)在收縮候選圖像中的血流速度明 顯高于舒張候選圖像中的血流速度時，則動脈相對于背景顯現(xiàn)得亮而靜脈為暗， 因?yàn)殪o脈速度在收縮期和舒張期之間基本上沒有變化。最后提到的 一類是所期 望的。
對于計(jì)算質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)，在一個步驟中對差值圖像Sjj(x,y)的每個圖像點(diǎn)確定其 是動脈圖像點(diǎn)、背景圖像點(diǎn)還是未定義的圖像點(diǎn)。然后使差值圖像的質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn) 等于動脈圖像點(diǎn)平均信號強(qiáng)度與背景圖像點(diǎn)平均信號強(qiáng)度之差。為了避免候選 圖像的排序矛盾，將其中動脈圖像點(diǎn)數(shù)大于背景圖像點(diǎn)數(shù)的候選圖像對排除在
外。假設(shè)Mij(x,y)是屬于差值圖像Si,j(x,y)的遮掩圖像，則對于該遮掩圖像將動 脈圖像點(diǎn)N動脈設(shè)為1、背景圖像點(diǎn)N肖景設(shè)為-l,而將未定義圖像點(diǎn)設(shè)為0。在 這種情況下，質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)為
<formula>formula see original document page 14</formula>
w動脈"w^背景("') 否則
其中
1 n = 0
0否則
(6)
是冠狀角德爾塔函數(shù)(Kronecker-Deltafunktion )。
(7)
是被分類為動脈的圖像點(diǎn)Si,j(x,y)的數(shù)量。
^背景("')=￡|>[風(fēng),,"力+ 1] (8)
是被分類為背景的圖像點(diǎn)Sg(x，y)的數(shù)量。
以下將詳細(xì)描述對差值圖像進(jìn)行分割的方法。在此分割表示將圖像點(diǎn)分類 為動脈圖像點(diǎn)、背景圖像點(diǎn)或未定義圖像點(diǎn)。在對差值圖像的圖像點(diǎn)進(jìn)行劃分 時，可以 -使用7>知為滯后閾值方法(Hysterese-Schwellwertverfahren )的4支術(shù)。 該技術(shù)是基于屬于動脈的圖像點(diǎn)彼此連接這一事實(shí)的分割算法。該分割算法的 輸入是兩個闊值Thresh,。w和Threshhigh，其中Thresh^〈Threshhigh。該算法查找 差值圖像中的所有圖像點(diǎn)。每個信號強(qiáng)度大于或等于Threshhigh且尚未被分類的 圖像點(diǎn)被作為動脈的種子點(diǎn)。所有種子點(diǎn)以及所有強(qiáng)度值等于或大于Thresh,。w 且與種子點(diǎn)直接連接或通過其它強(qiáng)度值大于或等于Thresh,。w的圖^f象點(diǎn)連接的點(diǎn) 同樣被分類為動脈圖像點(diǎn)。此外還可以第二次運(yùn)行分割算法，其中將所有在第 一次運(yùn)行中未被分類且其標(biāo)稱距離小于與在第一次運(yùn)行中被分類為動脈圖像點(diǎn) 的圖像點(diǎn)的最小距離DISTmin的圖像點(diǎn)分類為未定義的。執(zhí)行該第二運(yùn)行的目 的在于使閾值參數(shù)的當(dāng)前值與質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)的值之間的依賴性最小。最后，將既未 被分類為動脈圖像點(diǎn)也未被分類為未定義圖像點(diǎn)的所有圖像點(diǎn)分類為背景圖像
點(diǎn)。此外還必須確定參數(shù)Thresh^、 Threshhigh和DISTmin。 一般來說不能使用固 定的經(jīng)驗(yàn)值，因?yàn)橄袼刂狄蕾囉谒褂玫慕邮站€圈、線圏在患者身上的位置以 及許多其它因素。以下關(guān)于動脈的知識例如可以用于計(jì)算閾值參數(shù)
1. 主動脈的方向是否沿著x方向或y方向延伸。
2. 可以垂直于主動脈方向以圖像點(diǎn)為單位粗略地估計(jì)主動脈的最小厚度 TH動脈。
3. 此外還可以使用關(guān)于圖像中主動脈的數(shù)量N動脈的已有知識。
4. 可以將圖像中在主動脈方向L動脈上以像素大小為單位的主動脈的大致 長度作為已有知識來確定。
如果主動脈方向沿著y軸，則使用以下算法來計(jì)算閾值參數(shù)。 為動脈i動脈分配存儲空間，其中可以將Wy存儲為整數(shù)，并且可以利用計(jì)算
單元所能表示的最小整數(shù)值來初始化整數(shù)變量Imax。
對于圖像窗口的每行y , N動脈x TH動脈個圖像點(diǎn)具有最大強(qiáng)度。使用該值
的最小值并將其存儲在陣列U脈的以下位置上
<formula>formula see original document page 15</formula> (7) 在此int表示首先將括號中的值取整。然后將該值的最大值與Imax比較。當(dāng)其大
于Imax時，用被檢查的行的最大值來替代Imax的值。
在對圖像窗口的所有行都進(jìn)行了處理之后，將該陣列中的值按升序排列，
乂人而4吏才尋i動脈為
<formula>formula see original document page 15</formula> (8)
最后，設(shè)置
<formula>formula see original document page 15</formula>(9)
DIST=TH動脈
如果主動脈方向沿著x軸，則采用類似的處理過程，其中，用列下標(biāo)x來 替代行下標(biāo)y,用窗口大小Wx來替代窗口大小Wy。此外在第二步驟中對該圖 像窗口逐列地進(jìn)行處理。
對于在步驟43中實(shí)施的對概貌圖像的遮掩，必須定義圖像窗口。該窗口 可以由搡作人員在層定位的過程中圖形地定義。優(yōu)選自動地定義圖像窗口。這 樣的血管造影測量通常利用圖像的冠狀定向和大的視野在四肢中進(jìn)行。在圖像
說明書第12/14頁
的頭-腳方向的邊緣由于在該區(qū)域中的Bo場非均勻性通常造成較大的磁場畸變。 該區(qū)域會干擾用于對像素分類的分割算法，因此這些干擾圖像點(diǎn)應(yīng)位于圖像窗
口之外。以下對圖像窗口的簡單的自動確定 一般能夠滿足這一要求
<formula>formula see original document page 16</formula>
(10)
另一種可能性是使用血管過濾器將圖像中特定方向和大小的類似于血管 的結(jié)構(gòu)加強(qiáng)。在現(xiàn)有技術(shù)中公知有不同的這類血管過濾器，在此可以采用這樣 的血管過濾器來改善血管分割。
還有一個方面是選擇參數(shù)主動脈方向TD動脈、N動脈和L動脈。這些參數(shù)一方 面可以通過操作人員來選擇。但在其它實(shí)施方式中則自動地選擇這些參數(shù)，在 此操作人員當(dāng)然可以覆蓋掉這些選出的參數(shù)。在外圍血管造影中主動脈方向大 多為受檢人員的腳-頭方向。當(dāng)讀出梯度沿頭-腳方向延伸時，主動脈方向在圖 像的列方向上延伸，當(dāng)頭-腳方向沿相位編碼方向延伸時，則主動脈方向在行方 向上延伸。最小動脈厚度例如可以設(shè)為5mm。然后可以計(jì)算值TH糾，為此， 在垂直于主動脈方向的方向上將圖像點(diǎn)的大小分為5mm。如果受檢人員的雙腿 如通常那樣位于視野中，則可以將主動脈數(shù)N動脈設(shè)為2，即每個腿為1。動脈 的長度L *可以設(shè)置為等于沿動脈的主方向的未被遮掩的窗口長度。當(dāng)然還可 以其它方式選擇參數(shù)。所有這些信息都可以改善對差值圖像中動脈的自動確定。
在本發(fā)明的另一實(shí)施方式中，還可以縮短拍攝概貌圖像的時間。所拍攝的 可以覆蓋一個心臟周期的概貌圖像的數(shù)量大約為N=Trr/ATD。當(dāng)以每分鐘60 次心跳為基礎(chǔ)時，典型的RR間隔的長度約為trr=1000ms。 ATD的典型值約為 50ms。在快速自旋回波成像序列中，僅可能在每第二或第三次心跳時進(jìn)行測量 以獲得可接收的信號。由此拍攝概貌圖像的總的持續(xù)時間為T=N &xNxTRR， 在此考慮N觸發(fā)，因?yàn)閮H能在每兩個(N觸發(fā)二2)或每三個(N觸發(fā)二3)心跳時采集
圖像數(shù)據(jù)。由此，在每分鐘60次心跳下的拍攝持續(xù)時間和在每第二次心跳后的
測量為T = N觸發(fā)x N x TRR=2 x 20 x 1000ms=40秒。
現(xiàn)在可以通過心臟間隔的多步掃描方法來縮短該拍攝時間。在第一次迭代 中提高間距ATD，從而可以在第一次迭代僅進(jìn)行RR間隔的粗略掃描
A7X)粗=2~代—'A7Y)細(xì)。
ATD^是確定時間分辨率的最后一次迭代的觸發(fā)延遲改變，而N迭代是所實(shí) 施的迭代的數(shù)量。第 一次迭代的結(jié)果是第 一舒張觸發(fā)延遲77 2和第 一收縮觸發(fā) 延遲H)g。在第二次和隨后的每次迭代中延遲ATD都相對于前一次減半。先前 粗略確定的延遲現(xiàn)在可以在下一步驟中更準(zhǔn)確地確定。為了更準(zhǔn)確地確定舒張 觸發(fā)延遲，實(shí)施下述延遲時間
1 一丄r《')+r朋—An)(0 A7"D(')〉r《1)
n^')-n^+ArD") 。 (12)
對于收縮觸發(fā)延遲的延遲時間為
3 —1r《')+r朋-Arz)(') AW)〉r《1) J
7X)')^r《"+AW) 。 (14)
對由四個新的觸發(fā)延遲計(jì)算的差值圖像進(jìn)行遮掩，計(jì)算出8個新的差值圖 像。然后可以對該8個另外的差值圖像計(jì)算質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)，在此可以將所計(jì)算出的 標(biāo)準(zhǔn)與先前的迭代結(jié)果進(jìn)行比較。然后將最大質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)選作運(yùn)行的迭代步驟的 結(jié)果。最后的迭代步驟確定總的結(jié)果。在這樣的兩步方法中，例如在第一步驟 中改變觸發(fā)延遲ATD爿OOms，而在第二步驟中就找到的觸發(fā)延遲實(shí)施四個其它 測量，由此可以將總的拍攝時間例如降低到28秒，而在具有相同時間分辨率 △TD=50ms的一步迭代方法中則需要大約40秒。
在本申請中主要結(jié)合改變觸發(fā)延遲以獲得優(yōu)化的觸發(fā)延遲描述了本發(fā)明。
但本發(fā)明不僅限于觸發(fā)延遲的優(yōu)化。利用本發(fā)明的方法還可以自動優(yōu)化其它成 像參數(shù)。例如還可以通過快速自旋回波序列的擾流(Spoiler)梯度或可以在序 列中設(shè)置的附加梯度來控制序列的流體敏感性。這樣，就可以利用本發(fā)明的方 法自動找到這樣的能夠?qū)用}與靜脈最好地分開的梯度的振幅。這些其它參數(shù)
的優(yōu)化可以單獨(dú)進(jìn)行，也可以與觸發(fā)延遲的優(yōu)化一起或先后進(jìn)行。在先后進(jìn)行 優(yōu)化時，可以在第一步驟中優(yōu)化兩個參數(shù)中的一個，而在第二步驟中優(yōu)化另一 個。
綜上所述，本發(fā)明使得可以簡單的方式在非造影劑增強(qiáng)的血管造影中將靜 脈與動脈分開顯示?？梢允∪ピ诂F(xiàn)有技術(shù)中在改變一個成像參數(shù)時對具有優(yōu)化 的動脈信號強(qiáng)度的成像參數(shù)的概貌圖像的耗時而艱難的選擇，因?yàn)槌上駞?shù)是 自動優(yōu)化的。由此整體加速了測量過程，從而可以縮短受檢人員在磁鐵中的停 留時間。此外，也不需要對操作人員的特殊培訓(xùn)。
權(quán)利要求
1. 一種優(yōu)化檢查對象的血管造影磁共振圖像的方法，其中，可以在血管造影磁共振圖像中將動脈和靜脈分開顯示，該方法包括步驟:拍攝多幅磁共振概貌圖像，在拍攝這些磁共振概貌圖像時至少改變一個成像參數(shù)；借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)自動計(jì)算優(yōu)化的成像參數(shù)；以及將該優(yōu)化的成像參數(shù)用于拍攝血管造影磁共振圖像，其中，將動脈和靜脈分開顯示。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，對成像參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化，使得 在心臟周期或血液循環(huán)的兩個不同階段拍攝所述血管造影磁共振圖像，以分開 動脈和靜脈。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，在心臟周期或血液循環(huán) 的不同時刻拍攝所述磁共振概貌圖像。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，對心臟周期或 血液循環(huán)進(jìn)行監(jiān)測，在此所述優(yōu)化的成像參數(shù)是觸發(fā)延遲TD。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，對于在第一階段中血管造影 磁共振圖像的拍攝來計(jì)算優(yōu)化的觸發(fā)延遲TDSys，對于在第二階段中血管造影磁 共振圖像的拍攝來計(jì)算優(yōu)化的觸發(fā)延遲TDDia。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，用于產(chǎn)生所述 磁共振概貌圖像的成像序列與用于產(chǎn)生血管造影磁共振圖像的成像序列基本上 相同，其中，對于磁共振概貌圖像斷開在三維成像序列的兩個相位編碼方向中 之一上的相位編碼梯度。
7. 根據(jù)權(quán)利要求4至6中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，所述觸發(fā)延遲 在最大值和最小值之間變化，以產(chǎn)生不同的磁共振概貌圖像。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將多個磁共振 概貌圖像成對地彼此相減，以產(chǎn)生差值圖像，其中，基于該差值圖像計(jì)算所述 質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，對磁共振概貌 圖像或差值圖像進(jìn)行遮掩或?yàn)V波，其中，不考慮或少考慮概貌圖像或差值圖像 中位于預(yù)定區(qū)域之外的圖像點(diǎn)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求6至9中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將差值圖像 中的圖像點(diǎn)至少劃分為如下幾類動脈血管圖像點(diǎn)、背景圖像點(diǎn)、未定義圖像 點(diǎn)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在計(jì)算差值 圖像的質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)時，使用被分類為動脈血管的圖像點(diǎn)的平均信號與背景圖像點(diǎn) 的平均信號之間的區(qū)別。
12. 根據(jù)權(quán)利要求5至11中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將所述兩種 觸發(fā)延遲TDs^和TDoia作為成像參數(shù)來確定，作為兩個磁共振概貌圖像的觸發(fā) 延遲，其差值圖像使動脈血管圖像點(diǎn)的平均信號與背景圖像點(diǎn)的平均信號之間 的差最大。
13. 根據(jù)權(quán)利要求1至12中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將所述優(yōu)化 的成像參數(shù)顯示給用戶，使該用戶在為血管造影磁共振圖像設(shè)置成像參數(shù)時能 夠考慮這些優(yōu)化的成像參數(shù)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求1至13中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將所述優(yōu)化 的成像參數(shù)自動地用作用于產(chǎn)生血管造影磁共振圖像的成像參數(shù)。
15. 根據(jù)權(quán)利要求4至14中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在第一優(yōu)化 過程中以較大的步長來改變觸發(fā)延遲TD，而在第二優(yōu)化過程中以較小的步長 改變觸發(fā)延遲TD。
16. 根據(jù)權(quán)利要求1至15中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將血管加強(qiáng) 過濾器用于差值圖像。
17. 根據(jù)權(quán)利要求10至16中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在計(jì)算質(zhì) 量標(biāo)準(zhǔn)時區(qū)分出這樣的差值圖像，在這些差值圖像中被分類為動脈血管的圖像 點(diǎn)的數(shù)量大于被分類為背景的圖像點(diǎn)的數(shù)量。
18. 根據(jù)權(quán)利要求1至17中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，對于質(zhì)量標(biāo) 準(zhǔn)的計(jì)算通過后處理標(biāo)識出表示動脈的圖像點(diǎn)。
19. 一種用于優(yōu)化檢查對象的血管造影磁共振圖像的磁共振設(shè)備，其中， 可以在血管造影磁共振圖像中將動脈和靜脈分開顯示，該磁共振設(shè)備包括圖像拍攝單元，用于拍攝多幅磁共振概貌圖像，其中，在拍攝時至少改變 一個成像參數(shù)；計(jì)算單元，其借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)對成像參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化；以及 輸出單元，其輸出優(yōu)化的成像參數(shù)。
20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的磁共振設(shè)備，其特征在于，所述輸出單元將優(yōu)化的成像參數(shù)輸出到顯示單元。
21. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的磁共振設(shè)備，其特征在于，所述輸出單元將優(yōu) 化的成像參數(shù)傳輸給圖像產(chǎn)生單元，該圖像產(chǎn)生單元利用優(yōu)化的成像參數(shù)自動 地拍攝血管造影磁共振圖像。
22. 根據(jù)權(quán)利要求19至21中任一項(xiàng)所述的磁共振設(shè)備，其特征在于，該 磁共振設(shè)備根據(jù)權(quán)利要求1至18中任一項(xiàng)所述的方法工作。
23. —種具有計(jì)算機(jī)程序的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，當(dāng)其在計(jì)算機(jī)系統(tǒng)(20)中 執(zhí)行時實(shí)施根據(jù)權(quán)利要求1至18中任一項(xiàng)所述的方法。
24. —種電子可讀數(shù)據(jù)載體，其上存儲有電子可讀控制信息，該數(shù)據(jù)載體 實(shí)施為，當(dāng)在計(jì)算機(jī)系統(tǒng)(20)中使用該數(shù)據(jù)載體(27)時，實(shí)施根據(jù)權(quán)利要 求1至18中任一項(xiàng)所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種優(yōu)化檢查對象的血管造影磁共振圖像的方法，其中，可以在血管造影磁共振圖像中將動脈和靜脈分開顯示，該方法包括步驟拍攝多幅磁共振概貌圖像，在拍攝這些磁共振概貌圖像時至少改變一個成像參數(shù)；借助質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)自動計(jì)算優(yōu)化的成像參數(shù)；以及將該優(yōu)化的成像參數(shù)用于拍攝血管造影磁共振圖像，其中，將動脈和靜脈分開顯示。
文檔編號G06F19/00GK101380232SQ20081021336
公開日2009年3月11日 申請日期2008年9月2日 優(yōu)先權(quán)日2007年9月3日
發(fā)明者阿爾托·斯泰默 申請人:西門子公司