专利名称：具有流量补偿和流量敏感成像的磁共振血管造影的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于产生检查区域的血管造影的磁共振图像的方法和一种为此 的磁共振设备。
背景技术：
在磁共振断层造影中存在多种通过所谓的血管造影来显示血管的可能性，一方面 是基于造影剂增强的信号拍摄的血管造影，另一方面是无需造影剂且在图像采集期间利用 流动的磁化的影响的血管造影。因为不是所有的检查对象都能承受造影剂的给予，所以非 造影剂增强的磁共振血管造影具有重要意义。在磁共振血管造影中通常期望，仅显示动脉而抑制来自静脉的MR信号。在非造影 剂增强的MR血管造影中使用的方法取决于期望的检查区域，S卩，取决于在该区域中的血流 条件。在外围身体区域，例如小腿中血流通常缓慢。对于MR血管造影使用动脉血流的脉 动，用于产生非造影剂增强的MR血管造影。通常使用图像拍摄技术，在该图像拍摄技术中 血液提供高的信号，即T2或T2/T1加权的、然而对流量是敏感的成像频率。在这样的流量 敏感的成像序列中快速流动的磁化产生少量信号，血管是暗的。这样的具有暗血管的MR图 像例如是在心脏周期的心脏收缩期中以一个数据组拍摄的，其中动脉流量高，这如所期望 的导致具有暗的动脉的MR图像。此外例如在心脏舒张期中拍摄另一个MR数据组，在其拍摄 中动脉理想地没有血流或者仅有非常小的血流，这产生具有亮的动脉的MR图像。通过将从 第一和第二数据组获得的MR图像相减，获得仅显示动脉的MR血管造影图像。在现有技术 中公知，为此例如使用快速自旋回波序列，如在Miyazaki等人的“Non-Contrast-Enhanced MR Angiography Using3D ECG-Synchronized Ha If-Fourier Fast Spin Echo，，，Journal of MagneticResonance Imaging 12(5) :776_783，2000 中描述的。可以改进该血管造影 技术，其中例如通过在读出方向上插入所谓的流量扰相梯度，由此使流动的自旋进一步失 相，这进一步加强了在心脏舒张期间的拍摄中在动脉中的信号消除(参见Miyazaki等人的 "Peripheral MR Angiographie :Separation of Arteries from Veinswith Flow-spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggeredThree-dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo Imaging，，Radiology 227(3) :890_896，2003)。同样，还公知对于这样的 血管造影方法使用基于梯度回波的成像序列，例如所谓的TrueFISP序列，其中通过梯度矩 在所有空间方向上重聚焦横向磁化。对于这样的基于TrueFISP的方法通过在心脏收缩 期中的每次数据采集之前的经失相的准备来达到所需的流量敏感性，如在Koktzoglou等 人 StJ "Diffusion-Prepared Segmented Steady-State Free Precession :Application to 3DBlack_Blood Cardiovascular Magnetic Resonance of the Thoracic Aorta and CarotidArterio Walls"Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 9(1) :33_42, 2007 和在 Priest 等人的“Proceedings ISMRM Toronto, Nummer 727，2008” 中描述的。然 而这些方法具有以下缺陷首先，在实践中表明，对于多个患者很难找到其中完全不出现流量的心脏阶段(Herzphase)，从而具有亮的流量信号的MR图像通常具有在动脉中信号很少或者没有信号 的区域。这对于心率快的患者来说特别是这样。其次，这种血管造影成像是有问题的，特别 是在具有快速血流的区域。例如利用上面提到的技术在小腿中能达到良好的结果，即，良好 的MR血管造影图像，却很难在大腿或骨盆中达到同样的结果质量。在具有高信号的动脉中 的信号消除问题对于具有不规律的心跳的患者也是这样，因为在心脏收缩期间很难精确确 定快速血流的相位并且在心脏舒张期间很难精确确定小血流的相位。在 R. R. Edelman 等人的"Highly Accelerated Contrast-Enhanced MRAngiography using Ghost imaging，，in Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 17,第 272 页， 2009中描述了，替代将两个心脏阶段中的信号相减，产生混合的原始数据组。在该方法中， 在最简单的3D实施变形中，利用数据组1填充偶数k空间行(例如在kz方向，即层方向 上)，而利用数据组2填充奇数k空间行(在此在读出方向和相位编码方向上的变换可以 已经进行或者还没有进行)。由此在该方向上产生信号分量的调制，其中两个数据组互不 相同。在kz方向或者说z方向上变换(典型地按照傅里叶变换)到位置空间中之后，可以 说获得双倍的3D数据组，其中既有一种平均的原始图像，也有空间分离的(即作为所谓的 “鬼影”在z方向上移动的)第二图像，其代表了两个数据组的区别。该用于组合两个数据 组的新方法相对于传统的减影是具有优势的，特别是在平行成像中使用高的加速因子的情 况下。第三个缺陷是，血管的强烈脉动导致血管直径的变化，这在心脏收缩和心脏舒张 的图像的差分成像(Differenzbildimg)中会导致错误结果。上述方法的第四个缺陷是，在 图像拍摄期间需要所谓的EKG(心电图)触发，以便对于在心脏收缩和心脏舒张期间的MR 图像拍摄利用心跳来触发图像拍摄。在基于自旋回波的快速成像序列中固有的流量敏感性主要在读出梯度方向 上。用于避免在图像拍摄中的大的流量影响的一种可能性在于，沿着流量方向选择相位 编码梯度。然而在这种情况下很难实现在其中应该暗地显示血管的数据组中的足够的 流量敏感性。此外在大多数应用中，相位编码方向在头-脚-方向上延伸。在这样的 拍摄中，检查对象的身体在成像的视野(Field of viewFOV)之外继续延伸，从而会出 现如下问题，检测到视野之外的信号或者必须使用所谓的相位过采样，以防止混淆伪影 (Einfaltungsartefakte)。

发明内容
由此本发明要解决的技术问题是，改进非造影剂增强的血管造影并提高在拍摄两 个数据组时动脉中的信号区别，以获得对比度充分的MR血管造影图像。本发明通过一种用于产生检查区域的血管造影的磁共振图像的方法和一种为此 的磁共振设备解决上述技术问题。按照本发明的第一方面，提供了一种用于产生MR血管造影的方法，其中拍摄检查 区域、以高信号强度显示检查区域的血管的第一 MR数据组。此外拍摄检查区域的第二 MR 数据组，其中以低的信号强度显示检查区域中的血管。通过数学组合第一和第二数据组计 算血管造影的磁共振图像。按照本发明，此时以具有减小的流量敏感性的成像序列拍摄第 一数据组并且以具有相对于第一数据组提高的流量敏感性的成像序列拍摄第二数据组。按照本发明，在此特别改进MR数据组，在该MR数据组中以高的信号显示检查区域中的血管。 在拍摄该第一 MR数据组时减小流量敏感性，由此产生导致动脉中最佳亮信号的MR数据组。 具有亮的血管显示的第一 MR数据组的优化特别对于快的血流或者对于具有高的或变化的 心率的患者是有意义的。在采集第一 MR数据组中血管的亮信号分量的改善导致血管造影 方法的更大的稳定性。特别是不再需要如现有技术那样，检测动脉中无血流的时间段，因为 本方法即使在小流速的情况下也以高信号显示血管。由此防止了在第一 MR数据组中信号 消除的问题。通过使用基本上非流量敏感的成像序列和流量敏感的成像序列，可以显示具 有中间流速或快的流速的血管。在拍摄第一数据组时避免了在常规方法中出现的在血管中 心(此处流量最大)的信号衰减。通过按照本发明的方法，避免了该效应并且在第一数据 组中改善了血管中的信号均勻性。按照本发明的方法的另一个优点是，最大速度和最小速 度对于两个MR数据组的拍摄比迄今为止的方法具有更小的意义。由此在EKG触发的拍摄 中即使在心率不规则的情况下也能改善MR血管造影图像的图像质量。优选以具有与使用的序列的标准实施相比减小的流量敏感性的成像序列拍摄第 一数据组，而以具有与标准实施相比正常或提高的流量敏感性的成像序列拍摄第二数据 组。在标准实施中在拍摄两个数据组时的流量敏感性是相同的。在本发明的一种实施方式中，可以对两个数据组进行数学组合，使得从两个数据 组中产生唯一的临时的反转数据组，随后通过合适的变换将其变换到位置空间，如在本文 开头部分中提到的R. R. Edelman所使用的。例如在3D血管造影测量的情况下可以利用第 一数据组的数据填充(bev6lkert) 3D原始数据空间中的偶数、线，并用第二数据组的数据 填充奇数kz线。该临时反转的数据组具有沿kz方向的信号强度的调制，这导致动脉的鬼影 图像。从该临时的反转数据组例如可以通过最大强度投影方法产生鬼影图像的图像并且如 在常规的建立MR血管造影图像的方法中那样在三维中旋转。另一种可能性是将两个数据组简单地相减以建立MR血管造影图像。优选与其检查区域被拍摄的检查对象的心脏周期同步地拍摄两个MR数据组。优选在心脏周期的心脏舒张期间拍摄第一 MR数据组，在该期间检查区域中血管 中的血流缓慢，在心脏周期的心脏收缩期间拍摄第二 MR数据组，在该期间检查区域中血管 中的血流快。然而还可以，当具有减小的流量敏感性的成像序列和流量敏感的成像序列可 靠地工作时，这样改变对数据的拍摄，使得都在相同的心脏阶段，例如在具有快的动脉血流 的心脏收缩期间拍摄第一数据组和第二数据组。在这种实施方式中，可以防止本文开头提 到的第三个缺陷，即通过动脉的脉动状态和心脏收缩和心脏舒张期间的大小区别在两个MR 图像的减影中出现错误。如果在心脏收缩期间拍摄两个数据组，则可以减小或者避免在血 管显示(Gef站aufstellung )中由于脉动引起的错误。优选除流量敏感性外，用于拍摄第一和第二数据组的成像序列是相同的。第一 MR 数据组的减小的流量敏感性可以通过如下来实现与为拍摄第二 MR数据组所使用的成像 序列的相应的第一梯度矩相比，至少对于主血流方向减小成像序列中相继HF脉冲之间的 第一梯度矩。由此实现了在拍摄第一和第二数据组的情况下的不同流量敏感性。例如在 为拍摄第一 MR数据组而采用的成像序列中的相继的HF脉冲之间的第一梯度矩比为拍摄 第二数据组所使用的成像序列的第一梯度矩小至少2倍，在此这至少对于主血流方向是这 样。在另一种实施方式中可以，通过如下实现第一 MR数据组的减小的流量敏感性至少对于主血流方向将在成像序列中相继的HF脉冲之间的第一梯度矩归零或事后归零。在这样 的流量补偿的梯度电路中，流动的自旋对MR信号的影响被最小化。用于流量补偿或者减小 流量敏感性的另一种可能性在于，在拍摄k空间时借助预先确定的过程图(Ablaufschema) 实现第一数据组。例如可以使用预先确定的、所谓的重排序方案(Reordering-Schemas)， 如在 Hinks 等人的"GradientMoment Nulling in Fast Spin Echo，，Magnetic Resonance in Medecine32 (6) =698-706,1994中对于快速自旋回波序列描述的或者在Bieri等 人 的"FlowCompensation in Balanced SSFP Sequences"Magnetic Resonance in Medecine54(4) 901-907, 2005 中对于 TrueFISP 序列所描述的。在组合具有减小的和提高的流量敏感性的用于拍摄第一以及第二数据组的成像 序列时，越来越多地通过对所使用的成像序列的设计而不再通过心脏阶段来确定血管的信 号。由于该事实，还可以不用EKG触发地进行第一和第二数据组的拍摄。第二 MR数据组的提高的流量敏感性还可以通过在实际的成像序列之前或者在实 际的成像序列的子片段之前接通经流量去相位的准备来实现。同样还可以在使用具有可变 翻转角的HF脉冲序列的条件下拍摄两个数据组中的一个，在此通过使用不同的翻转角变 化实现或者附加地强调第一 MR数据组和第二 MR数据组的流量敏感性的区别。优选在时间上交错的子片段中拍摄这两个数据组。本发明还涉及一种用于产生血管造影MR图像的磁共振设备，其中具有如上所述 控制第一和第二数据组的拍摄的成像控制单元。此外还具有通过差分成像来计算血管造影 MR图像的图像计算机。成像序列控制单元如上所述地控制以减小的和提高的流量敏感性来 拍摄第一和第二数据组。


以下参考附图详细描述本发明。其中图1示意性示出了用于产生血管造影MR图像的MR设备，图2示出了具有用于产生血管造影MR图像的步骤的流程图，图3示出了可用于产生第二数据组的、流量敏感的快速自旋回波序列，图4示出了可用于产生第一数据组的、流量补偿的快速自旋回波序列，图5示出了借助基于梯度的信号的用于产生第二数据组的流量敏感的TrueFISP 序列，以及图6示出了借助梯度回波的用于产生第一数据组的流量补偿的TrueFISP序列。
具体实施例方式图1示出了 MR设备，利用该MR设备可以产生按照本发明的MR血管造影图像，利 用该MR血管造影图像通过改善具有亮的血管显示的MR拍摄可以实现更好的图像质量。该 MR设备具有用于产生极化场B0的磁铁。位于卧榻11上的检查对象12被驶入磁铁的中心， 在那里通过入射HF脉冲和接通梯度对检查区域的MR信号进行拍摄。如何在脉冲序列中通 过HF脉冲的顺序和梯度的接通产生MR图像，对专业人员来说原则上是常用的并且在此不 详细描述。MR设备与用于控制MR设备的中央控制单元13相连。中央控制单元除了别的 之外具有HF控制单元，其控制用于偏转磁化的HF脉冲的接通。磁场梯度控制单元15控制用于对激励的自旋进行位置编码的磁场梯度的接通。成像序列控制单元16根据选择的成 像序列控制梯度电路、HF脉冲和信号读出的过程。MR图像计算机从利用(未示出的)线圈 检测的MR信号通过傅里叶变换，如已知地计算MR图像，该MR图像可以在显示单元18上显 示。可以由操作人员在操作单元19上控制MR设备。为清楚起见省略了 MR设备的其它常 用组件。图2中示出了流程图，该流程图示出了用于改善在具有快速血流的区域或者具有 高心率的患者的情况下的MR血管造影的步骤。该方法从步骤21开始，其中在步骤22以非 流量敏感性的成像序列或者说以减小的流量敏感性的成像序列拍摄第一 MR数据组。在使 用流量敏感性的成像序列的情况下，由于自旋沿着梯度失相而使快速流动的自旋导致信号 消除，使得暗地显示动脉。这例如可以通过流量补偿的梯度电路来防止，其中具有恒定速度 的自旋通过接通附加的梯度或者通过k空间的特定的拍摄方案而不会失相。作为成像序列 可以使用快速自旋回波序列(Turbo Spin Echo)或者例如TrueFISP序列(也作为平衡的 SSFP(稳态自由进动)序列公知)。可以在心脏舒张期间拍摄该第一数据组，然而也可以没 有EKG触发地进行该拍摄。在步骤23中以具有相对于第一数据组提高的流量敏感性的成 像序列拍摄第二数据组。当第一数据组是利用快速自旋回波序列(TSE)拍摄的时，同样利 用快速自旋回波序列拍摄第二数据组，并且在拍摄第一数据组时是利用TrueFISP的情况 下，同样在拍摄第二数据组时也使用TrueFISP。血管中的流量敏感性以及不同的亮度级还 可以通过不同的成像参数，例如在快速自旋回波序列的情况下不同的回波时间来实现。可 以在心脏舒张期间拍摄第二数据组。然而还可以同样在心脏周期的收缩期间拍摄第二数据 组，以便减小在拍摄两个数据组时血管的脉动的影响。当第一数据组是没有EKG触发而拍 摄的时，同样也可以无需EKG触发进行第二数据组的拍摄。当然还可以首先拍摄第二数据 组然后拍摄第一数据组。下表给出关于用于拍摄两个数据组的可能的不同实现的概况。
然后在步骤24中从经流量补偿的数据中减去流量敏感的数据，由此使得仅保留 动脉中的亮的信号。如何从2D数据组或3D数据组的序列中计算出血管造影图像，对于专 业人员是公知的，从而不详细描述从两个数据组计算血管造影图像。最后在步骤25中可以 显示血管造影图像，然后方法在步骤26结束。流量补偿和流量敏感可以分别仅在主血流方 向上进行，即，在一个方向上，然而也可以在两个或三个空间方向上应用流量补偿和流量敏 感，例如当显示的血管并非只在一个空间方向上具有组成部分时。特别 血管分支的情况下在多个空间方向上的流量补偿和流量敏感可以带来改进。在图3中示出了具有在Gx方向上的提高的流量敏感性的快速2D自旋回波序列的 图。如公知的，在90° HF脉冲30之后是180°重聚焦脉冲31，由此产生自旋回波32。在 相位编码方向Gy和层选择方向Gz接通梯度，如通常在快速自旋回波成像序列的情况下公知 的那样。在读出方向Gx除了读出梯度33，在信号拍摄期间还接通其它梯度34和35，以实 现对血管中流动的自旋附加的去相位。在图3中示出的该成像序列例如可以用于建立第二 数据组。在图4中示出了具有90°脉冲30和180°脉冲31的序列的快速流量补偿的自旋 回波序列，可以利用该序列拍摄第一数据组。此处示出的成像序列可以用于，通过该成像序 列的特定片段来实现所谓的第一磁矩Ml。该第一磁矩Ml相应于关于梯度大小G-t的乘积 的时间积分并且是关于哪个相位参与具有不同速度的磁化的标准。在流量补偿的成像序列 的情况下其例如在信号读出时是零，但是这花费附加的时间并且会导致两个回波之间较大 的间隔。由于这个原因，在图4中示出的例子中磁矩Ml在入射HF脉冲之处是零。这通过 在读出方向上的梯度接通40、在相位编码方向上的梯度接通41和42以及在层选择方向上 的梯度接通43、44和45来实现。此时这样进行梯度接通40至45，使得乘积梯度G 在入 射HF脉冲之处为零。在图5中示例性示出了 3维TrueFISP序列，该序列是流量敏感的并且利用该序列 可以拍摄第二数据组。在入射HF脉冲50之后在读出方向Gx上进行梯度接通51，由此产生 回波52。在此这样进行在相位编码方向上的梯度接通53和54，以及在层选择方向上的梯 度接通55和56，使得在所有三个空间方向上的磁矩归于零。图6示出了图5的具有流量补 偿的TrueFISP序列。流量补偿通过在相位编码方向上利用梯度接通60和61接通附加梯 度来实现，以及在层选择方向上通过附加的接通62和63实现。在图3至图6示出的例子中通过接通梯度实现流量敏感性和流量补偿。然而同样 还可以改变k空间点的拍摄顺序，以利用更大和更小的流量敏感性拍摄数据组以及在拍摄 之前或者在拍摄的子片段之前接通准备模块，例如通过接通90°脉冲和-90°脉冲，以实 现对所有运动的自旋的去相位，这使序列的流量敏感性提高。
权利要求
一种用于产生检查区域的血管造影磁共振图像的方法，具有以下步骤拍摄检查区域的第一磁共振数据组，其中以高信号强度显示检查区域中的血管；拍摄检查区域的第二磁共振数据组，其中以低信号强度显示检查区域中的血管；通过对所述第一和第二数据组进行数学组合来计算血管造影磁共振图像，其中，以具有减小的流量敏感性的成像序列拍摄所述第一数据组并且以具有相对于第一数据组提高的流量敏感性的成像序列拍摄所述第二数据组。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述对两个数据组的数学组合包括从该 两个数据组中产生一个唯一的临时的反转数据组，随后通过合适的变换将其变换到位置空 间。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述对两个数据组的数学组合是相减。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，所述两个磁共振数据组是与 检查对象的心脏周期同步地拍摄的。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述第一磁共振数据组是在检查区域被 检查的检查对象的心脏周期的、检查区域中血管中血流缓慢的心脏舒张期拍摄的，所述第 二磁共振数据组是在心脏周期的心脏收缩期拍摄的，其间在检查区域的血管中的血流比拍 摄第一数据组时的血流要快。
6.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述两个磁共振数据组是在检查对象的 相同心脏阶段拍摄的。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，除了流量敏感性外，用于拍 摄所述第一和第二磁共振数据组的成像序列基本上相同。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述第一磁共振数据组的减 小的流量敏感性这样实现使在成像序列中相继的高频脉冲之间的第一梯度矩与为拍摄第 二磁共振数据组所使用的成像序列的相应的第一梯度矩相比，至少对于主血流方向减小。
9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，在用于拍摄第一磁共振数据组的成像序 列中的相继的高频脉冲之间的第一梯度矩与为拍摄第二数据组所使用的成像序列的第一 梯度矩相比，至少在主血流方向上至少小2倍。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，所述第一磁共振数据组的 减小的流量敏感性这样实现至少对于主血流方向将成像序列中相继高频脉冲之间的第一 梯度矩归零或至少近似归零。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，这样实现所述减小第一磁 共振数据组的流量敏感性的过程至少对于主血流方向将成像序列中相继高频脉冲之间的 第一梯度矩归零或至少近似归零。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，借助在拍摄k空间时的预 定过程图来实现或者附加地强调第一磁共振数据组的减小的流量敏感性。
13.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，通过接通成像序列中的附加 扰相梯度来实现或者附加地强调第二磁共振数据组的提高的流量敏感性。
14.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，通过在成像序列之前或者在 成像序列的子片段之前接通经流量失相的准备来实现或者附加地强调第二磁共振数据组 的提高的流量敏感性。
15.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，在使用具有可变翻转角的高 频脉冲序列的条件下拍摄所述两个数据组中的至少一个，并且通过使用不同的翻转角变化 实现或者附加地强调第一磁共振数据组和第二磁共振数据组的流量敏感性的区别。
16.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述成像序列是快速自 旋回波成像序列(TSE，也称:Fast-Spin-Echo, FSE)或者平衡的SSFP成像序列(也称 TrueFISP, FIESTA，平衡的 FFE)。
17.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，在时间上交错的子片段中拍 摄所述两个数据组。
18.一种用于产生检查区域的血管造影磁共振图像的磁共振设备，具有成像序列控制单元，用于拍摄检查区域的、以高信号强度显示检查区域中的血管的第 一磁共振数据组，和用于拍摄检查区域的、以低信号强度显示检查区域中的血管的第二磁 共振数据组；图像计算机，通过对第一和第二数据组的差分成像来计算血管造影磁共振图像，其中 所述成像序列控制单元这样控制对该第一和第二数据组的拍摄，使得以具有减小的流量敏 感性的成像序列拍摄第一数据组，而以具有提高的流量敏感性的成像序列拍摄第二数据组。
全文摘要
本发明涉及一种用于产生检查区域的血管造影磁共振图像的方法，具有以下步骤拍摄检查区域的第一磁共振数据组，其中以高信号强度显示检查区域中的血管；拍摄检查区域的第二磁共振数据组，其中以低信号强度显示检查区域中的血管；通过所述第一和第二数据组的差分成像来计算血管造影磁共振图像，其中，以具有减小的流量敏感性的成像序列拍摄所述第一数据组，而以具有提高的流量敏感性的成像序列拍摄所述第二数据组。
文档编号G01R33/567GK101874732SQ20101000376
公开日2010年11月3日 申请日期2010年1月18日 优先权日2009年4月30日
发明者彼得·威尔, 彼得·施米特, 毕晓明, 迈克拉·施米特 申请人:西门子公司;美国西门子医疗解决公司