CN102749603A - 用于建立磁共振血管造影图像的方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种用于建立检查区域的血管结构的MR血管造影图像的方法，其中，检查区域中的自旋通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和，并且该自旋在用于建立MR血管造影图像的接下来的MR信号拍摄中具有比如下的自旋更小的信号强度：所述自旋由主动脉经过供血动脉流入到检查区域中并且没有通过至少一个HF饱和脉冲而饱和并且由此相对于饱和的自旋具有明显更高的信号强度，具有以下步骤：确定饱和体积，所述饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和，以便能够显示在检查区域中的血管结构，其中这样确定饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支的高度上没有位于饱和体积中；和在使用所确定的饱和体积的条件下建立MR血管造影图像。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于建立检查区域的血管结构的MR血管造影图像的方法和为此的MR设备。
背景技术
对于借助磁共振断层造影(MRT)的血管的显示，一方面使用对检查对象注射造影剂、检测造影剂在身体中的扩散的方法。此外还公知没有造影剂工作的血管造影技术，其中使用流动的自旋对MR信号的影响。在该没有造影剂工作的MR血管造影技术中，除了别的之外，利用所谓的自旋标签技术、即自旋的标记工作。在此将切片形状的体积，该体积包含了待显示的血管，借助切片选择的饱和脉冲来标记。该体积形成饱和体积，该饱和体积通过入射一个或多个HF饱和脉冲而被激励。
“饱和脉冲”的称谓在以下一般地用作对于为了磁性地标记饱和体积而被采用的脉冲的称谓。可以是，但不一定必须是具有90度激励角的脉冲，其与所谓的扰相梯度(Spoilergradient)组合可以直接导致体积的饱和。“饱和脉冲”的称谓事实上应当精确地表示另一种脉冲，所述脉冲例如在后面的时刻导致磁化饱和，如具有180度目标翻转角的反转脉冲那样。
在激励饱和体积中的自旋之后，在反转时间TI之后采集自旋，其中这样选择反转时间，使得反转的自旋在信号采集中理想地对总信号不提供信号。通过供血血管从饱和体积的外部流入到体积中的自旋与在信号拍摄中饱和的自旋相比具有高的信号强度，这然后被用于建立MR血管造影图像。
然而在具有小的心输出量的检查对象或具有缓慢的血流的区域的情况下，难以充分地利用新鲜的未饱和的流入的血液充满感兴趣的血管树，特别是当反转时间短的时候。由此新鲜的未饱和的自旋没有到达的血管树的那些部分在产生的MR血管造影图像中保持暗。从饱和的体积流入到血管树的那些血液由于前面的反转而几乎不产生信号并且由此缩短血管树的在MR血管造影图像内可见的部分的长度。
为了在具有小的心输出量的患者的情况下也能够确保尽可能整个血管树直到血管结构的外围分支的可见性，尝试将饱和的体积和未饱和的体积之间的边界面尽可能密集地与待检查的血管树相邻。
发明内容
由此本发明要解决的技术问题是，改善特别是在具有小的心输出量的患者的情况下MR血管造影图像的质量。
按照本发明的第一方面，提供一种用于建立检查区域的血管结构的MR血管造影图像的方法，其中检查区域中的自旋通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和并且其中该自旋在用于建立MR血管造影图像的接下来的MR信号拍摄中具有比如下的自旋更小的信号强度，所述自旋由主动脉经过供血动脉流入到检查区域中并且没有通过至少一个HF饱和脉冲而饱和并且由此相对于饱和的自旋具有明显更高的信号强度。按照本发明的一个方面，此时确定饱和体积，所述饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和，以便能够显示在检查区域中的血管结构。按照本发明这样确定饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支的高度上没有位于饱和体积中。然后可以通过使用确定的饱和体积来建立MR血管造影图像。在本发明中已经认识到，围绕主动脉的组织在供血动脉的分支的高度上，当其未饱和时，不一定具有干扰的信号分量。由此可以将围绕主动脉的该区域从饱和中去除。然而这一点意味着，未通过饱和脉冲而饱和的流动的自旋的分量，可以更靠近真正感兴趣的血管结构。由此未饱和地流入检查区域中的自旋的信号分量被提高，这反映在在待显示的血管结构的血管中的改善的信号强度。按照本发明，由此血管树直到外围的分支的可见性即使在具有小的心输出量的患者情况下也得到提高。已经认识到，位于供血动脉的分支高度的血管结构的片段不一定必须包含在饱和体积中，因为包围的组织在没有饱和的情况下在对于建立MR血管造影图像的实际的信号拍摄中也不提供明显亮的信号分量。
在另一种实施方式中可以在确定饱和体积之前检查，围绕在供血动脉的分支高度上的主动脉的组织是否在MR血管造影图像中具有比饱和的自旋明显提高的信号强度。如果否，则该区域可以如上所述从饱和体积中留出。这一点意味着，在该实施方式中在最终确定饱和体积之前检查，在供血动脉的分支高度上的组织的饱和是否是完全必要的。如果是必要的，则包围的组织应当包含在饱和体积中。如果否，即，如果围绕主动脉的组织未饱和地不提供比否则的话位于检查区域中的饱和的自旋明显更高的信号份额，则该围绕主动脉的组织的饱和是不必要的。
在另一种实施方式中还可以在检查区域内部识别信号组织，该信号组织当其没有位于饱和体积中时在MR血管造影图像中具有相对于饱和的自旋强烈提高的信号强度。然后这样确定饱和体积，使得饱和体积基本上限于围绕该信号组织的区域。在本申请中信号组织指检查区域内的组织，该组织当其没有被饱和时，在MR血管造影图像的拍摄时具有干扰的高信号分量。信号组织当其没有被饱和时在MR血管造影图像中与血管类似地提供高的信号，由此影响MR血管造影图像中实际的血管的可见性。在这种MR血管造影技术中所有的自旋，除了在血管中的自旋，应当在信号拍摄中具有低的信号，由此在MR血管造影图像中达到在亮的血管和暗的背景信号之间的好的对比度。
在另一个实施方式中可以由两个分离的部分饱和体积组合得到饱和体积。该两个分离的部分饱和体积此时可以这样定位，使得主动脉和围绕主动脉的组织在分支的高度上没有位于饱和体积中。
本发明的应用可能性在于建立双肾的MR血管造影图像。在此大动脉在各个肾动脉的分支高度上不需要包含在饱和体积中。由此未饱和自旋的分量在肾动脉附近被放大，从而总体上改善血管结构的显示，因为未饱和的血管可以深入更小的肾动脉中直到接通下一个饱和脉冲。在本发明的对于建立肾脏MR血管造影图像的应用中，此时也可以这样选择两个分离的部分饱和体积，使得选择两个倾斜的部分饱和体积，其覆盖肾脏本身，然而不覆盖在各个肾动脉分支高度上的大动脉。此外可以这样选择这两个部分饱和体积，使得心脏不包含在这两个部分饱和体积中。优选应当避免在心脏内部自旋的饱和，因为否则流入大动脉的自旋在其流入饱和体积中之前已经饱和。
在另一个实施方式中还可以将饱和体积基本上限于检查区域中容纳了这两个肾的体积。这意味着，饱和体积可以特别地限于检查区域中的体积，该体积容纳了检查区域中的这两个肾。
为了饱和体积内部自旋的饱和，例如可以使用二维或三维空间选择的反转脉冲。利用该空间选择的反转脉冲可以将自旋仅在空间上有限的目标体积中反转并且由此饱和。还可以在使用多个发送信道的情况下利用并行的发送技术组合二维或三维空间选择的反转脉冲的使用。在使用具有多个信道的并行发送技术的情况下还可以改进空间有限的饱和体积的选择。
此外可以通过图像后处理技术自动地识别检查区域，其中，自动地根据识别的检查区域确定饱和体积。例如，如果借助图像后处理技术将检查区域作为肾的区域识别，则可以这样构造系统，使得存储信息，即，在此大动脉的饱和在肾动脉分支的区域中不必被饱和，从而饱和体积可以自动地与之一致。
为了计算二维或三维空间选择的反转脉冲，可以以计算激励视野或激励K空间为基础，这样选择所述计算激励视野或激励k空间，使得在检查对象中饱和体积的相应的尺寸仅覆盖这两个部分饱和体积中的一个，并且饱和体积的边缘位于这两个部分体积之间的中间。由此可以在时间上更短地构造饱和脉冲。
此外对于检查围绕的组织是否是干扰的可以进行MR测量，该MR测量关于时间流程和成像序列的构造来说基本上相应于血管造影测量，但其中位置分辨率被降低或者替代三维测量进行二维测量。优选这样选择该预测量，使得其可以在20秒和30秒之间的时间段中被拍摄。一个例子是具有反转脉冲的所谓的二维Trufi序列。
本发明还涉及一种用于如上所述拍摄MR血管造影图像的MR设备，具有用于入射至少一个HF饱和脉冲的HF控制单元和用于计算饱和脉冲的单元，其中该单元这样确定饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支高度上不位于饱和体积中。
此外还设置了MR图像拍摄单元，其在使用确定的饱和体积的条件下拍摄MR血管造影图像。
附图说明
以下在参考附图的情况下详细解释本发明。附图中：
图1示意性示出了MR设备，利用该MR设备可以拍摄具有改善的血管结构显示的MR血管造影图像，
图2示出了具有用于按照本发明产生MR血管造影图像的步骤的流程图，
图3示意性示出了按照现有技术和按照本发明的饱和体积的位置，
图4示出两个空间上划界的部分饱和体积的示意性位置的实施例，以及
图5示出了肾脏中两个空间上划界的饱和体积的位置的另一个例子。
具体实施方式
图1示意性示出了MR设备，利用所述MR设备可以拍摄具有改善的血管树显示的MR血管造影图像。MR设备具有用于产生极化场B0的磁体10。位于卧榻11上的检查对象12被推入磁体10中，其中在检查对象中产生的磁化通过入射高频脉冲从平衡位置翻转，其中在入射HF脉冲之后出现的降级过程(Relegationsprozess)利用未示出的线圈来检测。为了对检测的信号进行位置编码此外通过梯度线圈施加磁场梯度，以便实现检测的共振频率的位置依赖性。如何可以通过入射的HF脉冲的序列和磁场梯度的接通产生并且读出信号的一般方法是专业人员公知的并且在此不详细解释。
MR设备还具有中央控制单元13，利用该中央控制单元控制MR设备。中央控制单元具有用于控制入射的HF脉冲的HF控制单元14。此外设置操作单元，利用该操作单元用户可以图形地规定饱和体积，该饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而应当饱和。此外设置用于计算饱和体积的单元，该单元根据图形的规定来确定饱和体积，对于血管结构的显示，该饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和。输入单元利用图1中的附图标记15表示。用于计算饱和脉冲的单元一般地称为计算单元16。中央控制单元13还具有用于控制磁场梯度的接通的梯度控制单元17。图像拍摄单元18根据选择的成像序列控制入射的HF脉冲的和使用的梯度的流程。这一点意味着，图像拍摄单元除了别的之外控制HF控制单元14和梯度控制单元17。在通过未示出的线圈检测MR信号之后，MR信号可以如一般公知的那样被换算成MR图像并且在显示器19上显示。
如结合图2至5将详细解释的那样，图1示出的MR设备能够在具有小的心输出量的检查对象的情况下在MR血管造影测量中也详细显示血管结构。
在此处使用的血管造影技术中，布置在检查区域中的自旋通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和。饱和体积在此通常由MR设备的用户来选择。图3示意性示出了饱和体积30，该饱和体积由操作人员按照现有技术选择，以便进行双肾的MR血管造影测量。饱和体积30在此可以由操作人员置于事先建立的概览图上。在图3的左图示出的按照现有技术的实施方式中，大动脉31中的自旋的大部分也一起饱和，如在这两个肾动脉32中的自旋一样。
在图3的中间的图和图3的右图此时示出了本发明的实施方式。如在图3的中间的图中可以看出的，此时饱和体积通过两个分开的部分饱和体积35a和35b代替，它们也将肾脏中的组织饱和。然而可以看出，大动脉直到肾动脉的分支没有包含在饱和体积中。同样不是整个肾动脉包含在饱和体积35a或35b中。图3中在中间示出的例子中选择两个倾斜重叠的部分饱和体积35a和35b。中间的部分饱和体积35a和35b的选择与饱和体积30相比基于如下认识，即，在肾动脉出口高度上围绕大动脉的组织不是信号组织，即，不是如下组织，所述组织当其没有饱和时在拍摄用于MR血管造影的信号时提供高的信号强度。
借助图2如下解释本发明。该方法在步骤S21开始并且在步骤S22产生概览图，在该概览图上然后可以标记多个饱和体积或饱和体积，例如借助操作单元16。在选择饱和体积时在步骤S23中检查包围的组织是否是信号组织。如果在步骤S23中识别，在其未饱和时围绕血管的组织在拍摄MR血管造影时不具有干扰的信号分量，则可以在步骤S24中这样规划饱和体积，使得包围的组织不包含在饱和体积中。然而如果在步骤23中得到，围绕的组织是信号组织并且由此不干扰在MR血管造影图像中的饱和，则在步骤S25中这样进行饱和体积的规划，使得作为干扰而识别的信号组织包含在饱和体积中。
在下一个步骤S26中然后可以通过使用在步骤S24或S25中确定的饱和体积进行血管造影测量。血管造影测量本身在此相应于迄今为止公知的血管造影测量，在所述血管造影测量中使用在饱和的和未饱和的自旋之间的信号强度中的区别来显示血管。最后可以在步骤S27中在计算的MR血管造影图像中显示在步骤S26中拍摄的MR信号，然后该方法在步骤S28结束。
又参考图3，这一点意味着，在步骤S23中确定，在肾动脉高度上存在的围绕大动脉的组织不是信号组织并且由此不必被饱和，从而该区域可以从饱和中留出。通过比较图3的左边和中间图像中的饱和体积可以看出，在图3的中间的例子中在肾脏附近的较大区域具有未饱和的自旋。未饱和的自旋到动脉的更小分支的路径比图3中左边示出的实施例中的短。这一点意味着，即使对于更小的动脉也能够实现与饱和的体积的更高信号区别。
在中间的例子中示出的实施方式中在选择两个部分体积35a和35b时注意，心脏38不包含在饱和体积35b中。
在图3的右边例子中还示出具有按照本发明两个部分饱和体积36a和36b的饱和。因为看出，围绕大动脉的组织不必被饱和，所以饱和体积可以被限制到肾脏组织本身。如通过比较右边和中间的实施例可以看出的，在选择部分饱和体积36a和36b时未饱和自旋的分量直接在肾脏附近进一步变大，由此可以进一步改善产生的MR血管造影图像。在图3右边示出的例子中不是将切片形状的体积(诸如图3左边的体积30)饱和，而是将特定的体积饱和。通过使用二维或三维空间选择的反转脉冲，可以饱和这样限制的空间体积。借助傅里叶分析或进一步的计算方法可以从特定体积出发计算时间上改变的梯度走向和饱和脉冲的所属的HF脉冲走向，其然后被用于饱和或反转特定体积(诸如体积36a和36b)。此处的基础方案与MR图像的产生在一定程度上类似，在该MR图像的产生中通过施加时间上改变的磁场梯度来扫描k空间。长的或多个较短的先后跟随的HF脉冲的接通表示沿着该轨迹的权重。结果的激励轮廓，即特定的饱和体积，从该加权的激励k空间的傅里叶变换中得到。要求的HF走向和梯度走向可以从期望的激励轮廓中借助傅里叶分析或进一步的计算方法来产生。在此可以考虑不同的轨迹走向，以便覆盖和扫描激励k空间。关于这两个部分饱和体积36a和36b，这一点意味着，椭圆形构造的体积必须被饱和，由此必须填充合适的激励k空间。这一点意味着，在激励脉冲期间必须通过轨迹遍历该激励k空间，其中在轨迹中必须按照模式沉积HF能量，该模式导致期望的饱和体积。通常必须将激励场选择得足够大，以避免不期望地重复在检查对象中，即人体中的激励。激励场的大小(即区域，在该区域上也清楚定义不要激励的区域)与在激励k空间中遍历的点的距离倒数地相关。这一点意味着，对于清楚限制饱和体积，通过激励k空间的轨迹通常必须足够密集。
图4中示出，对于在两个部分饱和体积36a和36b中的饱和，实际上需要在激励k空间中的轨迹40，如其在图4右边的图中所示的那样。在此激励场FOVy选择得越大，则所需的激励k空间的相应距离Δky必须选择得越小。在激励场内部的激励模式在外面周期性地重复，但这一点在图4中没有示出。由于如下事实，即应当饱和两个相同的几何形状，并且由于如下事实，即在部分饱和体积外部的径向距离中不再存在可以干扰饱和的关键的组织，也可以使用如图5所示的激励轨迹。这一点意味着，可以使用减小的激励视野，如通过不太密集地扫描通过轨迹50的激励k空间所示。在此这样选择在计算中考虑的激励视野，使得其与两个部分饱和体积的距离一样宽，并且使得边缘刚好位于在两个部分饱和体积之间的中间。由此例如得到部分饱和体积36b直接作为部分饱和体积36b的延续。虽然附加地得到其他部分饱和体积37a和37b，但是所述部分饱和体积37a和37b在MR血管造影成像中不是干扰的，因为在部分饱和体积37a和37b没有几乎同时流入目标体积并且其饱和导致不期望的效果的血管。通过不太密集扫描激励k空间可以如图5所示地产生用于产生饱和模式的必要的HF脉冲。HF脉冲由此可以在时间上更短地构造，这可以是具有优势的。替换地，可以利用获得的时间，以便比图4的实施例更远地向外遍历激励k空间，从而使得在饱和的体积和未饱和的体积之间更清晰的边成为可能。
在步骤S23和S24中进行的步骤可以通过MR设备的操作人员来进行或者自动进行。在自动进行这些步骤的情况下通过图像后处理技术识别在概览图中示出的解剖结构，并且根据识别的解剖结构自动确定，必须如何设置饱和体积，即在系统中存储信息，是否必要时在检查区域中存在不是信号组织的组织类型，从而可以将该组织区域从饱和体积中排除。
总之本发明实现了MR血管造影图像的建立，其中流入检查区域中的未饱和的血液的分量可以被提高。
Claims (12)
1.一种用于建立检查区域的血管结构的MR血管造影图像的方法，其中，该检查区域中的自旋通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和，并且该自旋在用于建立MR血管造影图像的接下来的MR信号拍摄中具有比如下的自旋更小的信号强度：所述自旋由主动脉经过供血动脉流入到检查区域中并且没有通过至少一个HF饱和脉冲而饱和并且由此相对于饱和的自旋具有明显更高的信号强度，所述方法具有以下步骤：
-确定饱和体积，所述饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而饱和，以便能够显示在检查区域中的血管结构，其中，这样确定该饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支的高度上没有位于该饱和体积中，和
-在使用所确定的饱和体积的条件下建立MR血管造影图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在确定所述饱和体积之前检查：围绕在供血动脉的分支高度上的主动脉的组织在MR血管造影图像中当其没有位于所述饱和体积中时是否具有比饱和的自旋明显提高的信号强度，其中，如果否，则这样确定所述饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支的高度上没有位于该饱和体积中。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在所述检查区域内部确定如下的信号组织：该信号组织当其没有位于所述饱和体积中时在MR血管造影图像中具有相对于饱和的自旋强烈提高的信号强度，其中，这样确定所述饱和体积，使得该饱和体积基本上限于围绕该信号组织的区域。
4.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述饱和体积由两个分离的部分饱和体积组合得到。
5.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，建立双肾的MR血管造影图像，其中，大动脉在各个肾动脉的分支高度上不包含在饱和体积中。
6.根据权利要求4和5所述的方法，其特征在于，这样选择所述两个分离的部分饱和体积，使得心脏没有包含于这两个部分饱和体积中。
7.根据权利要求3或4所述的方法，其特征在于，所述饱和体积基本上仅限于检查区域中容纳了这两个肾的体积。
8.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述饱和体积通过使用二维或三维空间选择的反转脉冲来饱和。
9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，为了计算所述二维或三维空间选择的反转脉冲，以计算激励视野为基础，这样选择所述计算激励视野，使得在检查区域中所述饱和体积的相应的尺寸仅覆盖这两个部分饱和体积中的一个，并且所述饱和体积的边缘位于这两个部分体积之间的中间。
10.根据权利要求2或3所述的方法，其特征在于，借助另一个MR测量来进行对于提高的信号强度的检查，该MR测量就其时间流程和构造而言基本上相应于用于建立血管造影图像的测量，但是，通过降低位置分辨率和/或尺寸，该另一个MR测量与该测量相比被缩短。
11.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，通过图像后处理技术自动识别所述检查区域，其中，自动根据所识别的检查区域来确定所述饱和体积。
12.一种被构造为产生检查区域的血管结构的MR血管造影图像的MR设备，其中，为了产生MR血管造影图像，所述检查区域中的自旋通过入射至少一个HF饱和脉冲而被饱和，并且该自旋在用于建立MR血管造影图像的接下来的MR信号拍摄中具有比如下的自旋更小的信号强度：所述自旋由主动脉经过供血动脉流入到检查区域中并且没有通过至少一个HF饱和脉冲而反转以及相对于饱和的自旋具有明显更高的信号强度，其中所述MR设备具有：
-用于入射至少一个HF饱和脉冲的HF控制单元，
-用于图形地规定饱和体积的输入单元，所述饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而被饱和，以便能够显示检查区域中的血管结构，
-用于根据图形的规定来计算所述饱和体积的单元，该图形的规定确定饱和体积，该饱和体积通过入射至少一个HF饱和脉冲而被饱和，以便能够显示检查区域中的血管结构，其中，用于计算饱和体积的单元这样确定所述饱和体积，使得主动脉和围绕主动脉的组织在供血动脉的分支高度上不位于该饱和体积中，和
-图像拍摄单元，其在使用所确定的饱和体积的条件下拍摄MR血管造影图像。
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