CN103099618A - 用于生成磁共振血管造影图像的方法和相应的磁共振设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于通过磁共振设备（5）生成活体检查对象（O）的预先确定的三维体积部分的MR血管造影图像。为此，执行如下步骤：在体积部分内通过K空间的径向采集来采集MR数据。分析MR数据，以便将MR数据分成组，其中每组仅包括对应于检查对象的心脏的特定的心脏跳动期的MR数据，仅从这些组中之一的MR数据出发生成MR血管造影图像。

Description

用于生成磁共振血管造影图像的方法和相应的磁共振设备

技术领域

本发明涉及用于生成MR血管造影图像的方法以及相应地构造的磁共振设备。

背景技术

根据现有技术，MR血管造影图像的生成通过在生成MR图像前注射造影剂来实现，或通过放弃造影剂的注射来实现。在其中放弃造影剂注射的方法中，数据采集常规地通过控制EKG（心电图）来支持。通过此EKG控制，在数据采集时已知相应的MR数据在心脏的动脉期还是在静脉期拍摄。在此，动脉期理解为其中心脏将血液泵送到动脉内的阶段。而静脉期是其中血液通过静脉回流到心脏的阶段。

然而，根据现有技术，从EKG信号的采集和后处理中产生了一系列问题。例如，由磁共振设备所产生的HF信号在EKG硬件内的耦合导致了EKG硬件侧的虚假控制信号。此外，患者的变化的心跳（心律失常）导致数据采集时的问题，因为在此情况中数据采集的时刻经常与虚假阶段相关联。此外，必须根据待检查的血管距心脏的距离计划延迟时间。最后，EKG控制信号和相应的动脉期或静脉期在血管树的远端部分上具有仅低的相关性，使得EKG控制信号在患者生理学存在的正常偏差时不最佳地与各阶段重合。

发明内容

因此，本发明的任务是无造影剂并且无EKG控制信号而产生MR血管造影成像。

根据本发明，该任务通过根据权利要求1的用于产生MR血管造影图像的方法、通过根据权利要求9的磁共振设备、通过根据权利要求11的计算机程序产品和通过根据权利要求12的电子可读取数据载体解决。从属权利要求限定了本发明的优选的和有利的实施形式。

在本发明的范围内提供了一种借助于磁共振设备产生活体检查对象的预先确定的三维体积部分的MR血管造影图像的方法。在此，根据本发明的方法包括如下步骤：

·径向采集体积部分内的MR数据。在此，径向采集MR数据理解为径

向扫描对应于体积部分的K空间。用于采集MR数据的时间段在此对

应于仅一个心脏跳动周期或延伸到多个心脏跳动周期上。

·分析MR数据，使得通过该分析将MR数据分成组。在此，每个此组

仅包括在检查对象的心脏的确定的心脏跳动阶段期间所采集的MR数

据。换言之，可仅通过分析MR数据（即，例如无EKG控制信号）将

每个MR数据或MR数据的每个元素与确定的组相关联，其中每个组

仅包含在确定的心脏跳动阶段期间所采集的MR数据。

·然后根据或仅从该组的MR数据中生成MR血管造影图像。

根据本发明，可使用基于“Time of Flight，时间飞跃”方法的技术，例如FLASH（“Fast Low Angle SHot”）技术来生成MR血管造影图像。但是，根据本发明也可以基于已知为TrueFISP（“True Fast Imaging with Steady StatePrecession”）的方法的拍摄技术来生成MR血管造影图像。

通过根据本发明的对MR数据的分析，可有利地放弃易错的与EKG控制信号的关联。换言之，常规地通过EKG控制信号送到MR血管造影图像的生成方法中的信息，根据本发明通过对MR数据的相应的分析被采集，并且然后在生成MR血管造影图像时被使用。

根据本发明的构造，K空间的径向采集执行为使得MR数据相继地分别对于多个辐被采集。在此，每个辐经过K空间的中心。在此，各下一个辐可借助于黄金角选择为使得下一个辐分别处在存在于已采集的辐内的最大间隙的中间处。

换言之，根据该实施形式，以沿其扫描MR数据的任意的辐开始。然后，借助于黄金角从已扫描的辐开始确定下一个辐，使得该下一个辐处在还不具有扫描过的辐的K空间内的最大空间部分的中间。

MR数据采集借助于黄金角一方面保证了相同的辐不再被二次扫描。此外，可有利地使MR数据采集在每个刚采集的辐之后中止，而不因此使得K空间被不均匀地扫描。

例如，每个待扫描的辐可通过K空间的中心点并且通过半球上的其中心点也是K空间的中心点的点来限定。在此，每个点在该半球上被球或K空间的中心点通过极角和方位角来限定。在此，在使用其原点与半球或K空间的中心点相同的笛卡尔坐标系的条件下，辐的极角描述了该坐标系的正x轴和辐在坐标系的x-y平面内的辐的投影之间的角度。方位角描述了该坐标系的正z轴和辐之间的角度。

例如，第n个辐的极角θ_n可通过如下等式（1）来确定：

${\mathrm{\Θ}}_n=\frac{\mathrm{\π}\×\sqrt{n}}{2\×\sqrt{N}}---\left(1\right)$

在此，n是目前待确定的辐的计数指标或指标，并且N是总共待确定的辐的数量。

第n个辐的方位角Ф_n可通过如下等式（2）来确定：

Φ_n=mod(n×Ψ,2×π)(2)

在此，黄金角Ψ可以是小的黄金角Ψ1（见等式（3））或是大的黄金角Ψ₂（见等式（4））。

根据另外的根据本发明的实施形式，对于每个辐可仅评估在K空间的中间区域（在中心附近）内的这些MR数据，以便由此分别对于各辐确定平均的能量。根据该实施形式，取决于平均能量在时间上的改变来执行将MR数据划分为相应的组。

换言之，在评估辐的MR数据时，仅评估处于此辐的中间区域内的MR数据。因为辐的中间点对应于K空间的中间点，各辐的该中间区域也处在K空间的中间区域内。该区域可例如通过距K空间的中间点的距离确定。如果此距离例如等于K空间的半径的50%（或30%），则评估各辐的MR数据的仅50%（或30%）以用于确定该辐的平均能量。

因为辐相继地被读取，所以产生了平均能量的时间历程。根据辐的平均能量的该时间历程可以然后将单独的辐或将单独的辐的MR数据分为各组。

动脉血以脉冲形式或以多个脉冲形式的波通过动脉被泵送。而通过静脉的血流相对连续地进行（即，非脉冲形式）。此外，静脉血的流速平均低于静脉血的流速。全部血流（动脉血和静脉血的总和）在动脉心脏跳动期间基本上以动脉血占主导，而全部血流在静脉心脏跳动期间基本上以静脉血占主导，或至少比动脉心脏跳动期间更少地受到动脉血的干扰。

在生成MR血管造影图像时，在与K空间对应的三维体积部分内的自旋通过相应地射入的HF脉冲饱和，使得仅流入到体积部分内的新鲜的未饱和的血液在MR血管造影图像中导致白色的或亮的点，而剩余的MR血管造影图像基本上保持为暗的。在该也已知为“Time of Flight”的方法中，几乎仅新流入到视野内的血液提供了相对于其余的暗背景信号的正的亮的对照。换言之，体积部分的静态部分是饱和的，这导致了黑色的图像点，而运动到饱和区域内的微粒具有不饱和自旋，这导致了亮的图像点。

为将MR数据划分为不同的组，可以按照优选的根据本发明的实施形式执行对所采集的MR数据的傅里叶变换，以便因此产生MR数据的频谱。通过将该频谱滤波，则仅特定的组的MR数据的频率不被抑制。MR血管造影可仅取决于该特定的组的MR数据生成。

如果对例如所采集的辐的平均能量的时间历程进行傅里叶变换，则例如对于动脉心脏跳动期的时间段产生了与另外的心脏跳动期（例如，静脉心脏跳动期，过渡期）不同的另外的频谱。在动脉期期间的功率的时间历程的特征在于基于脉冲形历程的更高的频率，而功率的时间历程在静脉期期间具有更低的频率，但该频率大于在过渡期期间出现的频率。通过相应的滤波因此实现了仅通过对MR数据的分析（在此情况中通过分析平均能量的时间历程）来确定在动脉心脏跳动期期间被采集的MR数据。根据在动脉心脏跳动期期间采集的MR数据所生成的MR血管造影图像有利地基本上仅显示了体积部分内的动脉。

在人体站立时，动脉血在心脏上方基本上向上流动并且在心脏下方基本上向下流动，而静脉血在心脏上方基本上向下流动并且在心脏下方基本上向上流动。如果在生成位于心脏下方/上方的血管树的MR血管造影图像时设定了待拍摄的体积部分的下方/上方的饱和带，则从该饱和带流向待拍摄的体积部分的静脉血也饱和，使得基本上仅动脉血对于血管树成像时的信号有贡献。

有利地，借助于迭代的重建方法生成MR血管造影图像。迭代重建方法可有利地通过对待生成的MR图像的先验知识来补充错误的或未被采集的MR数据。该先验知识可以是例如在待采集的体积部分内的血管的位置和/或尺寸。因为血管的该位置和该尺寸在示出了体积部分内的相邻的层的两个MR图像中应该仅略微改变，所以可对于该曾采集的位置或层采集的尺寸的更大的偏差通过相应的罚项进行罚处理。借助于该罚项然后在第n个MR图像的迭代重建时使得实际重建的第n个MR图像不与先前重建的MR图像明显地不同。

作为该迭代重建方法的变体，可根据本发明使用压缩扫描。压缩扫描（“compressed sensing”）是用于数据采集和数据估计的统计技术，其目的在于在K空间内仅采集或扫描相对少的测量点。尽管测量值在K空间内稀疏地采集，但所述测量值可在确定的条件下几乎再现完全的信息，其在没有压缩扫描的情况下仅可以通过采集在K空间内的所有测量点来重建。该条件恰好在生成MR血管造影图像时满足，因为在此一方面在相邻的MR图像之间仅出现低的差异，并且另一方面因为待采集的信息仅以低的图像点的数量重建（即表示了血管的图像点），而其余的图像点仅具有相对低的信号强度。

通过使用迭代重建算法，可以改进根据本发明生成的MR血管造影图像的分辨率以及信噪比。通过使用迭代重建方法，与非迭代方法相比也可降低伪影的数量和强度。此外，使用迭代重建方法实现了使得例如仅需在K空间内采集50%的辐，而与其中采集K空间中的所有辐的情况相比，在生成MR血管造影图像时不必造成质量损失。

如果为采集MR数据使用多个HF接收线圈，则迭代重建方法的使用是特别有利的。迭代重建方法可有利地使用由多个HF线圈同时采集的MR数据的空间冗余以改进待生成的MR血管造影图像的质量。

在本发明的范围内也提供了用于一种在检查对象内的预先确定的三维体积部分内生成MR血管造影图像的磁共振设备。在此，磁共振设备包括基本场磁体、梯度场系统、一个或多个HF天线和控制装置，所述控制装置用于控制基本场系统和HF天线（多个HF天线），以接收由HF天线（多个HF天线）的接收线圈所接收的测量信号，并且用于评估测量信号以及用于生成MR图像数据组。磁共振设备以HF激励脉冲激励三维体积部分，并且然后在与体积部分对应的K空间内采集径向MR数据。该MR数据被磁共振设备分析以便将MR数据分成组，其中每个组仅包括隶属于检查对象的心脏的确定的心脏跳动期的MR数据。换言之，磁共振设备可有利地仅通过MR数据的分析确定在哪个心脏跳动期期间采集了MR数据的特定的部分，以便将MR数据的每个部分分配给相应的组。然后，磁共振设备仅从该组的MR数据出发生成MR血管造影图像。

根据本发明的磁共振设备的优点基本上对应于在前文中详细描述的根据本发明的方法的优点，因此不再对其重复。

此外，本发明描述了一种可载入到磁共振设备的可编程控制装置或计算单元的存储器内的计算机程序产品，特别是软件。利用该计算机程序产品，当其在控制装置内运行时，可实施根据本发明的方法的所有的或不同的前述实施形式。在此，计算机程序产品需要例如数据库和辅助函数的可能的程序手段以实现方法的相应的实施形式。换言之，以针对计算机程序产品的权利要求特别地指受保护的软件，使用所述软件可执行根据本发明的方法的以上所述的实施形式，或执行该实施形式。在此，软件可以是仍需编译和链接或仅需解释的源代码（例如，C++），或是为执行而仅仍需载入到相应的计算单元或控制装置内的可执行的软件代码。

最后，本发明公开了一种在其上存储了特别是软件（见上面）的电子可读取的控制信息的电子可读取数据载体，例如DVD、磁带或USB存储条。当这些控制信息（软件）从数据载体被读取并且存储在磁共振设备的控制装置或计算单元内时，可执行前述方法的所有根据本发明的实施形式。

本发明特别地适合于从在连续的台移动（即，检查对象连续地被推入到磁共振设备内）时采集的三维体积部分的MR数据重建MR血管造影图像。连续的台移动有利地实现了在台移动方向上几乎不受限制的体积的数据采集。由此，根据本发明能以高分辨率无接缝地生成检查对象的外周血管树，而不给入造影剂并且无EKG设备的外部触发脉冲。

当然，本发明也不限制于该优选的应用领域，因为本发明例如也可用于基于在静止台（即，检查对象或体积部分相对于磁共振设备的位置在数据采集期间不变）上所采集的MR数据来生成MR血管造影图像。

附图说明

在下文中根据本发明的实施形式参考附图详细描述本发明。

图1示出了根据本发明的磁共振设备。

图2示出了在动脉和静脉中的流速。

图3示出了根据本发明的用于生成三维体积的MR血管造影图像的方法的流程。

具体实施方式

图1示出了磁共振设备5（磁共振成像设备或核自旋断层扫描设备）的示意性图示。在此，基本场磁体1产生了时间上恒定的强磁场，以便将位于台23上的、为检查或测量而连续地驶入到磁共振设备5内的例如人体的待检查的部分的对象O的体积部分内的核自旋极化或对齐。在其中布置了待检查的人体的部分的典型的球形测量体积M内限定了核自旋共振测量所要求的基本场的高均匀性。为支持均匀性要求，并且特别是为消除时不变的影响，在合适的位置上安装了由铁磁性材料制成的所谓的匀场片。时变影响通过匀场线圈2消除。

在基本场磁体1内使用了包括三个部分线圈的圆柱形的梯度线圈系统3。每个部分线圈由放大器供电，以便在笛卡尔坐标系的各方向上产生线性（也可时变的）梯度场。在此，梯度场系统3的第一部分线圈在x方向上产生梯度G_x，第二部分线圈在y方向上产生梯度G_y，并且第三部分线圈在z方向上产生梯度G_z。放大器包括数模转换器，所述数模转换器由序列控制器18控制以便时间上正确地产生梯度脉冲。

在梯度场系统3内存在多个高频天线4，所述高频天线4将由高频功率放大器给出的高频脉冲转化为交变磁场，以便激励待检查的对象O或待检查的对象O的待检查区域的核并且将核自旋对齐。每个高频天线4包括一个或多个HF发射线圈和多个HF接收线圈，所述线圈具有环形的优选地直线的或矩阵形的部件线圈的布置的形式。由各高频天线4的HF接收线圈也将由进动的核自旋所发出的交变磁场（即通常由包括一个或多个高频脉冲的脉冲序列）和一个或多个梯度脉冲导致的核自旋回波信号转化为电压（测量信号），所述电压通过放大器7提供到高频系统22的高频接收通道8。高频系统22此外包括发射通道9，其中产生了用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，各高频脉冲基于由设备计算机20预先给定的脉冲序列在序列控制器18内数字地作为复数数列表达。该数列作为实部和虚部分别通过输入12提供到高频系统22内的数模转换器并且由数模转换器提供到发射通道9。在发射通道9内，脉冲序列被调制到高频载波信号，所述载波信号的基频等于中心频率。

从发射运行到接收运行的切换通过发射-接收转换器6进行。高频天线4的HF发射线圈辐射出高频脉冲以激励测量体积M内的核自旋，并且作为结果的回波信号通过HF接收线圈采样。相应地获得的核共振信号在高频系统22的接收通道8′（第一解调器）内相敏地解调到中间频率，并且在模数转换器（ADC）中被数字化。该信号又被解调到频率0上。到频率0上的解调以及实部和虚部的分离在数字化之后在数字阈内在第二解调器8内进行。通过图像计算机17从如此所获得的测量数据中重建MR血管造影图像或三维图像数据组。通过设备计算机20进行对测量数据、图像数据和控制程序的管理。基于利用控制程序的规定，序列控制器18控制各希望的脉冲序列的生成和K空间的相应的扫描。特别地，序列控制器18在此控制时间上正确的梯度的切换，带有限定的相位幅值的高频脉冲的发射以及核共振信号的接收。用于高频系统22和序列控制18器的时基由同步器19提供。通过终端13进行对相应的用于产生MR血管造影图像的控制程序的选择，例如存储在DVD21上的程序的选择，以及对所产生的MR血管造影图像的显示，所述终端包括键盘15、鼠标16和显示器14。

在图2中示出了在心脏跳动的时间t上对于人腿部的血管的动脉血31和静脉血32的流速。在此，在腿部内从下向上流动的血流以正速度表示。可以看出，动脉血31的流速在心脏跳动内明显改变，而与之相比静脉血32的流动速度几乎恒定。此外，从图2中虽然存在动脉血的回流（大约490ms至675ms的时间间隔），但不存在静脉血的回流。

在图2所示出的动脉血31关于时间t的速度历程中，动脉期对应于在大约200ms开始并且在大约400ms结束的时间窗。在该动脉期期间，血流（即由动脉血和静脉血组成的血流）中动脉血占主导。而静脉期对应于在大约700ms开始并且在大约150ms（在下一个心脏跳动）结束的时间窗。

通过在多个心脏跳动期间所采集的MR数据的相应的分析，确定了动脉期和静脉期。然后，将所采集的MR数据与动脉期、静脉期相关联或者与二者都不相关联，使得然后根据已与动脉期或静脉期相关联的MR数据可生成腿部内的动脉或静脉的MR血管造影图像。

在图3中示出了用于生成MR血管造影图像的根据本发明方法的示例性流程。

在第一步骤S1中在对应于三维体积部分的K空间内采集径向MR数据，从所述径向MR数据中生成MR血管造影图像。在径向MR数据采集期间，MR数据以时间上相继的步长逐辐地被采集。

在第二步骤S2中，确定每辐所采集的MR数据的能量。

在随后的步骤S3中，将在步骤S2中确定的每辐的能量的时间历程进行傅里叶变换。

然后，在步骤S4中仅滤出在动脉心脏跳动期期间所采集的MR数据。因为每辐的功率的时间历程的谱取决于MR数据在动脉心脏跳动期还是静脉心脏跳动期期间被采集而不同，所以可通过频率滤波仅确定或滤出在动脉心脏跳动期期间所采集的MR数据。

然后，在步骤S5中重建MR血管造影图像，其中为重建仅使用被滤出的MR数据，即仅使用在动脉心脏跳动期期间所采集的MR数据。在连续的台运动的情况下，可以产生轴向MR血管造影图像的堆，所述堆然后对动脉血管系统成像。在此，轴向MR图像表示了体积部分的垂直于台的运动方向走向的层。

如果在步骤S4中滤出了静脉心脏跳动期期间的MR数据，并且取决于该MR数据生成轴向MR血管造影图像的堆，则将单独的MR图像将体积部分内的静脉血管系统成像而不是将动脉血管系统成像。

Claims (12)

1.一种用于通过磁共振设备（5）生成活体检查对象（O）的预先确定的三维体积部分的MR血管造影图像的方法，其中，该方法包括如下步骤：

在所述体积部分内通过K空间的径向采集来采集MR数据，

分析MR数据，以便通过该分析将MR数据分成组，其中，每组仅包括对应于检查对象的心脏的特定的心脏跳动期的MR数据，和

仅从这些组中之一的MR数据出发生成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，

通过相继地分别采集多个辐的MR数据来执行K空间的径向采集，

每个辐通过K空间的中心走向，其中，K空间对应于预先确定的体积部分，

每下一个辐通过黄金角来选择，使得下一个辐处于在已采集的辐内存在的最大的间隙的中间。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，

对于每个辐仅评估处于K空间的中间区域内的MR数据以便确定平均能量，和

根据平均能量的在时间上的变化来进行组的划分。

4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，

动脉组限定为仅包括对应于动脉心脏跳动期的MR数据的组，并且

动脉组的MR数据根据脉冲形血流来采集。

5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，

静脉组限定为仅包括对应于静脉心脏跳动期的MR数据的组，并且

静脉组的MR数据根据连续血流来采集。

6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，

对所采集的MR数据执行傅里叶变换以便产生MR数据的频谱，

将所述频谱滤波，使得仅仅不抑制特定的组的MR数据的频率，

从滤波的结果出发确定特定的组的MR数据，和

仅从特定的组的MR数据出发来生成MR血管造影图像。

7.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，

通过迭代重建方法来生成MR血管造影图像，其中，通过关于各待生成的MR血管造影图像的先验知识来补充在体积部分的未采集的MR数据中存在的信息。

8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，

利用磁共振设备（5）的多个HF接收线圈（4）采集MR数据，并且

所述迭代重建方法利用了在所采集的MR数据内的基于多个HF接收线圈（4）而存在的空间冗余和在生成MR血管造影图像时在MR数据内的相关图像信息的稀疏性。

9.一种用于在检查对象（O）的预先确定的三维体积部分内生成MR血管造影图像的磁共振设备，其中，所述磁共振设备（5）包括基本场磁体（1）、梯度场系统（3）、至少一个HF天线（4）和控制装置（10），所述控制装置（10）用于控制基本场系统（3）和至少一个HF天线（4），以便接收由至少一个HF天线（4）所接收的测量信号，并且用于评估测量信号和生成MR图像数据组，

其中，所述磁共振设备（5）构造为：在体积部分内通过K空间的径向采集来采集MR数据，分析MR数据以便通过该分析将MR数据分成组，其中每组仅包括对应于检查对象的心脏的特定的心脏跳动期的MR数据，和仅从这些组中之一的MR数据出发生成MR血管造影图像。

10.根据权利要求9所述的磁共振设备，其特征在于，所述磁共振设备（5）构造为用于执行根据权利要求1至8中任一项所述的方法。

11.一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括程序并且直接可读入到磁共振设备（5）的可编程控制装置（10）的存储器内，并且带有程序装置，以便当所述程序在磁共振设备（5）的控制装置（10）上执行时执行根据权利要求1至8中任一项所述的方法的所有步骤。

12.一种电子可读取数据载体，所述数据载体带有存储在其上的电子可读取控制信息，所述控制信息构造为使得在磁共振设备（5）的控制装置（10）内使用该数据载体（21）时执行根据权利要求1至8中任一项所述的方法。

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