CN106821381A - 一种血管成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种三维时间飞跃法血管成像双回波采样方法，涉及磁共振成像领域，包括以下步骤：将k_y‑k_z空间上的点划分为椭圆区域内的点和椭圆区域外的点；将椭圆区域内的点，按照距离k空间中心点的远近分为两部分，分别填充第一回波和第二回波，回波时间较短的第一回波的回波信号填充在靠近k空间中心点的位置，回波时间较长的第二回波的回波信号填充在远离k空间中心点的位置；给不同的k空间位置对应序列上不同的相位方向和选层相位方向梯度编码；将采集到的数据填充到其相应的k空间位置，椭圆区域外的位置填零进行重建。本发明所述采样方法在双回波采样方案的基础上缩短扫描时间和回波时间，避免人体移动带来伪影，提高血管成像的效果。

Description

一种血管成像方法

技术领域

本发明涉及磁共振成像领域，尤其涉及一种血管成像采样方法。

背景技术

磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)已经成为MR血管检查的常规技术之一，与数字减影血管造影(digital subtraction angiography，DSA)相比具有无创，简便，费用低，无需对比剂等优点。与其他血管成像手段不同的是，MRA技术不但能提供血管的形态信息，还可提供血流的方向，流速，流量等定量信息。

目前临床上出现了许多的关于MRA方法，而三维时间飞跃法血管成像(3D TOFMRA)序列是在临床上广泛使用的重要方法之一，其原理是流入效应。为了满足临床使用，在常规的TOF MRA扫描中，扫描时间往往较长，而较长的扫描时间会引起病人的不适以及采样过程中由于病人的移动产生的移动伪影。除此之外，由于在TOF MRA中，为了避免血液流动产生的运动伪影，一般需要在选层相位编码方向和读出方向添加流动补偿，故会导致回波时间TE的增加，从而不利于人体内包含复杂流速血液的区域的成像，引起血管信号丢失。回波时间TE的时间缩短一般需要：1)序列中流动补偿的梯度幅值以及其他可变的梯度均采用较高的幅值2)部分回波采集3)使用不对称RF脉冲。

现有技术中，有人提出了三维时间飞跃法血管成像双回波采样技术。该技术在一个重复周期内采集两个回波，其填充k空间的形式以及序列图如图1所示。该技术相比于传统的三维时间飞跃法血管成像单回波采样技术，扫描时间减少了一半。但是这种三维时间飞跃法血管成像双回波序列的主要问题有三点：(1)受制于选层方向上编码梯度较大，第一个回波的回波时间(有效TE)较长；(2)k空间边缘四个角落信息比较冗余，增加了额外的扫描时间；(3)由于双回波的相位调制，在相位方向引入了伪影，影响了最终的图像结果。

因此，本领域的技术人员致力于开发一种三维时间飞跃法血管成像双回波采样方法，能够进一步缩短扫描时间和回波时间。

发明内容

有鉴于现有技术的上述缺陷，本发明所要解决的技术问题是如何在双回波采样方案的基础上进一步缩短扫描时间和回波时间，以便避免人体移动或双回波的相位调制带来的伪影，提高血管成像的效果。

为实现上述目的，本发明提供了一种三维时间飞跃法血管成像双回波采样方法，包括以下步骤：

步骤1、将k_y-k_z空间上的点划分为椭圆区域内的点和椭圆区域外的点；

步骤2、将所述椭圆区域内的点，按照距离k空间中心点的远近分为两部分，分别填充第一回波和第二回波，回波时间较短的所述第一回波的回波信号填充在靠近所述k空间中心点的位置，回波时间较长的所述第二回波的回波信号填充在远离所述k空间中心点的位置；

步骤3、给不同的位置对应序列上不同的相位方向和选层相位方向梯度编码。

进一步地，所述椭圆区域的椭圆方程为

其中，k_y表示k空间在相位编码方向y的坐标位置，k_z表示k空间在选层相位编码方向z的坐标位置，k_ymax表示k空间在相位编码方向距离k空间中心的最远距离的坐标位置，由该方向的图像分辨率大小决定，k_zmax表示k空间在选层相位编码方向距离k空间中心的最远距离的坐标位置，由该方向的图像分辨率大小决定。

进一步地，所述椭圆区域外的点不进行采样，当进行重建时，用零替代这些点的数据。

进一步地，所述两部分内的采样点数量相等。

进一步地，最终图像的有效回波时间由所述第一回波的回波时间决定。

进一步地，所述采样的过程根据所述椭圆区域内的点各自离所述k空间中心点的距离，由远及近进行采集。

进一步地，所述采样方法采用了非对称射频脉冲、部分回波采样和流动补偿梯度。

进一步地，所述步骤4中，还包括：在读出方向第一个回波采集完后，通过一个回扫梯度，使得第二个读出梯度和第一个读出梯度在同一个方向，回扫梯度放置在两个回波中心来实现第二个回波的流动补偿。

进一步地，所述步骤4中，还包括：重新计算相位和选层相位编码方向的梯度面积，所述梯度面积根据该采样周期内所对应的k空间位置而改变。

本发明所述的三维时间飞跃法血管成像双回波采样方法，具体详述如下：

如图2所示，对在k_y-k_z平面内的每个点都根据它们距离k空间中心的距离进行排序分类。在椭圆：

之外，在标准k_y-k_z矩形平面内的点不被采集。在四个角落的空心点是指该编码位置的数据不被采集，当进行重建时，用零替代这些点未采集的数据。通过只采集椭圆区域内的点，扫描时间可以减少21％，而对图像的分辨率只有轻微的影响，然后将位于椭圆k空间内的点根据距离k空间中心的距离分为相等数量的两部分，在一个TR内同时采集一个灰色点和黑色点。灰色部分点是位于k空间中心部分，距离k空间中心更近，作为双回波采样的第一个回波被采集，其TE较短，主要决定血管的对比度和信噪比。黑色部分位于k空间中心边缘部分，作为双回波的第二个回波被采集，TE较长。最终图像的有效TE由第一个回波的TE决定。根据它们各自离k空间中心的距离，从外到内进行采集。

本发明的优点在于：(1)扫描时间减少至原来扫描时间的39％；(2)缩短回波时间TE，缩短TE的程度与序列中所能采集的最大梯度幅度，爬坡时间，以及选层方向相位编码数有关。

以下将结合附图对本发明的构思、具体结构及产生的技术效果作进一步说明，以充分地了解本发明的目的、特征和效果。

附图说明

图1是现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列及其k空间示意图；

图2是本发明的一个较佳实施例的血管成像序列对应的k空间示意图；

图3是基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列图；

图4是本发明的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像在横截面方向的最大投影像；

图5是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的血管图像在横截面方向的最大投影像；

图6是图4和图5中血管“1”的对比度平均值和峰值图；

图7的条形图是用于统计五个志愿者四个主要血管通过本发明的序列和传统单回波序列下得到的CNR值；

图8是基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像在横截面方向的最大投影像(a)和其中的某个层面(b)；

图9是通过现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像在横截面方向的最大投影像(a)和其中的某个层面(b)；

图10是现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的图像中的血管“1”的CNR平均值和峰值；

图11的条形图是用于统计五个志愿者四个主要血管在通过本发明的序列和现有的双回波序列得到的CNR值；

图12是从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像(经过两次平均)；

图13是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的血管图像；

图14是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和经过平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的图像中的血管“2”的CNR平均值和峰值；

图15的条形图是用于统计五个志愿者的四个主要血管在通过本发明的序列(经过两次平均)和传统单回波序列得到的CNR值。

具体实施方式

如图1所示，现有技术中的三维时间飞跃法血管成像双回波序列，以及对应的k空间填充示意图。灰色的点代表第一个回波信号(采样时刻在TE1)，其在k空间的位置由第一个回波前的选层相位编码和相位编码梯度决定。黑色的点代表第二个回波信号(采样时刻在TE2)，其在k空间的位置由第二个回波信号前的所有相位编码以及第一个回波前的选层相位编码决定。

图2为基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列对应的k空间填充示意图。在四个角落的的空心点不被采集，并且在重建时采用填零法来得到最终图像。剩余的点根据其距离k空间中心的距离分为相等的两部分。灰色的点和黑色的点分别代表该相位编码时对应的回波信号在第一个回波时刻(TE1)和第二个回波时刻(TE2)被采集。

图3为本发明的一个较佳实施例的血管成像双回波序列。为了得到短TE，这里采用了非对称射频脉冲，部分回波采样，以及最短持续时间的流动补偿梯度。除此之外，通过减少第一个回波前的选层方向的相位编码面积，有效TE(TE1)减少。一个回归梯度放在两个回波的中间使得第二个回波也能进行流动补偿。重新计算相位和选层相位编码方向的梯度面积，灰色的梯度表示其梯度面积根据该采样周期内所对应的k空间位置而改变。在传统的单回波三维时间飞跃法血管成像序列基础上添加额外的相位，选层相位方向的编码。除此之外，在读出方向第一个回波采集完后，通过一个回扫梯度，使得第二个读出梯度和第一个读出梯度在同一个方向，回扫梯度放置在两个回波中心来实现第二个回波的流动补偿。两个回波前的相位编码都经过重新计算从而正确地填充椭圆k空间。

为了证明不同序列之间的优缺点，对三种不同的序列进行数据采集得到的实验结果进行比较。实验的平台是基于上海联影医疗科技有限公司的1.5T磁共振扫描机器。实验中使用了16通道的相位阵列组头线圈，最大的梯度场是15.5mT/m，相对应的爬坡时间是270us。所有的序列都采用相同的非对称射频脉冲，71％的部分回波采集。在传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列中的，回波时间TE为4.8ms。在传统的三维时间飞跃法血管成像双回波序列中，第一个回波时间(TE1)为4.8ms，而第二个回波时间(TE2)为11.8ms。在基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列中，第一个回波时间(TE1)为4.1ms，而第二个回波时间(TE2)为11.1ms。所有的TE都是在满足当前系统所能允许的最大梯度幅值和爬坡时间下所设定的最小值。其他的参数都保持一致，如：成像视野(FOV)的大小为220mm，选层方向分辨率是1mm，翻转角为25度，重复时间(TR)是26ms，采样带宽是30kHZ。为了减少流入饱和效应，所有的实验都采集了4个厚块，每个厚块的厚度为24mm，厚块之间有25％的重叠。为了避免层选方向的信号卷绕，选层方向的成像宽度为28mm，大于所激发的厚块宽度24mm。

图像重建和后处理是通过matlab软件实现。为了减少部分容积效应，通过在k空间填零后进行重建得到最终大小为256*256*256的三维图像矩阵。最后为了定量的评估图像，需对血管的对比度(CNR)进行测量。

图4是通过基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像。

图5是通过传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的血管图像。

图6是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的图像中的血管“1”的CNR平均值和峰值图，其中叉号和菱形号分别代表传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，星号和圆圈分别代表传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值。

图7的条形图是用于统计五个志愿者四个主要血管在这两种序列下的CNR值，其中每个血管分别对应四根柱条，依次是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值。

从结果分析来看，对于大血管，例如血管“1”，“2”，基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR值高于传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的血管CNR值。而对于小血管的CNR值，例如血管“3”，“4”，由于高频信号的回波时刻(TE)比较长，故其CNR值低于传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的血管CNR值。除此之外，由于双回波相位调制引入的图像模糊和伪影也可能会降低血管的CNR值。

总之，相比于传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列扫描，现有方法只需传统方法39％的扫描时间，但是采集到的血管图像表现出相似的CNR值。(TE缩短了0.7ms)

图8是本发明的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像在横截面方向的最大投影像(为了避免长时间扫描带来的不准确性，通过进行两两测量进行比较)。

在图8(b)和图9(b)中，可以很清楚地看到对于基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的图像(图8(b))，在图中箭头所标志处的伪影减小了很多。图11中进一步比较了四个主要血管的CNR值。无论从直观上看，还是定量地对血管进行CNR测量，可以发现本方法不仅减少了大约22％的扫描时间，而且有效地减少伪影，提高了血管的CNR值。(TE缩短了0.7ms)

图9是现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列在血管图像在横截面方向的最大投影像。

图10是图8和图9中血管“1”的对比度平均值和峰值图，其中叉号和菱形号分别代表现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，星号和圆圈分别代表现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值。

图11是四个血管在这两种双回波序列下的对比度值柱状图，其中每个血管分别对应四根柱条，依次是现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值。

为了进一步比较基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列和传统传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列，图12和图13分别给出了传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列所采集到的图像和经过两次平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像。图12经过两次平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的图像，图13是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列采集到的图像。

图14是图12和图13中血管“1”的对比度平均值和峰值图，其中叉号和菱形号分别代表传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和经过平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，星号和圆圈分别代表传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和经过平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值；

图15是四个血管在这两种回波序列下的对比度值柱状图，其中每个血管分别对应四根柱条，依次是传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和经过平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR平均值，传统的三维时间飞跃法血管成像单回波序列和经过平均的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管CNR峰值。

图14中的结果表明，对于大血管“1”，“2”，经过两次平均后的基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到血管的CNR值要远远高于传统单回波采集到血管图像，而对于小血管“3”，“4”，其CNR值也更高。可以说，通过近似相同的时间(实际上时间仍然减少了传统的方法的22％的扫描时间)，基于k空间的从外到内椭圆中心轨迹的三维时间飞跃法血管成像双回波序列采集到的血管图像不仅弥补了其双回波调制带来的小血管CNR值上的降低，而且很大幅度上提高了大血管的CNR值。

各个序列测得结果的总比较如下表所示：

上表给出了通过几种不同序列采集得到的五个正常人的血管(上面提到的四个主要血管)总CNR平均值和峰值。将本方法与传统单回波序列采集得到的结果进行比较，其CNR的平均值和峰值都分别降低了只有2.5％和2％。而与现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列进行比较，本方法的CNR的平均值和峰值则分别提高了10.9％和8.9％。当将经过两次平均后的本方法与传统的单回波序列进行比较，本方法的CNR的平均值和峰值则分别提高了54.3％和56.4％。

本发明所述技术方案在这三点上得到很大的改善：

1.扫描时间上的减少：1)从k空间的边缘开始采集，可以减少空扫(不进行数据的采集，用于让信号达到稳态)的使用。2)减少了对k空间边缘四个角落信息的采集，进一步节省了时间。

2.有效TE的缩短。1)本发明的双回波填充方式中，根据距离k空间中心远近来分配两个回波在k空间的位置，其中第一个回波在kz方向的最远位置对应的点偏离k空间中心的距离变小，使得选层方向上的最大编码梯度减少。在对选层方向进行流动补偿计算时，由于选层方向上最大编码梯度减少，从而减少第一个回波的回波时间(第一个回波时刻又称为有效TE，该时刻采集的信号决定图像的对比度和信噪比)。

3.伪影的减少。1)由现有技术的三维时间飞跃法血管成像双回波序列(只在相位编码方向上对k空间进行分割)带来的相位调制伪影，而本发明的k空间的填充方式(在相位编码方向和选层相位编码方向上分割)从而将伪影分散在两个维度，减少伪影对图像的影响。2)对于在三维TOF成像中，血流的脉动会引起图像的伪影，本发明所基于的从外到内的椭圆中心轨迹，能1)消除了传统采样过程中引入的周期性相位错误；2)对k空间中心附近的点的采集时间更加集中，使得有运动引起的的伪影最小化。

以上详细描述了本发明的较佳具体实施例。应当理解，本领域的普通技术无需创造性劳动就可以根据本发明的构思作出诸多修改和变化。因此，凡本技术领域中技术人员依本发明的构思在现有技术的基础上通过逻辑分析、推理或者有限的实验可以得到的技术方案，皆应在由权利要求书所确定的保护范围内。

Claims (9)

1.一种三维时间飞跃法血管成像双回波采样方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤1、将k_y-k_z空间上的点划分为椭圆区域内的点和椭圆区域外的点；

步骤2、将所述椭圆区域内的点，按照距离k空间中心点的远近分为两部分，分别填充第一回波和第二回波，回波时间较短的所述第一回波的回波信号填充在靠近所述k空间中心点的位置，回波时间较长的所述第二回波的回波信号填充在远离所述k空间中心点的位置；

步骤3、给不同的位置对应序列上不同的相位方向和选层相位方向梯度编码。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述椭圆区域的椭圆方程为

$\frac{k_y^2}{k_{ymax}^2}+\frac{k_z^2}{k_{zmax}^2}=1,$

其中，k_y表示k空间在相位编码方向y的坐标位置，k_z表示k空间在选层相位编码方向z的坐标位置，k_ymax表示k空间在相位编码方向距离k空间中心的最远距离的坐标位置，由该方向的图像分辨率大小决定，k_zmax表示k空间在选层相位编码方向距离k空间中心的最远距离的坐标位置，由该方向的图像分辨率大小决定。

3.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述椭圆区域外的点不进行采样，当进行重建时，用零替代这些点的数据。

4.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述距离k空间中心点的远近两部分内的采样点数量相等。

5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，最终图像的有效回波时间由所述第一回波的回波时间决定。

6.如权利要求1所述的方法，其特征在于，根据所述椭圆区域内的点各自离所述k空间中心点的距离，由远及近进行采集。

7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述采样方法采用了非对称射频脉冲、部分回波采样和流动补偿梯度。

8.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤4中，还包括：在读出方向第一个回波采集完后，通过一个回扫梯度，使得第二个读出梯度和第一个读出梯度在同一个方向，回扫梯度放置在两个回波中心来实现第二个回波的流动补偿。

9.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤4中还包括：重新计算相位和选层相位编码方向的梯度面积，所述梯度面积根据该采样周期内所对应的k空间位置而改变。