CN109934888A - 非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法及系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法及系统，其中，该方法包括以下步骤：选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图；对图像采集过程进行加速，以在预设时长内获得多时相的脑血流域图；将不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图。该方法继承了SNAP‑MRA的完全背景信号压制优势以及非对比剂增强磁共振血管成像技术的无电离辐射、非侵入等优点，且没有搏动伪影和信号衰减的影响，可以应用于会引起血流动力学变化的各种疾病的临床筛查和随访监控中。

Description

非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法及系统

技术领域

本发明涉及计算机视觉和图形学技术领域，特别涉及一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法及系统。

背景技术

与其他血管成像技术(例如数字剪影血管成像(Digital SubtractionAngiography，DSA)、计算机断层扫描血管成像(Computed Tomography Angiography，CTA)和对比增强磁共振血管成像(Contrast-Enhanced MRA))相比，非对比剂增强的磁共振血管成像技术(NCE-MRA)具有非侵入性、无需外源性造影剂注射、无电离辐射等优点，因此更适合用于临床疾病筛查和随访监测。SNAP(Simultaneous Non-Contrast AngiographyandintraPlaque Hemorrhage Imaging，SNAP)技术是一种为颈动脉成像而新开发的NCE-MRA技术，它的特点是能够在一次扫描中同时提供三维血管(管腔)图像和空间位置匹配的斑块内出血图像。自从被提出以来，该技术已经在颈动脉粥样硬化检测、颈动脉狭窄度测量、高危斑块和斑块内出血识别和颈动脉夹层诊断等领域得到了广泛应用，其临床价值得到了充分验证。

SNAP序列实际上是传统的MPRAGE序列与一连串额外的小翻转角采集的结合，后者主要为相位敏感重建(PhaseSensitiveReconstruction，PSR)提供背景相位信息。在该序列中，反转恢复(Inversion Recovery，IR)脉冲是区块选择的，并且IR区会远宽于成像区域。通过选取合适的反转时间，可以实现在颅内成像中只有血液的信号为负，而其他背景组织的信号均为正。在从SNAP图像中移除背景相位信息后，只显示图像中的负信号，就能得到有着彻底的背景抑制的3D黑血MRA图像。

和传统NCE-MRA成像技术(如时间飞跃成像(Time Of Flight，TOF)和相位对比成像(PhaseContrast Angiography，PCA)一样，SNAP也能在脑血管成像领域中得到应用。然而，SNAP序列中使用的成像参数(TI反转时间和翻转角)是为了最大化颈动脉斑块内出血和血管管腔之间的对比度而优化设计的。然而在其它器官如脑动脉血管成像中，背景组织的种类(灰质、白质、脑脊液等)和颈动脉成像时完全不一样；脑动脉也比颈动脉要细并且曲折、分岔的多。小而迂曲或分岔的脑动脉中的血流会因较强的流动散相效应而有着较低的信号强度，更容易受到噪声的影响。另一方面，得到理想SNAP-MRA的一个重要条件就是只有血液信号为负而其他组织信号为正(下文称其为“信号条件”)。因此，SNAP序列的成像参数需要被进一步优化以获取最佳的其它器官动脉成像效果。

对动脉血管内的血流循环按时间进行动态显示可以提供丰富的脑血流动力学信息，这在各类脑血管疾病的筛查和诊断中具有很重要的应用。这一方面，临床上的金标准是DSA技术，但是它是侵入式的、需要造影剂注射，并且有电离辐射的风险。而在NCE-MRA领域，也有一系列基于动脉自旋标记(Arterial Spin Labeling，ASL)的磁共振动态血管成像(Dynamic Magnetic Resonance Angiography，d-MRA)技术，通过选定多个较短的标记后延迟(PostLabelingDelay，PLD)时间进行ASL成像，实现脑血流循环的动态显示。四维非对比增强时间分辨血管造影术(4D Time-Resolved Angiography Non-Contrast Enhanced，4D-TRANCE)便是其中具有代表性的一种技术。但受ASL的成像机制影响，这类技术普遍具有以下缺陷：扫描时间相对较长，图像信噪比较低，图像中容易出现血管搏动伪影，在后期图像(长PLD时间)中被标记血液的信号会严重衰减影响观察。

发明内容

本发明旨在至少在一定程度上解决相关技术中的技术问题之一。

为此，本发明的一个目的在于提出一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法，该方法无需外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，得到动脉血流循环的动态显示。

本发明的另一个目的在于提出一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统。

为达到上述目的，本发明一方面提出了非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法，包括以下步骤：选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT(BloodArrivalTime，BAT)下的脑血流域图；对所述脑血流域图的采集过程进行加速，以在预设时长内获得多时相的脑血流域图；将所述不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对所述脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图。

本发明实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法，通过将不同反转时间(InversionTime，TI)的动脉SNAP图像进行组合，不需要外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，就能得到血流循环的动态显示，同时继承了SNAP-MRA的完全背景信号压制优势以及非对比剂增强(Non-contrastEnhanced，NCE)磁共振血管成像技术(MagneticResonance Angiography，MRA)的无电离辐射、非侵入等优点，可以应用于会引起血流动力学变化的各种疾病的临床筛查和随访监控中。

为达到上述目的，本发明另一方面提出了一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统，包括：成像模块用于选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图；加速模块用于利用加速技术对所述脑血流域图的采集过程进行加速，以缩短扫描时间获得多时相的脑血流域图；整合模块用于将所述不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对所述脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图。

本发明实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统，通过将不同TI的动脉SNAP图像进行组合，不需要外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，就能得到血流循环的动态显示，同时继承了SNAP-MRA的完全背景信号压制优势以及非对比剂增强磁共振血管成像技术的无电离辐射、非侵入等优点，可以应用于会引起血流动力学变化的各种疾病的临床筛查和随访监控中。

本发明附加的方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

本发明上述的和/或附加的方面和优点从下面结合附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1为根据本发明实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法流程图；

图2为根据本发明实施例的通过Bloch仿真计算出在一定范围的成像参数(TI：200～600ms，α：5°～25°)下血液SNAP信号的理论强度变化图；

图3为根据本发明实施例的流动血液的SNAP信号强度与血流速度的关系图；

图4为根据本发明实施例的传统SNAP扫描参数(TI＝500ms，α＝11°)下的结果图；

图5为根据本发明实施例的一组示例4D SNAP-MRA图像；

图6为根据本发明实施例的使用基于ASL的传统NCEd-MRA技术4D-TRANCE与图四同一次扫描中采集到的图像(8个Phase，1×1×1mm³)的对比图；

图7为根据本发明实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统结构示意图。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

本发明实施例是基于非对比剂增强血管与斑块内出血同时成像的磁共振动态血管成像方法—4D SNAP-MRA技术，用于动脉血管与血流动力学成像，包括：

(1)对既有颈动脉SNAP成像序列进行优化，改进扫描参数，使其能够进行稳定的动脉血管成像；

(2)使用不同反转时间的动脉SNAP序列进行成像，获得不同血流到达时间下的血流域图；

(3)对(2)中获得的血流域图进行幅值归一化，再按BAT大小对图像进行排序与整合，实现脑血流域随时间增长(即血流循环)的动态显示；

(4)使用压缩感知-并行成像(Compressed Sensing+Parallel imaging)等加速技术对图像采集过程进行加速，实现在快速多时相(Phase)的高分辨率d-MRA成像。

下面参照附图描述根据本发明实施例提出的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法及系统，首先将参照附图描述根据本发明实施例提出的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法。

图1是本发明一个实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法流程图。

如图1所示，该非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法包括以下步骤：

在步骤S101中，选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图。

也就是说，使用优化的成像参数，以实现最佳的SNAP脑动脉成像效果。

具体地，如图2所示，图中已经删去了血流信号为正或任一种背景组织信号为负的区域，剩下从左上到右下的彩色区域即为满足信号条件的成像参数范围。从图中可以得知，采用的TI时间或翻转角越小，对应的血液信号强度(绝对值)越大。因此，SNAP序列所用的扫描参数应当从接近彩色区域的左下边界的像素点选取以增强图像显示效果。

在SNAP成像中，由于IR区域的宽度远大于成像区域，所得的SNAP-MRA图像可能会受到血流速度的影响。在IR区外的快速血流在成像时可能会流入到成像区里，而成像区里的慢血流在流出成像区之前可能会被多次翻转。这两种情况都会降低血流的信号强度，因此只有流速在一定区间内的“理想”血流才能产生相对稳定的信号和正常的SNAP-MRA图像。这一流速区间的上下限可以写为：

式中v指血流速度，D_IR和D_sl分别是IR区和成像区的宽度，IRTR则是两次连续的IR脉冲间的时间。

例如，如图3所示，可以计算流动血液的SNAP信号强度并探究其与血流速度的关系：①颅内血管被简化为一根无分支的长直圆柱管，其走向与从脚到头的方向平行(Z方向)；②血流被简化为以恒定速度流动的平推流，其流动方向从脚到头，与成像区块垂直。由于在SNAP成像中，心电或指脉门控一般并不使用，心跳带来的血流周期性变化被认为是平均在整个采集窗内。③IR脉冲和成像α脉冲被认为能激发较理想形状的区块，两种脉冲的持续时间可忽略不计。在流动增强(flow Related Enhancement，FRE)效应的作用下，成像区内的血流可以在Z方向被分割为n个血流段，其中每个血流段内的血流受到的α脉冲数是一样的。血流段离成像区域的血流流入口越远，在成像时受到的α脉冲数就越多，对应的血液信号强度也就越低。经过计算，每个流速段内的血流信号强度可以表示为：

其中，M₀是初始的纵向磁化矢量强度，E₁＝exp(-TR/T₁)≈0.9936，E₂＝E₁·cosα，X＝(1-E₁)/(1-E₂)。

可以看出，血流信号是一个仅由TI和翻转角α决定的双指数函数，其与血流速度无关。而血流速度则决定了速度段的总个数以及每个速度段的宽度(v·TR)。公式2实际反映了成像区内血流信号强度的空间分布。

类似的，整根血管的平均信号强度(实际上也就是整幅SNAP-MRA图像的平均幅值)：

当血液的流速超出流速区间(无论是快还是慢)时，血液在成像时经历的IR脉冲数(nIR＝0)也会对血流信号产生影响。未经翻转就流入成像区的快血流(nIR＝0)会导致SNAP-MRA中的空信号；而对于被多次翻转的慢血流(nIR≥2)，纵向磁化矢量的强度由nIR和IRTR(取决于TI)共同决定。

基于以上分析，可以得出不同成像参数下血管内的血流信号强度分布情况，和平均信号强度随血流速度的变化趋势。

如图4所示，通过传统SNAP扫描参数的结果可以看出，在一定流速范围内，平均信号强度有一段相对缓慢的增长期，但在该范围外，信号快速的降到0。该范围两端点在数值上等于前述“流速区间”。将该曲线按形状分割为6段，计算了每一段对应的血流信号强度在血管内的分布情况，显示在子图A～F中。可以看出，分段D是相对稳定的理想血流情况，而B和F则是血管被低信号血流所填充。在情况A、C和E中，血管内同时包括被翻转不同次数的血流。其中情况C中，低信号的慢速血流(nIR＝2)占据了远端血管，这在真实图像中会导致远端小分支血管的消失。而对于情况E，低信号的高速血流(nIR＝0)占据了近端血管，这在真实图像中会导致主干大血管的消失。

在实际成像中，脑血管是迂曲且多分叉的，其走向并不会一直沿着Z方向；而血流的流速，其方向和大小也都不是恒定的。然而，对于颅内血管上任意一点，其到指定的起始平面的垂直距离(L_z)，与血流从起始平面流到该点过程中流速在Z方向的分量的平均值之间有着如下关系：

其中，t反映了血流从起始平面流到该点所用的时间，即前述的血流到达时间BAT。由于时间是一个没有方向只有大小且只会连续增加的标量，上式在实际脑血流与前述模型中的意义是一样的。事实上，当图像处在图三的子图C和E的情况时，血流信号强度在空间上存在跳变。这样的跳变在图像中则显示为血管显像和不显像部分中的间隔点，或显像血管的截止点。由于这些截止点实际上是不同翻转次数的血流的分界面，其BAT时间是一定的：

BAT_slow＝IRTR+TI＝5·TI

BAT_fast＝TI [5]

上述两式分别对应于情况C和情况E。显然，一幅SNAP-MRA图像中所有的截止点的BAT时间是一样的。因此对于情况C下的SNAP-MRA图像来说，可以认为它实际反映了血流在一定时间(5TI)内从起始平面出发，在不同血管分支内流出的距离，也即脑血流域图。因此，使用不同的TI值进行成像，就能得到不同BAT时间下的脑血流域图及其随时间动态变化的过程。该动态脑血管与血流动力学成像技术被称为4D SNAP-MRA。

在步骤S102中，对脑血流域图的采集过程进行加速，以在预设时长内获得多时相的脑血流域图。

可以理解的是，完成一次传统的SNAP序列扫描需要5分钟时间。显然，在4DSNAP-MRA中，为获取多个时相的脑血流域图而扫描多个TI下的SNAP图像，总扫描时间会非常长，影响该技术的临床应用价值与潜力，因此，需要使用加速技术对4DSNAP-MRA的扫描进行加速。

其中，本发明实施例不限制所采用的图像采集加速技术，包括传统并行成像技术如SENSE技术、GRAPPA技术和压缩感知-并行成像技术如CS-SENSE技术等。本发明实施例可通过但并不限于上述任意一种方法对4DSNAP-MRA扫描进行加速。

例如，如图5所示，图像左侧是用作血管解剖结构参考像的TOF像与传统3DSNAP-MRA图像；右侧是使用CS-SENSE技术加速后的4D SNAP-MRA序列在5分钟内采集的8个Phase的图像(1×1×1mm³)，加速倍数选取为R＝6以实现扫描速度与图像质量的平衡。从图中可以观察到完整的脑血流循环的动态变化过程。

如图6所示，本发明实施例将基于ASL的传统NCEd-MRA技术4D-TRANCE在与图5同一次扫描中采集到的图像(8个Phase，1×1×1mm³)进行对比，可以看出4D SNAP-MRA图像具有比4D-TRANCE显著更高的信噪比。此外，在4D-TRANCE图像中出现了较为明显的搏动伪影(白色箭头处)，且图像的部分血管信号随PLD时间的增长而迅速的衰减消失，而4D SNAP-MRA图像则不受这两者的影响。

在步骤S103中，将不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对脑血流域图进行排序整合，实现脑血流循环的动态显示，具体地，在4D SNAP-MRA中使用了不同TI的SNAP序列进行成像。由步骤S101中的结论可知，优化后的脑动脉SNAP成像序列中，不同的TI对应着不同的翻转角α，其产生的SNAP信号强度也不一样。因此，在完成PSR重建与多角度最大强度投影，生成SNAP-MRA图像后，需要对不同TI的脑血流域图进行幅值归一化，再按BAT大小对图像进行排序与整合，得到最终的4D SNAP-MRA图像。

根据本发明实施例提出的非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法，通过将不同TI的动脉SNAP图像进行组合，不需要外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，就能得到血流循环的动态显示，同时继承了SNAP-MRA的完全背景信号压制优势以及非对比剂增强磁共振血管成像技术的无电离辐射、非侵入等优点，可以应用于会引起血流动力学变化的各种疾病(如动静脉畸形、脑动脉瘤、烟雾病等)的临床筛查和随访监控中。

其次参照附图描述根据本发明实施例提出的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统。

图7是本发明一个实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统结构示意图。

如图7所示，该系统10包括：成像模块100，加速模块200和整合模块300。

其中，成像模块100用于选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图。加速模块200用于利用加速技术对所述脑血流域图的采集过程进行加速，以缩短扫描时间获得多时相的脑血流域图。整合模块300用于将不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图。本发明实施例的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统无需外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，得到动脉血流循环的动态显示，且没有搏动伪影和信号衰减的影响。

需要说明的是，前述对非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法实施例的解释说明也适用于该系统，此处不再赘述。

根据本发明实施例提出的非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统，通过将不同TI的动脉SNAP图像进行组合，不需要外源造影剂注射或对流入血流进行特定标记，就能得到血流循环的动态显示，同时继承了SNAP-MRA的完全背景信号压制优势以及非对比剂增强磁共振血管成像技术的无电离辐射、非侵入等优点，可以应用于会引起血流动力学变化的各种疾病(如动静脉畸形、脑动脉瘤、烟雾病等)的临床筛查和随访监控中。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征“上”或“下”可以是第一和第二特征直接接触，或第一和第二特征通过中间媒介间接接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”可是第一特征在第二特征正上方或斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”可以是第一特征在第二特征正下方或斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。

尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。

Claims (2)

1.一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像方法，其特征在于，包括以下步骤：

选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图；

对所述脑血流域图的采集过程进行加速，以在预设时长内获得多时相的脑血流域图；以及

将所述不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对所述脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图。

2.一种非对比剂增强的磁共振动态血管成像系统，其特征在于，包括：

成像模块，用于选取优化的扫描成像参数，使用不同反转时间的脑动脉SNAP序列进行成像，得到不同BAT下的脑血流域图；

整合模块，用于将所述不同BAT下的脑血流域图进行幅值归一化，并根据BAT大小对所述脑血流域图进行排序整合，得到脑血流域随时间增长的动态显示图；以及

加速模块，用于利用加速技术对图像采集过程进行加速，以缩短扫描时间获得多时相的脑血流域图。