CN114533025A - 一种非对比剂肾动脉磁共振成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明属于磁共振成像技术领域，具体涉及一种非对比剂肾动脉磁共振成像方法。本发明的成像方法采用流入‑反转恢复成像。序列采集的k空间轨迹在层面内采用射线编码，在层面方向采用笛卡尔编码。具体步骤如下：施加静态组织抑制脉冲及静脉血液信号抑制脉冲；施加2‑8次空扫脉冲；固定层面内的射线编码方向，遍历所有的层面编码并采集信号；改变射线编码方向，重复上述步骤，直至遍历k空间；图像重建。本发明实现了自由呼吸条件下的非对比剂肾动脉磁共振成像，降低了扫描过程中对患者配合度的需求，提高了检测成像的效率。另一方面，本发明也能兼容其他触发方式，降低了对设备硬件的要求，提升了图像质量。因此，本发明具有很好的应用前景。
Description
技术领域
本发明属于磁共振成像技术领域，具体涉及一种非对比剂肾动脉磁共振 成像方法。
背景技术
动脉粥样硬化性血管壁改变和纤维肌发育不良引起的肾动脉狭窄是公认 的继发性动脉高压产生的原因，其常引起肾功能损害。肾动脉狭窄的早期筛 选和检测对于肾血管疾病的治疗具有重要意义。目前，基于体外对比剂的增 强CT或MR扫描是临床上诊断肾动脉狭窄的金标准，其中增强MR扫描由 于其无电离辐射的优点尤其引人注目。然而，近年来已经有报道钆对比剂可 能引发肾功能衰竭患者发生肾源性系统性纤维化(NSF)，因此，基于MRI 的内在物理成像机制来实现非对比剂增强的肾动脉血管显影在临床上有迫切 的应用需求。
基于MRI的非对比剂肾动脉血管成像，主要分为时间-飞跃法、相位对 比法和流入-反转恢复成像三种类型。时间-飞跃法和相位对比法依赖于血液 流速，容易受到血液湍流的影响，从而夸大血管狭窄度，肾血管的走形使得 这种缺点更为明显。流入-反转恢复序列利用反转脉冲抑制背景静态组织，结 合三维自由稳态平衡序列的亮血特性提升血管显示质量，不易受湍流影响， 是目前商业磁共振机器中非对比剂肾动脉血管造影的主要方法。
流入-反转恢复序列的基本原理为：首先利用一个反转脉冲选择性地翻转 一个层块内的磁化矢量(该层块上缘与成像层块一致，下缘则超出成像层块 一定范围，以抑制静脉血液信号)，在TI等待时间期间，该层块内的静态组 织信号逐渐恢复，而新鲜血液(未经历之前的反转脉冲的血液)则流入成像 区域，选择合适的TI时间点开始采集自由稳态信号，则静态组织信号被抑制， 而血液信号则显示为高亮。
流入-反转恢复序列需要对扫描过程中的呼吸运动予以控制，以获得足以 诊断的图像质量，这一般通过呼吸门控触发或者呼吸导航回波技术来实现。 同时，为了获得较好的血管-背景组织对比度，应当尽可能保证在TI期间存 在新鲜血液流入事件。然而，在单独控制呼吸运动时，无法知晓血液流入时 间。为了解决该问题，现有技术通常将TI时间设置到较大的值，一般在1000ms-1500ms，以保证大部分数据采集在血液流入之后。心电门控或者指 脉的采用，可以更精确地捕捉血液流入事件，视病人心率而定，TI时间一般 可以设置到300ms-500ms。
上述流入-反转恢复成像的主要缺点是：由于扫描过程对运动较为敏感， 因此需要病人在扫描过程中配合呼吸以获得高质量的图像。这样一方面在扫 描前需要对病人呼吸训练，使得检测过程效率较低。另一方面成像的效果高 度依赖于病人的配合程度，例如：对于呼吸频率慢的病人，扫描时间也会特 别长；对无法自主控制呼吸的病人，图像质量更是难以得到保证。而对于采 用心电门控或者指脉的情况，对呼吸运动的控制会更加复杂，通常需要结合 实时导航回波技术或者支持心电/呼吸双门控触发，对硬件要求比较高，很多 磁共振机器上并不支持这样操作。同时为了满足两个门控信号的限制，扫描 时间延长。总之，由于对病人呼吸控制的需求，流入-反转恢复成像的检测效 率大大降低，且对于配合度不高的病人仍然难以采集到高质量的图像。
发明内容
针对现有技术中的缺陷，本发明提供一种非对比剂肾动脉磁共振成像方 法，目的在于通过优化设计序列采集的轨迹，减轻呼吸运动对肾动脉血管成 像质量的影响，更稳定地获得可进一步用于准确诊断的图像。
一种非对比剂肾动脉磁共振成像方法，其是采用流入-反转恢复成像，序 列采集的k空间轨迹在层面内采用射线采集，在层面方向采用笛卡尔编码， 具体包括如下步骤：
步骤1，施加静态组织抑制脉冲和静脉血液抑制脉冲；
步骤2，施加2—8次空扫脉冲；
步骤3，施加激发脉冲，固定层面内的射线编码方向，遍历所有的层面 编码并采集信号；
步骤4，改变射线编码方向，重复步骤3，直至遍历k空间；
步骤5，图像重建。
优选的，步骤3中，激发脉冲采用1-2-1水激发脉冲。
优选的，步骤2中所述的空扫脉冲包括一个半翻转角脉冲及2-8个1-2-1 水激发脉冲。
优选的，所述所述水激发脉冲的各组成脉冲采用斜坡脉冲。
优选的，所述k空间的层面内的视野形状为椭圆形。
优选的，通过如下步骤调整层面内的射线采集密度，实现椭圆形的视野：
步骤A，初始化：设置计数变量j＝0，初始射线角度θ0＝0，最大射线角度 θmax＝2π，并根据分辨率Δr计算出k空间半径kmax，计算公式为kmax＝1/(2Δr)；
步骤B，计算当前角度θj下的角度变化量Δθj：
首先粗略估计
Δθj_temp＝2/kmax/FOV(θj)，
再调整为
Δθj＝2/kmax/FOV(θj+Δθj_temp/2)，
其中，FOV(θj)是指当前角度下对应的图像视野，计算方式为
FOVx和FOVy分别定义椭圆 视野两个轴的长度；
步骤C，计算下一个射线角度θj+1＝θj+Δθj，并使计数变量j的值增加1；
步骤D，判断θj是否已经超过最大角度θmax，若尚未超过，则返回到步骤 B，否则再判断计数变量j是否为偶数，若为偶数则返回步骤B，否则，继续 下一步；
步骤E，角度规范化：将步骤A-D计算出的所有角度θi(i＝0,1,2....j-1) 规范化到0到2π范围内，规范化方法为：
步骤F，角度近似随机化：按照黄金角度旋转，生成j个射线角度，记 为φn，其中，n＝0,1,2,...,j-1；按照φn的顺序，逐个从θi_norm中选出与φn最接近 的角度，完成对θi_norm的随机化重排。
优选的，所述序列扫描在无触发的条件下进行；或者，所述序列扫描采 用呼吸门控触发、心电门控触发或指脉触发。
优选的，所述步骤5的图像重建具体形式如下：
其中，Λ代表呼吸相关的权重系数；x为图像，N为接收线圈通道数，Ai为 第i个线圈的编码矩阵，yi为第i个线圈采集到的k空间数据，φ(x)代表图像 x的全变分，μ和λ分别为图像数据一致性和稀疏性的正则化系数。
优选的，步骤5中，在自由呼吸扫描时，利用采集的k空间数据本身估 计出呼吸运动波形，并将其转化为权重系数Λ。
本发明提供一种非对比剂肾动脉磁共振成像装置，所述成像装置按照上 述成像方法进行成像。
本发明中，“静态组织抑制脉冲”是指通过饱和脉冲抑制静态组织的信 号，从而突出血管显示。“饱和带的激发脉冲”是指静脉血液信号抑制脉冲， 静脉血液和动脉血液流向相反，在肾脏下端放置饱和带即可抑制静脉血液信 号。“半翻转角脉冲”是指翻转角为激发脉冲一半的射频脉冲。“水激发脉 冲”是指只激发水信号，而不激发脂肪信号的射频脉冲，用来压脂。“1-2-1 水激发脉冲”是水激发脉冲的一种具体形式，其包括三个子脉冲，各个子脉 冲翻转角度比例为1:2:1，故而称为1-2-1水激发脉冲。“射频脉冲”是指磁 共振序列里通过发射通道施加的脉冲信号，频率在射频信号范围，故称为射 频脉冲。“空扫”是指施加在正式扫描之前的空扫描，只施加脉冲和梯度而 不采集信号，目的是使磁共振信号快速进入稳态。“斜坡脉冲”是指激发轮 廓在空间中是一个斜坡形状的射频脉冲。
通过本发明的技术方案，取得了如下有益效果：
1、本发明优化设计了序列采集的轨迹，减轻呼吸运动对肾动脉血管成 像质量的影响，更稳定地获得可诊断的图像，实现了能够在自由呼吸的条件 下的非对比剂肾动脉磁共振成像。
2、对于有呼吸缓慢、无法自主呼吸等情况的病人，本发明的技术方案 可减轻对病人配合度的要求，从而缩短扫描时间，提高肾动脉血管成像检测 的效率。
3、在优选的方案中，结合了自由呼吸稳态序列的优点，进一步增强图 像的质量。
4、本发明的扫描过程可采用无触发(自由呼吸)方式进行，或者采用呼 吸门控触发或心电门控/指脉触发。提出的自由呼吸扫描方式可以更方便地与 心电门控/指脉协同使用，降低对机器硬件的要求，同时也缩短了扫描时间。
5、本发明的优选方案中，通过半翻转角脉冲和水激发脉冲的各组成脉 冲采用线性TONE脉冲的方式，解决了(1)远端肾主动脉信号显示易受 饱和效应影响而变暗的问题，提升肾主动脉远端部分显示质量，血管更加均 匀。
显然，根据本发明的上述内容，按照本领域的普通技术知识和惯用手段， 在不脱离本发明上述基本技术思想前提下，还可以做出其它多种形式的修改、 替换或变更。
以下通过实施例形式的具体实施方式，对本发明的上述内容再作进一步 的详细说明。但不应将此理解为本发明上述主题的范围仅限于以下的实例。 凡基于本发明上述内容所实现的技术均属于本发明的范围。
附图说明
图1为肾动脉成像脉冲序列(左)及对应k空间轨迹图(右)；
图2为椭圆视野的示意图；
图3为实现椭圆视野的流程示意图；
图4为呼吸门控触发的肾动脉扫描图像；
图5为自由呼吸肾动脉扫描图像；
图6为指脉触发肾动脉扫描图像。
具体实施方式
实施例1非对比剂肾动脉磁共振成像方法
本实施例提供一种非对比剂肾动脉磁共振成像方法，其是采用流入-反转 恢复成像，序列采集的k空间轨迹如图1右所示，在层面内采用射线采集， 在层面方向采用笛卡尔编码，具体包括如下步骤：
步骤1，施加静态组织抑制脉冲和静脉血液抑制脉冲；
步骤2，施加若干次空扫脉冲；所述的空扫脉冲包括一个半翻转角脉冲 及若干个1-2-1水激发脉冲。其中，半翻转角脉冲不采用水激发脉冲，为一 个普通射频脉冲。空扫的目的是使磁共振信号迅速进入稳态。
步骤3，施加激发脉冲，固定层面内的射线编码方向，遍历所有的层面 编码并采集信号；
步骤4，改变射线编码方向，重复步骤3，直至遍历k空间；
步骤5，图像重建。
作为一种优选的方案，成像所采用的脉冲序列如图1左所示，具体如下：
在序列最开始，是一个可选的触发信号，实际中根据具体病人情况，可 以选择无触发信号、呼吸门控、心电门控或指脉触发。RF1是一个静态组织 抑制脉冲，在TI期间，新鲜的血液流入肾动脉，通过合理设置TI值，可以 达到最佳的血管-静态组织对比度。RF2是饱和带的激发脉冲，在实际中可以 施加多个饱和带，比如在腹前/后壁和脚方向分别放置饱和带，可以一方面抑 制呼吸运动伪影，另一方面抑制肾静脉血液信号。RF3是一个半翻转角脉冲， 其翻转角是RF4的一半。RF3与RF4之间的距离为两个相邻RF4脉冲之间 距离的一半，即TR/2。半翻转角脉冲RF3可以加速组织信号进入稳态。RF4 是一个1-2-1的水激发脉冲，用以抑制脂肪信号，有助于减轻伪影和提升血 管显示质量。需要注意的是，RF4脉冲时间受到水脂频率差的限制，其总的 持续时间较长，在低场上尤其如此。因此RF3与RF4之间实际可用于施加梯 度脉冲的时间十分有限，为了降低序列对梯度系统的要求，RF3不采用和RF4一致的水激发脉冲，而用一个普通的射频脉冲代替，这样既可以保证水信号 处于稳态，也依然可以保证压脂效果。在实际中，RF3之后也可以再加入数 次空扫，以保证后续组织信号尽可能处于稳态期间。
TI时间的设置需要考虑两方面的因素，其一是背景组织的信号抑制，其 二是血液流速。最佳TI时间应当首先保证肾动脉血液能在此期间流入扫描范 围，在此基础上，背景组织的信号则越低越好，以突出血管对比度。使用呼 吸门控方式时，每次触发之间，基本可以认为背景组织已经完全弛豫，TI时 间的选择和传统的肾动脉成像序列一致，通常在1000ms～1500ms之间。在采 用自由呼吸方式时，背景组织则不能完全弛豫，因此最佳TI时间会变短，通 常在600ms～900ms之间。在采用心电门控/指脉触发时，TI时间可以缩短至300ms～500ms。
此外，为了使血管信号更加均匀，减轻饱和效应对远端血管显示的影响， RF3和RF4的各个组成脉冲均采用斜坡脉冲(解决饱和效应)。在每个TR 期间，序列中三个轴上的梯度都保持一阶梯度矩为零，以达到完全平衡，因 此，和传统的自由稳态平衡序列一样，该序列采集的信号为T2/T1加权对比 度，血液显示为均匀的高亮信号。
由于腹部的外形轮廓大多数时候更接近于椭圆，采用椭圆视野可以节约 扫描时间。因此，作为一种优选的方案，所述k空间的层面内的视野形状为 椭圆形(图2)。
本实施例通过一个近似黄金翻转角的随机采样方式来实现椭圆视野，在 保证运动不敏感性的同时，缩短扫描时间，其计算过程简图如图3所示，具 体步骤为：
步骤A，初始化：设置计数变量j＝0，初始射线角度θ0＝0，最大射线角度 θmax＝2π，并根据分辨率Δr计算出k空间半径kmax，计算公式为kmax＝1/(2Δr)；
步骤B，计算当前角度θj下的角度变化量Δθj：
首先粗略估计
Δθj_temp＝2/kmax/FOV(θj)，
再调整为
Δθj＝2/kmax/FOV(θj+Δθj_temp/2)，
其中，FOV(θj)是指当前角度下对应的图像视野，计算方式为
FOVx和FOVy分别定义椭圆 视野两个轴的长度。
步骤C，计算下一个射线角度θj+1＝θj+Δθj，并使计数变量j的值增加1；
步骤D，判断θj是否已经超过最大角度θmax,若尚未超过，则返回到步骤 B，否则再判断计数变量j是否为偶数，若为偶数则返回步骤B，否则，继续 下一步；
步骤E，角度规范化：将步骤A-D计算出的所有角度θi(i＝0,1,2....j-1) 规范化到0到2π范围内，规范化方法为：
步骤F，角度近似随机化：按照黄金角度旋转，生成j个射线角度，记 为φn，其中，n＝0,1,2,...,j-1；按照φn的顺序，逐个从θi_norm中选出与φn最接近 的角度，完成对θi_norm的随机化重排。
本发明的图像重建具体形式如下：
其中，Λ代表呼吸相关的权重系数；x为图像，N为接收线圈通道数，Ai为 第i个线圈的编码矩阵，yi为第i个线圈采集到的k空间数据，φ(x)代表图像 x的全变分，μ和λ分别为图像数据一致性和稀疏性的正则化系数。
本发明采用的脉冲序列对病人呼吸质量要求更低，可以更稳定地获取图 像。因此，所述射线采集的触发方式可采用无触发、呼吸门控触发、心电门 控触发或指脉触发。
其中各种触发方式的具体过程如下：
一、呼吸门控触发
采用呼吸门控的方法与传统的非对比剂肾动脉成像方法类似，可以通过 呼吸绑带提供的呼吸波形信息来决定触发扫描的位置。不过，由于相同层面 内分辨率下，射线采样本身比笛卡尔采集需要更多的采集次数，采用这种呼 吸控制方式时，需要结合使用压缩感知技术以提升扫描速度。
采用上述方法扫描得到的肾动脉图像如图4所示。
二、无触发(自由呼吸)
采用自由呼吸方式即扫描过程中全程不进行呼吸触发操作，在整个呼吸 周期中都不间断地采集数据。对于呼吸较慢的病人，这种采集方式可以更快 速地完成扫描。同时，自由呼吸方式下，优选地，还可以利用多次重复采集 的k空间中心数据估计呼吸波形，并转化为重建公式中的呼吸相关权重系数Λ 通过对处于呼吸周期不同阶段采集的数据赋予不同的权重来进一步提升图像 细节显示。
采用无触发(自由呼吸)的方式扫描得到的肾动脉图像如图5所示。
三、心电门控触发或指脉触发
自由呼吸方式下的肾动脉扫描不需要外部硬件支持，也不需要采用现有 技术中的实时导航回波技术(其对硬件有一定要求)。
在采用心电门控/指脉来精确捕捉血液流入事件时，自由呼吸方式与之配 合更加简便、容易操作，同时由于只需满足心电/脉搏信号的限制，这种方式 相比于传统的心电门控触发肾动脉扫描速度更快。
采用指脉触发获得的肾动脉图像如图6所示。
通过以上实施例可以看到，本发明提供了一种新的非对比剂肾动脉磁共 振成像方法。通过优化设计序列采集的轨迹，减轻呼吸运动对肾动脉血管成 像质量的影响，更稳定地获得可诊断的图像，实现了自由呼吸的条件下的非 对比剂肾动脉磁共振成像。这一方面有效地降低了扫描过程中对患者配合度 的需求，提高了检测成像的效率，另一方面降低了利用心电门控触发或指脉 触发时对设备硬件的要求。因此，本发明具有很好的应用前景。
Claims (10)
1.一种非对比剂肾动脉磁共振成像方法，其特征在于，其是采用流入-反转恢复成像，序列采集的k空间轨迹在层面内采用射线采集，在层面方向采用笛卡尔编码，具体包括如下步骤：
步骤1，施加静态组织抑制脉冲和静脉血液抑制脉冲；
步骤2，施加2—8次空扫脉冲；
步骤3，施加激发脉冲，固定层面内的射线编码方向，遍历所有的层面编码并采集信号；
步骤4，改变射线编码方向，重复步骤3，直至遍历k空间；
步骤5，图像重建。
2.按照权利要求1所述的成像方法，其特征在于：步骤3中，激发脉冲采用1-2-1水激发脉冲。
3.按照权利要求1所述的成像方法，其特征在于：步骤2中所述的空扫脉冲包括一个半翻转角脉冲及2到8个1-2-1水激发脉冲。
4.按照权利要求2或3中所述的成像方法，其特征在于：所述所述水激发脉冲的各组成脉冲采用斜坡脉冲。
5.按照权利要求1所述的成像方法，其特征在于：所述k空间的层面内的视野形状为椭圆形。
6.按照权利要求5所述的成像方法，其特征在于：通过如下步骤调整层面内的射线采集密度，实现椭圆形的视野：
步骤A，初始化：设置计数变量j＝0，初始射线角度θ0＝0，最大射线角度θmax＝2π，并根据分辨率Δr计算出k空间半径kmax，计算公式为kmax＝1/(2Δr)；
步骤B，计算当前角度θj下的角度变化量Δθj：
首先粗略估计
Δθj_temp＝2/kmax/FOV(θj)，
再调整为
Δθj＝2/kmax/FOV(θj+Δθj_temp/2)，
其中，FOV(θj)是指当前角度下对应的图像视野，计算方式为
FOVx和FOVy分别定义椭圆视野两个轴的长度；
步骤C，计算下一个射线角度θj+1＝θj+Δθj，并使计数变量j的值增加1；
步骤D，判断θj是否已经超过最大角度θmax，若尚未超过，则返回到步骤B，否则再判断计数变量j是否为偶数，若为偶数则返回步骤B，否则，继续下一步；
步骤E，角度规范化：将步骤A-D计算出的所有角度θi(i＝0,1,2....j-1)规范化到0到2π范围内，规范化方法为：
步骤F，角度近似随机化：按照黄金角度旋转，生成j个射线角度，记为φn，其中，n＝0,1,2,...,j-1；按照φn的顺序，逐个从θi_norm中选出与φn最接近的角度，完成对θi_norm的随机化重排。
7.按照权利要求1所述的成像方法，其特征在于：所述序列扫描在无触发的条件下进行；或者，所述序列扫描采用呼吸门控触发、心电门控触发或指脉触发。
8.按照权利要求1所述的成像方法，其特征在于：
所述步骤5的图像重建具体形式如下：
其中，Λ代表呼吸相关的权重系数；x为图像，N为接收线圈通道数，Ai为第i个线圈的编码矩阵，yi为第i个线圈采集到的k空间数据，φ(x)代表图像x的全变分，μ和λ分别为图像数据一致性和稀疏性的正则化系数。
9.按照权利要求8所述的成像方法，其特征在于：步骤5中，在自由呼吸扫描时，利用采集的k空间数据本身估计出呼吸运动波形，并将其转化为权重系数Λ。
10.一种非对比剂肾动脉磁共振成像装置，其特征在于：所述成像装置按照权利要求1-9任一项所述的成像方法进行成像。
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