专利名称：用于产生血管造影的磁共振图像的方法
技术领域：
本发明涉及用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法和磁共振设备，尤其是涉及无造影剂地产生时间上连续的血管造影磁共振图像。
背景技术：
在现有技术中公知有用于无造影剂的动态磁共振血管造影的不同方法，该无造影剂的动态磁共振血管造影即所谓的无造影剂增强(NCE)磁共振血管造影。在这些方法中借助所谓的自旋标记方法对流入的血液进行标记，并且在流入检查区域期间对该血液成像， 该检查区域是所谓的感兴趣成像体积(VOI，Volume of Interest，感兴趣体积)。为了对流入的血液进行标记和显示，通常用不同的标记对同一个检查区域拍摄两次。对此在现有技术中例如公知方法FAIR(Flow-Sensitive Alternating Inversion Recovery,、流动敏感交替反转恢复)禾口 STAR (Signal Targeting with Alternating Radio Frequency Sequences，利用交替射频序列的信号定靶)。在FAIR方法中，在选择性地反转 (标记)VOI之后进行第一次测量，并在非选择性地反转VOI和周围区域之后进行第二次测量。在STAR方法中，在第一次测量之前反转VOI之外的这样一个区域，血液从该区域中流入VOI中，并且在没有标记的情况下进行第二次测量。在这两种方法中，在各次测量中流入的磁化分量分别展示出不同的信号，并因此可以通过接着对第一次测量和第二次测量形成差值来加以显示，而静态区域分别相同地响应并由此通过相减基本上消除静态的测量信号。通常，在这些方法中分别在特定的流入时间之后，即在所谓的Inflow时间之后拍摄一幅图像。通过用不同的流入时间重复，可以将这些方法用于NCE磁共振血管造影。为了提高该方法的效率，可以在标记之后用一系列图像，即所谓的帧来扫描整个期望的观察时间段， 以由此时间分辨地获取该流入过程的流程。为此可以采用梯度回波方法，例如FLASH(Fast Low Angle Shot, ^jI/Jn^IS ) j^ft^FISP TrueFISP (Fast Imaging with steady State Precession，稳态进动快速成像，也作为 b_SSFP(Balanced Steady State Free Precession，平衡稳态自由进动)公知)成像。在对流入过程的这种连续扫描中，通过永久作用的测量来显著影响磁化的时间上的 演化以及由此显著影响信号的时间上的演化。标记，也就是在这两次测量中流入的血液的信号值之差，随着时间而消失，从而在这些差数据中血液信号越来越弱。由此在标记后的迟些时候才被所标记的血液充满的血管未被获取和显示或者被不足地获取和显示。标记的这种丢失在FLASH成像的情况下特别快速地进行，但是在FISP(Fast Imaging with steady State Precession，稳态进动快速成像)成像的情况下也是一种极大的限制。因此在现有技术中，将“标记边缘”靠近感兴趣的血管，以尽可能好地获取在这些区域中流入的血液。但是，由此极大地限制了其中可以获取流入过程的体积。这尤其是在检查具有不清楚的通量比(Flussverhaltniss )的病理时特别关键，这种病理例如是动静脉畸形，其中正是应当弄清楚关于导入和导出的血管的问题。
发明内容
因此本发明要解决的技术问题是提供一种用于在连续扫描流入过程时产生磁共振血管造影的改进的方法。根据本发明，上述技术问题通过用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法，用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备，计算机程序产品和可电子读取的数据载体来解决。本发明提供了一种用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法。该序列包括预定第一数量个时间上连续的血管造影磁共振图像。在该方法中，确定具有预定第二数量个翻转角的序列，这些翻转角例如可以借助索引设置在该序列中。在该序列开始时的第一个翻转角小于在该序列末尾的最后一个翻转角，并且该序列内的任意的翻转角基本上大于或等于该序列中前面的翻转角。此外，通过获取属于第一磁共振数据的k域的预定第三数量个第一子片段来确定该第一磁共振数据。第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且分别具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记。此外，通过获取属于第二磁共振数据的k域的预定第四数量个第二子片段来确定该第二磁共振数据。第二子片段中的每一个子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记。对于每一幅血管造影磁共振图像，分别从翻转角序列中确定关联的翻转角索引区域。通过为了产生血管造影磁共振图像之一分别将一部分第一磁共振数据和一部分第二磁共振数据相互组合，来产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。所述一部分第一磁共振数据在此包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。所述一部分第二磁共振数据在此包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。第二数量，即翻转角的数量，可以选择得大于第一数量，也就是血管造影磁共振图像的数量，由此在该获取期间可以实现翻转角的连续变化，并且同时实现磁共振图像的高分辨率。可替换的，还可以将第一数量和第二数量选择得相同，即每幅磁共振图像使用恰好一个翻转角来确定。第一和第二预定自旋标记例如可以借助选择性的和非选择性的反转来执行(FAIR 方法)。在此，例如在第一时间间隔开始时分别选择性地反转感兴趣的检查区域，使得流入的液体(诸如流入的血液)不具有自旋标记。第一预定自旋标记在这种情况下相应于“未标记”或“非标记”。相反，在第二时间间隔开始时既在感兴趣的检查区域中又在感兴趣的检查区域的周围执行非选择性的反转，使得流入的液体具有通过该反转引起的自旋标记。第二预定自旋标记在这种情况下相应于通过该反转引起的标记。同样可以使用在现有技术中公知的其它标记方法，例如开头提到的STAR方法。在使用STAR方法时，第一预定自旋标记相应于通过反转所述周围引起的标记，而第二预定自旋标记在这种情况下相应于“未标记”。
通过上述方法，在获取时间上连续的血管造影磁共振图像时，翻转角在液体(诸如血液)流入检查区域的流入过程的变化中从较小的值到较大的值单调升高。因此在STAR 方法的示例性使用中，在第一时间间隔开始时(在所述第一时间间隔期间流入检查区域的液体具有自旋标记)，利用新流入的磁化的比较大的部分，以便在具有比较小的翻转角的情况下也获得足够的信号。小的翻转角伴随着大的有效时间常数，也就是视在弛豫时间正好在真实的Tl附近变化。由此通过用小的翻转角进行获取，不太会附加地加快弛豫，而且标记只是被很小地减弱。相反在第一时间间隔内的稍后的时刻，使用更大的翻转角，由此磁化的演化_尤其是在TrueFISP成像中-在尽可能高的值方向上移动。因此对于新流入的液体获得第一和第二磁共振数据之间的较大的差，尤其是在自旋标记后的时间间隔内的稍后时刻。通过在该时间间隔开始时获取磁共振数据的小的翻转角，对流入液体的标记的影响保持得很小。通过在该时间间隔结束时的更大的翻转角，在该时间间隔结束时流入液体的信号电平被保持在更高的值处。由此可以在第一磁共振数据中被标记的液体与在第二磁共振数据中未标记的液体之间实现比较均勻的差。在获取第一磁共振数据时，在多个不同的第一时间间隔中获取属于第一磁共振数据的k域的多个第一子片段。在该多次获取的每一次中，获取该k域的至少部分不同的子片段。最后通过组合该多个第一子片段来产生该第一磁共振数据。同样，为了获取第二磁共振数据在多个不同的第二时间间隔中获取属于第二磁共振数据的k域的多个第二子片段。在该多次获取的每一次中，获取该k域的至少部分不同的第二子片段，并通过组合该多个第二子片段来产生该第二磁共振数据。由此总是仅拍摄相应磁共振数据的k域的子片段。该过程针对缺少的片段一直重复，直到存在再现磁共振图像序列所需的磁共振数据为止。由此向每个磁共振图像分配在相应时间间隔内的相应短的时间段，使得也能以高质量对于短的时间间隔产生比较大的预定第一数量个时间上连续的血管造影磁共振图像。翻转角在梯度回波方法中用于定义激励角，通过使用在拉莫尔频率附近的高频激励脉冲将净磁化(Nettomagnetisierung)旋转或翻转该激励角。旋转轴在此垂直于主磁场的方向取向。在梯度回波方法中，典型地使用介于0°和90°之间的翻转角，在TrueFISP 的情况下部分也使用120°以及更大。根据本发明的一种实施方式，在翻转角序列中的一个翻转角的值与该翻转角在该翻转角序列中的位置的平方成比例。在该序列开始时的第一个翻转角例如可以在10-15°的范围内，优选是12°，该序列结束时的最后一个翻转角例如可以在40-50°的范围内，优选是45°。由此例如可以在磁共振血管造影中在大约1秒的时间间隔上将被标记的血液与未被标记的血液之间的差值保持为几乎恒定。第一子片段的预定第三数量和第二子片段的预定第四数量可以相等。由此产生具有 相同分辨率的第一和第二磁共振数据，因此简化了将第一和第二磁共振数据组合为血管造影磁共振图像序列。根据一种实施方式，在时间上交错地获取预定第三数量个第一子片段和预定第四数量个第二子片段。可替换的，时间上连贯地获取预定第三数量个第一子片段，并且在此之前或者在此之后时间上连贯地获取预定第四数量个第二子片段。根据一种实施方式，总共仅在一个第一时间间隔中获取第一磁共振数据，也就是没有分割地获取第一磁共振数据，因此在这种情况下第一子片段的预定第三数量是值1。同样，可以总共仅在一个第二时间间隔中获取第二磁共振数据，也就是没有分割地获取第二磁共振数据，因此在这种情况下第二子片段的预定第四数量是值1。根据一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤将第一磁共振数据的部分从k域变换到图像域，以获得第一磁共振图像。将第二磁共振数据的部分从k域变换到图像域，以获得第二磁共振图像。由第一和第二磁共振图像确定差图像，该差图像被分配给相应的血管造影磁共振图像。根据另一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤通过第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分在k域中的复数相减，形成差磁共振数据。将这些差磁共振数据从k域变换到图像域，并将由此获得的磁共振图像分配给相应的血管造影磁共振图像。根据再一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤将第一磁共振的数据部分和第二磁共振数据的部分交错地排列在混合k域中。将这些交错的磁共振数据从混合k域变换到图像域，经过变换的磁共振数据的子区域被分配给相应的血管造影磁共振图像。根据另一实施方式，将第一和第二时间间隔与待检查患者的心跳或者心跳的一个阶段同步。由于尤其是动脉血流的本质是脉动性的，因此在对动脉血管进行血管造影时在心跳时间间隔期间血液的流动速度强烈改变。通过将第一和第二时间间隔与心跳匹配，例如借助EKG触发，并由此将流入的血液的或检查区域的自旋标记也与心跳匹配，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一个可以与心跳时间间隔的一个特定阶段相应。为此，优选在第一或第二时间间隔中在预定的以及例如等间隔的时刻获取第一和第二磁共振数据的子片段的组成部分。根据另一实施方式，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一个都包括检查区域的三维数据组。因此第一和第二磁共振数据也包括检查区域的三维数据组。由此利用合适的显示器件可以例如对检查区域的血管中的通量比进行时间上动态的三维显示。为了概貌地显示这些血管造影数据中的血管，例如可以使用现有技术中公知的 MIP(maximale Intensitatsprojektion,最大强度投影)方法。根据另一实施方式，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像以及因此第一和第二磁共振数据可以分别包括检查区域的二维数据组。二维数据组的使用在简单的血管结构合适地存在于相应的二维截平面中的时候特别有用。与获取三维数据组相比的主要优点在于需要更少的数据量，由此需要更少的子片段并因此可以缩短总测量时间。根据另一实施方式，借助非笛卡尔扫描来获取时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像以及因此获取第一和第二磁共振数据。尤其是在非笛卡尔扫描的情况下，由于在时间上连续的扫描中的冗余而可能发生不足扫描，并由此实现总的来说更为快速的扫描，由此可以加快整个成像。示例性的非笛卡尔扫描模式是三维径向扫描(“3D Radial”)，其中每个回波是穿过k域中心的投影；圆柱体扫描(“ Stack-Of-Star s”，星形堆叠)，其中获取二维径向信号的堆叠并且借助相位编码梯度对第三维(分割方向)进行 编码；或螺旋形的轨迹。 由于在第一和第二时间间隔开始时流入检查区域中的液体的自旋标记不同，因此可以与造影剂注入无关地产生时间上连续的血管造影磁共振图像。由此可以简化整个成像过程并且降低患者的负担。作为梯度回波方法，例如现有技术公知的FLASH梯度回波方法或TrueFISP梯度回波方法是合适的，其中一般对液体的横向磁化达到更高的平衡状态。根据本发明，还提供一种用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备。时间上连续的血管造影磁共振图像序列具有按规则顺序的预定第一数量个磁共振图像。磁共振设备包括控制单元，该控制单元构成为确定具有预定第二数量个翻转角的序列。在该序列开始时的第一个翻转角小于在该序列末尾的最后一个翻转角，并且该序列内的任意的翻转角基本上大于或等于该序列中前面的翻转角。此外该控制单元构成为，通过获取属于第一磁共振数据的k域的预定第三数量个第一子片段来确定该第一磁共振数据。第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且分别具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法利用如下的翻转角获取， 该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记。此外该控制单元构成为，通过获取属于第二磁共振数据的k域的预定第四数量个第二子片段来确定该第二磁共振数据。第二子片段中的每一个子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法利用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记。对于每一幅血管造影磁共振图像，控制单元分别从翻转角序列中确定关联的翻转角索引区域。控制单元这样来产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列，其中该控制单元为了产生血管造影磁共振图像之一分别将一部分第一磁共振数据和一部分第二磁共振数据相互组合。第一磁共振数据的部分在此包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。第二磁共振数据的部分在此包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。所述磁共振设备可以构成为，使得该磁共振设备构成为执行上述方法。因此该磁共振设备包括与上述方法相同的优点。术语“第一时间间隔”和“第二时间间隔”不应当是对时间流程的任何限制。因此， 第二磁共振数据也可以在第一磁共振数据之前被获取。此外，通过交错地获取或者交替地获取第一子片段和第二子片段，第一和第二磁共振数据还可以几乎同时被获取。用于执行第一和第二自旋标记的可能方法例如可以类似于FAIR或STAR，但是对磁共振数据的获取要以随时间可变的翻转角进行。此外，本发明包括计算机程序产品，尤其是软件，该软件可以加载到磁共振设备的可编程控制单元的存储器中。利用该计算机程序产品的程序装置可以在该计算机程序产品在磁共振设备中被运行时执行本发明方法的上述所有实施方式。最后，本发明提供一种可电子读取的数据载体，例如CD或DVD，在该数据载体上存储了可电子读取的控制信息，尤其是软件。如果从该数据载体读取这些控制信息并且将该控制信息存储在磁共振设备的可编程控制单元中，则可以利用所述磁共振设备执行上述方法的所有根据本发明的实施方式。
下面参照附图借助优选实施方式来解释本发明。图1示意性示出根据本发明的实施方式用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备。图2示出具有用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的步骤的流程图。图3示意性示出根据本发明的实施方式对第一磁共振数据的子片段的获取。图4示意性示出根据本发明的实施方式对第二磁共振数据的子片段的获取。图5-8示出在根据现有技术的磁共振血管造影中被标记的血液和未被标记的血液的信号变化过程。图9示出在根据本发明实施方式的磁共振血管造影中被标记的血液和未被标记的血液的信号变化过程。图10示出根据现有技术的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。图11示出根据本发明实施方式的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。图12示意性示出根据本发明的实施方式用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法的流程。
具体实施例方式图1示出磁共振设备1，利用该磁共振设备可以根据本发明产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列，并且该磁共振设备利用富有造影剂的血管显示在整个序列上都达到更好的图像质量。磁共振设备1具有用于产生极化场BO的磁铁2。位于卧榻3上的检查人员4被借助驱动装置5移动到磁铁2的中心处，在此通过入射高频脉冲和通断梯度来执行对来自检查区域的磁共振信号的拍摄。对专业人员来说，如何在一个脉冲序列中通过高频脉冲和梯度通断的顺序来产生磁共振图像是基本上熟悉的，在此不再详细加以描述。磁共振设备1与中央控制单元6连接，利用该中央控制单元控制磁共振设备1。中央控制单元6除其它外还具有高频控制单元7，该高频控制单元控制高频脉冲的通断以便对磁化进行偏转。磁场梯度控制单元8控制磁场梯度的通断以用于对所激励的自旋进行位置编码。控制单元6依据所选择的成像序列控制梯度通断的流程、高频脉冲的流程以及信号读取的流程。磁共振图像计算机9从利用(未示出的)线圈检测的磁共振信号中通过傅立叶变换如公知的那样计算出磁共振图像，这些磁共振图像可以显示在图像计算机9的显示单元上。借助图像计算机9的操作单元，可以通过操作人员控制磁共振设备1。磁共振设备的其它常见部件出于清楚性原因而被省略。图2示出展示根据本发明的实施方式的步骤的流程图，这些步骤导致时间上连续的血管造影磁共振图像序列的改善。在图2的流程图中，为了遮住背景而使用所谓的 FAIR方法，在该方法中为了遮住背景在选择性地反转感兴趣的成像体积之后进行测量， 并且在非选择性的反转之后进行另一次测量。所采用的FAIR方法在Seong-Gi Kim的文章"Quantification of Relative Celebral Blood Flow Change by Flow-Sensitive Alternating Inversion Recovery(FAIR)Technique :Application to Funktional Mapping”(公开在 Magnetic Resonance in Medicine 34:293-301(1995))中被详细描述， 但是该方法仅是示例性的，可以由用于遮住背景的任意其它方法所代替。另一种用于遮住背景的方法例如由 RobertR. Edelmann 等人在文章“Signal Targeting with Alternating Radio Frequency (STAR) Sequences !Application to MR Angiography，，(公开在 Magnetic Resonance in Medicine 31:233-238(1994))中描述。下面结合图2_4首先给出关于本发明方法的概貌。对该方法的详细解释以及与现有方法的比较将在下面结合图5-12来给出。在图2所示的方法中，首先在步骤21中确定N个翻转角ai-ciN。如下面要解释的，翻转角α在根据梯度回波方法获取磁共振数据时用于调节高频脉冲。翻转角α也被称为回转角( Flipwinkel)。对于预定的时间间隔产生时间上连续的磁共振数据，其中利用不同的翻转角来获取时间上连续的数据。所述预定的时间间隔例如在心脏检查的情况下可以近似为1秒，并且与患者的心跳同步。针对时间上首先要获取的磁共振数据的翻转角Q1 例如具有在10-20°范围内的值，例如是12°。针对时间上最后要获取的磁共振数据的最后一个翻转角αΝ例如具有在30-60°范围内的值，例如是45°。位于这之间的翻转角Qi 从α ！的值单调地上升到α Ν的值。在步骤22-24中借助分割为NA个子片段的获取来获取第一磁共振数据Α。每个子片段为整个预定时间间隔期间的第一磁共振数据A提供一部分k域数据，也就是说，一个子片段包括在该时间间隔期间用N个翻转角按照N个组或组成部分获取的时间上连续的磁共振数据。第j个子片段的组成部分Au是用翻转角、获取的。由此对子片段j获取N个组成部分Au-A1^在每次获取子片段之前，都在步骤22中执行对感兴趣成像体积的选择性反转，即整个感兴趣成像体积获得自旋标记，即所谓的Spin-Labeling。然后在步骤23中获取全部NA个待获取的子片段中的子片段j。在步骤24中检查是否已经获取了所有NA个子片段，并且步骤22-24 —直重复，直到所有NA个子片段都被获取了为止。在图3中详细示出对第一磁共振数据A的NA个子片段的获取。对于NA个子片段中的每个子片段的获取， 都对感兴趣成像体积进行选择性的反转(准备A)。在可选的SSFP准备(对TrueFISP尤其重要)之后，根据诸如FLASH或TrueFISP的梯度回波方法用翻转角α ^ α N获取第j个子片段的组成部分Alj-A1^由此在时间上连续地用单调上升的翻转角获取第j个子片段的组成部分Au-A1^这将按顺序对所有NA个子片段执行。在图2的步骤25-27中，通过类似的方式借助分割为NB个子片段的获取来获取第二磁共振数据B。通常，子片段数量NA与子片段数量NB是相等的。每个子片段为整个预定时间间隔期间的第二磁共振数据B提供一部分k域数据。第j个子片段的组成部分Bu 是用翻转角、获取的。由此对子片段j获取N个组成部分Bu-B1^在每次获取子片段之前，都在步骤25中执行非选择性反转，即感兴趣成像体积以及位于感兴趣成像体积之外的区域都配备了自旋标记。在此，尤其是位于感兴趣成像体积之外的以下区域配备了自旋标记，液体(诸如血液)从该区域流入感兴趣成像体积。然后在步骤26中获取全部NB个待获取的子片段中的子片段j。在步骤27中检查是否已经获取了所有NB个子片段，并且步骤25-27 —直重复，直到所有NB个子片段都被获取了为止。在图4中详细示出对第二磁共振数据B的子片段的获取。对于NB个子片段中每个子片段的获取，都进行非选择性的反转(准备B)。在可选的SSFP准备(对TrueFISP尤其重要)之后，根据诸如FLASH或TrueFISP 的梯度回波方法用翻转角Ci1-α N获取第j个子片段的组成部分Bu-B1^由此在时间上连续地用单调上升的翻转角获取第j个子片段的组成部分Bu-B1^这将按顺序对所有NB个子片段执行。然后在图2的步骤28中，由第一和第二磁共振数据A，B产生血管造影磁共振图像序列。为此如下所示例如首先由第一磁共振数据A产生第一磁共振图像序列，并由第二磁共振数据B产生第二磁共振图像序列。为了产生磁共振图像，将相应的磁共振数据的子片段的一部分组成部分变换到图像域。这部分组成部分通过分配给该磁共振图像的翻转角索引区域来定义。 下面借助示例详细解释该过程。例如，在900ms的时间间隔期间用300个翻转角对每个子片段获取300个组成部分。由此对于第一磁共振数据A的子片段j产生组成部分 Alj-A300jo为了产生磁共振图像，例如分别使用NA个子片段中每个子片段的20个组成部分， 由此确定15幅磁共振图像的序列。为了确定第一磁共振图像，使用组成部分Au-A2cm, A1, 2-A2(i,2，... Aua-A2c^na，并将它们变换到图像域。为了确定第二磁共振图像，使用组成部分A21, ^A4tl,PA21i2-A4tl,2，... A21,■-、^并将它们变换到图像域，依此类推。通过相同的方式，在该示例中由第二磁共振数据B产生15幅磁共振图像。由此，由第一磁共振数据A产生15幅磁共振图像的第一序列，由第二磁共振数据B产生15幅磁共振图像的第二序列。最后通过分别形成第一和第二序列的磁共振图像的相应差，产生差图像。也就是说，由第一序列的相应磁共振图像和第二序列的相应磁共振图像来形成差图像。上述用于产生差图像的方法只是示例性的，可以使用其它方法。例如，可以借助所谓的“浏览共享”方法由第一和第二磁共振数据A，B来产生磁共振图像，在该方法中子片段的组成部分被部分地“重叠”以用于产生磁共振图像。例如，为了确定第一磁共振图像，使用组成部分Alil-A3tlYAli2-A3th2,. . . Alna-A30^a并将它们变换到图像域，为了确定第二磁共振图像而使用组成部分A2^-A5cm, A21,2-A50,2, . . . A21,na-A50,na并将它们变换到图像域，依此类推， 从而两幅磁共振图像中总是有若干组成部分被一起使用。在另一种可能的方法中，这些组成部分已经在k域中被相互复数地相减，而且差被变换到图像域。另一种可能性在于，第一和第二磁共振数据A，B的片段的组成部分在混合k域中交错地排列，将该混合k域变换到图像域，并且通过切割出图像域的合适子区域来获得血管造影磁共振图像。在这样获得的磁共振图像中，通过步骤22的选择性反转和步骤25的非选择性反转遮住了在感兴趣成像区域中的以下区域，在获取第一和第二磁共振数据A和B期间没有液体或没有血液流入该区域中。在获取磁共振数据A和B期间有液体或血液流入的血管在差图像中展示出信号，因为流入的液体或流入的血液在步骤23中不具有自旋标记而在步骤26中具有自旋标记。通过变化的翻转角α，该翻转角随着获取时间的增加而增大，可以在差图像中实现针对流入液体或针对流入血液的保持不变的信号电平。这一点将在下面借助图5-12解释。在例如在产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列中所需要的连续扫描流入过程时，通过永久作用的测量明显地影响磁化的时间上的演化，该时间上的演化例如根据 STAR或FAIR方法被自旋标记使用，由此还显著影响了测量信号。所述标记以及由此还有在两次分测量中流入的血液的信号值之间的差都随着时间而消失，从而在差图像中血液信号将越来越弱。由此不会显示在标记之后的稍后时刻才被填充的血管。在通过常规方式、也就是用恒定的翻转角没有造影剂地执行磁共振血管造影时，标记的持续时间取决于很多因素。为了更为精确地检查，基于布洛赫等式来对磁化的特性进行仿真，在此针对用 TrueFISP序列进行数据拍摄的情况。对于血液的Tl和T2使用在3T附近的常用文献值 (1390ms和163ms)。所仿真的测量持续时间是950ms。对于两种磁共振拍摄，即对流入血液进行自旋标记(被标记的血液)和没有对流入血液进行自旋标记(未被标记的血液)的磁共振拍摄，检查直接在反转之后流入感兴趣检查区域中的动脉血液的信号变化过程，因为在获取磁共振图像期间该动脉血液根据期望在感兴趣检查区域内移动了最远的路程。在层选择的反转之后的获取过程中，假定重新出现的血液以磁平衡状态流入。在非选择性反转的情况下，假定该血液在感兴趣检查区域之外就已经经历了 4个在前测量持续时间的反转。除了针对血液的相应信号之外，还计算对相位灵敏的差信号，该差信号相应于针对被标记血液和未被标记血液的两个曲线之间的距离。图5示出所仿真的、具有12°的恒定小翻转角的信号变化过程。在该翻转角的情况下，首先所谓的稳态信号非常小，而且假定初始信号非常小，则该差也非常小。图6-8示出具有翻转角25°、45°或60°的其它信号仿真。虽然随着翻转角的增大，直接在反转之后产生越来越大的信号，而且血液的该信号接近更高的稳态值，但是该过程是以越来越短的时间常数来进行的，这不利地影响了标记的持续时间。在所有情况下针对血液的差信号都单调下降。因此在结合图2描述的方法中使用可变的翻转角。其理由是因为直接在自旋标记之后可以利用新流入的磁化的大幅度，由此比较小的翻转角就足以获得足够的信号。小的翻转角伴随着大的有效时间常数，也就是说弛豫时间的变化非常接近真实的Tl，从而通过测量不太会附加地加速该弛豫，由此反转的纵向磁化和未反转的纵向磁化之间保持较大的差。在标记时间间隔中的稍后时刻，使用更大的翻转角以便将磁化的演化在尽可能高的稳态值的方向上移动。由此还可以在获取时间间隔结束时获得足够大的信号。在该获取时间间隔期间翻转角的升高的平方关系特别适合于获得在长的时间段期间的合适和高的信号差，并同时直接在反转之后提供足够的信号。例如，可以如下所示计算用于总共N个高频脉冲中第i个高频脉冲的翻转角α i α i = α ^ ( α Ν- α 1) χ (i/N)2，其中、和αΝ分别是第一个翻转角和最后一个翻转角。图9示出使用在 12° -45°范围内的翻转角，即Ci1 = 12°和αΝ = 45°的被标记血液和未被标记血液的相应信号变化过程。所产生的、同样在图9中示出的差信号在整个观察时间段期间基本上是恒定的。使用12° -45°的翻转角变化过程，可以在所述时间间隔结束时确定血液信号， 该血液信号是使用恒定翻转角的信号的1. 5-2倍。图10示出在介于353ms和928ms之间的十个时刻(在预定的时间间隔内，该时间间隔例如与检查人员的心跳同步)的检查体积的10幅时间上连续的血管造影磁共振图像的MIP显示。图10的血管造影磁共振图像是使用恒定的25°翻转角来获取的。图11示出如前所述在用12° -45°范围内的翻转角获取的十幅血管造影磁共振图像的MIP显示中的相同检查体积。如从图10和图11的比较中可以看出的，可以实现显著的改善，尤其是在流入的血液在标记后600ms或更迟一些才到达的血管中。稍后填充的血管的信号与背景信号之间的比例在此提高到1. 44至1. 87倍。由此使用可变的翻转角可以明显延长所述标记的存在，并且更好地显示血管。在图12中以单个数据组为例，，也就是例如由第一磁共振数据A产生磁共振图像， 示出拍摄方法。在图12中一般性显示并且如结合图2所描述的那样一次选择性执行和一次非选择性执行的反转(Inv)之后，可选地针对第一个翻转角Ci1来实施SSFP准备(预备)。 该SSFP准备可以 由所谓的哑激励序列组成，例如使用针对第一翻转角α ！的线性上升的回转角斜坡。该准备(预备)在具体情况下还可以按照其它方式来实施，例如通过唯一的一个脉冲，该脉冲在第一后续激励之前的距离TR/2以及随后的第一激励脉冲的半个翻转角之处。此后拍摄14个磁共振图像TA1-TA14的磁共振数据。各个磁共振图像TA1-TA14还可以如上述那样分割地被获取，即对每一幅磁共振图像都拍摄NA个片段(k域线)。为此必须将整个循环重复NA次，直到所有数据都被提供为止。翻转角α在对片段进行拍摄期间从较小的翻转角变化到较大的翻转角。在图12中示例性示出上述平方关系，但是另外的变化过程也是可能的，例如线性上升的变化过程或者首先恒定然后上升的变化过程。
权利要求
1.一种用于产生具有检查区域的预定第一数量个在时间上连续的血管造影磁共振图像的序列的方法，其中该方法包括步骤确定具有预定第二数量(N)个翻转角(α)的序列，其中在该序列开始时的第一个翻转角(Q1)小于在该序列末尾的最后一个翻转角(α Ν)，并且任意的翻转角(Cii)基本上大于或等于该序列中前面的翻转角(α H)，通过获取属于第一磁共振数据(A)的k域的预定第三数量(NA)个第一子片段来确定该第一磁共振数据(A)，其中第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且具有第二数量(N)个组成部分(Au)的序列，其中每个组成部分(Au)都根据梯度回波方法用如下的翻转角(α》获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分(Au)相应的位置(i)上，其中在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记，通过获取属于第二磁共振数据(B)的k域的预定第四数量(NB)个第二子片段来确定该第二磁共振数据(B)，其中第二子片段中的每一个子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量(N)个组成部分(Bu)的序列，其中每个组成部分(Bu)都根据梯度回波方法用如下的翻转角(α》获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分(Bu)相应的位置(i)上，其中在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记，对于每一幅血管造影磁共振图像确定关联的翻转角索引区域，以及产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列，方法是，为了产生血管造影磁共振图像之一，分别将第一磁共振数据(A)的部分和第二磁共振数据(B)的部分相互组合，其中该第一磁共振数据(A)的部分包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的，以及该第二磁共振数据(B)的部分包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，第一子片段的预定第三数量(NA)和第二子片段的预定第四数量(NB)相等。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在时间上交错地获取预定第三数量 (NA)个第一子片段和预定第四数量(NB)个第二子片段。
4.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，时间上连贯地获取预定第三数量 (NA)个第一子片段，并且在此之前或者在此之后在时间上连贯地获取预定第四数量(NB) 个第二子片段。
5.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，第一子片段的预定第三数量(NA) 具有为1的值，以及第二子片段的预定第四数量(NB)具有为1的值。
6.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，用于产生血管造影磁共振图像的、 第一磁共振数据(A)的部分与第二磁共振数据(B的)部分的组合包括将所述第一磁共振数据(A)的部分从k域变换到图像域，以获得第一磁共振图像(TA)，将所述第二磁共振数据(B)的部分从k域变换到图像域，以获得第二磁共振图像，以及将第一磁共振图像(TA)与第二磁共振图像的差图像分配给相应的血管造影磁共振图像。
7.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，用于产生血管造影磁共振图像的、所述第一磁共振数据(A)的部分与所述第二磁共振数据(B)的部分的组合包括通过所述第一磁共振数据(A)的部分与所述第二磁共振数据(B)的部分在k域中复数相减，形成差磁共振数据，将所述差磁共振数据从k域变换到图像域，以及将经过变换的差磁共振数据分配给相应的血管造影磁共振图像。
8.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，用于产生血管造影磁共振图像的、 所述第一磁共振数据(A)的部分与所述第二磁共振数据(B)的部分的组合包括以下步骤将所述第一磁共振数据(A)的部分和所述第二磁共振数据(B)的部分交错地排列在混合k域中，将经过交错的磁共振数据(A，B)从混合k域变换到图像域，以及将经过变换的磁共振数据的子区域分配给相应的血管造影磁共振图像。
9.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述第一时间间隔和第二时间间隔与待检查患者的心跳同步。
10.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像(TA)都包括检查区域的三维数据组。
11.根据权利要求1-9之一所述的方法，其特征在于，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像(TA)都包括检查区域的二维数据组。
12.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，借助非笛卡尔扫描来获取时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像。
13.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，所述翻转角序列中的翻转角 (Qi)的值与该翻转角在该翻转角序列中的位置⑴的平方成比例。
14.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，与造影剂注入无关地产生时间上连续的血管造影磁共振图像。
15.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，梯度回波方法包括FLASH梯度回波方法或TrueFISP梯度回波方法。
16.根据上述权利要求之一所述的方法，其特征在于，借助MIP显示来显示时间上连续的血管造影磁共振图像。
17.一种用于产生具有检查区域的第一预定数量个时间上连续的血管造影磁共振图像的序列的磁共振设备，其中该磁共振设备(1)包括控制单元(6)，该控制单元构成为确定具有预定第二数量(N)个翻转角(α)的序列，其中在该序列开始时的第一个翻转角(Q1)小于在该序列末尾的最后一个翻转角(α Ν)，并且任意的翻转角(Cii)基本上大于或等于该序列中前面的翻转角(α H)，通过获取属于第一磁共振数据(A)的k域的预定第三数量(NA)个第一子片段来确定该第一磁共振数据(A)，其中第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且具有第二数量(N)个组成部分(Au)的序列，其中每个组成部分(Au)都根据梯度回波方法用如下的翻转角(α》获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分(Au)相应的位置(i)上，其中在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记，通过获取属于第二磁共振数据(B)的k域的预定第四数量(NB)个第二子片段来确定该第二磁共振数据(B)，其中每一个第二子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量(N)个组成部分(Bu)的序列，其中每个组成部分(Bu)都根据梯度回波方法用如下的翻转角(α》获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分(Bu)相应的位置(i) 上，其中在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记，对于每一幅血管造影磁共振图像确定关联的翻转角索引区域，以及产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列，方法是，为了产生血管造影磁共振图像之一，分别将第一磁共振数据(A)的部分和第二磁共振数据(B)的部分相互组合，其中该第一磁共振数据(A)的部分包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的，以及该第二磁共振数据 (B)的部分包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。
18.根据权利要求17所述的磁共振设备，其特征在于，所述磁共振设备(1)构成为执行根据权利要求1-16之一所述的方法。
19.一种计算机程序产品，该计算机程序产品能够加载到磁共振设备(1)的可编程控制单元(6)的存储器中，具有程序装置，用于在该程序在磁共振设备⑴的控制单元(6)中运行时执行根据权利要求1-16之一所述方法的所有步骤。
20.一种可电子读取的数据载体，具有在该数据载体上存储的可电子读取的控制信息， 该控制信息构成为，使得在磁共振设备(1)的控制单元(6)中使用该数据载体时该控制信息执行根据权利要求1-16之一所述的方法。
全文摘要
本发明涉及产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法。其中确定具有预定数量个翻转角的序列。在序列开始的第一个翻转角小于在序列末尾的最后一个翻转角且任意翻转角基本上大于或等于序列中前面的翻转角。通过获取属于第一和第二磁共振数据的k域的预定数量个子片段确定第一和第二磁共振数据。每个子片段分别在第一或第二时间间隔期间被获取且具有组成部分的序列。每个组成部分根据梯度回波方法用在翻转角序列中与该组成部分相应位置上的翻转角获取。流入检查区域的液体在第一时间间隔开始时具有第一预定自旋标记且在第二时间间隔开始时具有第二预定自旋标记。将第一和第二磁共振数据组合产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列。
文档编号A61B5/055GK102217935SQ201110091518
公开日2011年10月19日 申请日期2011年4月13日 优先权日2010年4月13日
发明者彼得·施米特 申请人:西门子公司