具有用于脂肪抑制的化学位移编码的对比度增强磁共振血管造影

摘要

本发明涉及一种执行对比度增强首次通过磁共振血管造影的方法，所述方法包括：使用单回波或多回波数据采集技术来采集（302）感兴趣区域的磁共振数据集，其中，一个或多个回波的回波时间是灵活的，其中，在进行数据采集时，所述感兴趣区域包括脂肪、水和造影剂，使用一般性Dixon水－脂肪分离技术对数据集进行处理（304），以从背景中消除源自于所述脂肪的信号，以重建图像数据集。

说明书

技术领域

本发明涉及一种执行对比度增强首次通过磁共振血管造影的方法、一 种计算机程序产品，以及一种用于执行对比度增强首次通过磁共振血管造 影的磁共振成像设备。

由于针对软组织成像，形成图像的MR方法在很多方面优于其他成像 方法，并且不需要电离辐射，而且其通常是非侵入性的，因此，当前尤其 是在医疗诊断领域中广泛使用形成图像的MR方法，该方法利用磁场和核 自旋之间的相互作用，以便形成二维或三维图像。

背景技术

根据一般的MR方法，被检查的患者身体或一般而言的对象被布置在 强的均匀磁场B₀内，该磁场的方向同时定义所述测量所基于的坐标系的轴 （一般为z轴）。磁场根据施加的磁场强度为个体核自旋产生不同的能级， 能够通过施加具有定义频率（所谓的拉莫尔频率或MR频率）的交变电磁 场（RF场）激励个体核自旋（自旋共振）。从宏观角度讲，个体核自旋的 分布产生总体磁化，通过施加适当频率的电磁脉冲（RF脉冲）能够使总体 磁化偏离平衡状态，同时磁场垂直于z轴（也称为纵轴）延伸，使得磁化 绕z轴执行进动。

能够通过接收RF天线探测磁化的变化，所述接收RF天线被布置并且 被取向在MR装置的检查体积内，以这种方式在垂直于z轴的方向上测量 磁化的变化。

为了在身体中实现空间分辨率，在均匀磁场上叠加沿三个主轴延伸的 线性磁场梯度，导致自旋共振频率的线性空间相关性。在接收天线中拾取 的信号则包含能够与身体中不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收 天线获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称为k空间数据。k空间数 据通常包括利用不同相位编码采集的多条线。通过收集大量样本对每条线 进行数字化。例如，通过傅里叶变换将k空间数据样本的集合转换为MR 图像。

磁共振血管造影（MRA）已经表明允许获取患者的动脉和血管的状态。 在本发明中，考虑对比度增强MRA（CE-MRA），其中，在静脉注射之后 顺磁造影剂首次通过动脉期间采集MR图像。然而，静脉注射本身并不是 本发明的部分。

在常规的对比度增强MR血管造影中，通过重复的RF脉冲获得背景抑 制。通过这种方式，有效地抑制了除脂肪信号以外的大部分背景信号。为 了还能对可能使感兴趣的血管结构模糊不清的脂肪信号加以抑制，一般进 行两次采集：一次是在注射造影剂之前，即，所谓的“掩模”图像，以及 一次是在造影剂的存在期间。之后，从对比度图像中减去掩模图像，以消 除脂肪信号。

尽管上文所述的使用减影的常规CE-MRA已经被使用很多年，但是所 述技术仍然存在若干缺陷。首先，这一技术需要2次采集，即，一次在造 影剂注射前，以及一次在造影剂注射后，这增加了总的扫描时间。此外， 假设在掩模和造影扫描之间发生移动，则由于在一些图像特征的错位，不 可能实现得到的图像的减影。在需要屏住呼吸的区域内，这一问题甚至会 变得更加严重——在这种情况下，由于没有两次屏息是完全相同的，因此 减影很困难。

从图像中减去脂肪信号的备选方案是在采集MRA图像期间执行脂肪 抑制。针对脂肪抑制，已知各种类型的方法。例如，能够应用化学位移选 择性预饱和（SPIR、SPAIR）或化学位移选择性激励策略来抑制或不激励脂 肪信号。然而，由于在首次通过成像中可用的扫描时间非常有限，因此这 些脉冲过于耗时，以至于无法构建CE-MRA扫描。

一种从图像中消除脂肪信号的备选方法是通过狄克松（Dixon）方法使 用水－脂肪分离。但是，因为常规的Dixon方法需要采集水和脂肪信号在 同相和反相的回波时间上的两个回波，因此其不太适合对比度增强MR血 管造影。这导致长的回波时间（TE），因而导致长的重复时间（TR），致使 在造影剂到达感兴趣区域中的情况下不可能把握采集的时机。因此，因为 所述技术太慢，一般常规的Dixon方法不能够用于CE-MRA。

通过上述内容，可以容易地认识到需要一种改进的MR成像方法。因 此，本发明的目的在于通过提供针对首次通过成像具有脂肪抑制的 CE-MRA图像能够以快速的方式实现MR成像。此外，由上文可以容易地 认识到，需要一种适于执行根据本发明的所述方法的改进的MR成像系统 和改进的计算机程序产品。

发明内容

根据本发明，提供一种执行对比度增强首次通过磁共振血管造影的方 法，其中，所述方法包括使用单回波或多回波数据采集技术来采集感兴趣 区域的磁共振数据集，其中，所述一个或多个回波的回波时间是灵活的， 其中，在进行数据采集时，感兴趣区域包括脂肪、水和造影剂。此外，所 述方法包括使用一般性Dixon水－脂肪分离技术对所述数据集进行处理， 从而从背景中消除源自于脂肪的信号，以重建图像数据集。

本发明的实施例具有以下优点：能够以快速并且可靠的方式执行具有 脂肪抑制的CE-MRA。本发明能够在无需单独的基线扫描的情况下产生仅 血管的血管造影图像数据集。此外，高度有效地消除了脂肪信号。

对于本发明而言，很关键的一点是与常规的Dixon方法相比，能够自 由地选择回波时间。由于一个或多个回波的回波时间是灵活的，即，未被 固定到水和脂肪信号在同相或反相的时间上，因而能够将这些回波时间选 得短得多，从而得到显著缩短的TR。因此，可能在造影剂到达感兴趣区域 的情况下容易地把握采集的准确时机。因而，能够在造影剂存在于感兴趣 区域内，即，造影剂存在于被检查的对象的动脉内的同时，开始并完成数 据采集。由于针对“首次通过”成像，即，在初始注射造影剂期间的仅动 脉成像，执行所述方法，由于可用于对动脉进行选择性描绘的时间仅为15 秒左右，因而采集的时机至关重要。

因而，所应用的首次通过成像具有鲜明的对比度，以进行所谓的“稳 态”成像，在“稳态”成像中采集的时机不再至关紧要。例如，Invest Radiol. 2008Sep;43(9):635-41,“Feasibility of gadofosveset-enhanced steady-state  magnetic resonance angiography of the peripheral vessels at3Tesla with Dixon  fat saturation”,Michaely HJ、Attenberger UI、Dietrich O、Schmitt P、Nael K、 Kramer H、Reiser MF、Schoenberg SO、Walz M.公开了一种对比度增强MRA 和Dixon图像重建的组合。然而，这一方案是在钆磷维塞（gadofosveset） 注射之后的稳态的50分钟期间执行的，而且并非旨在选择性地描绘动脉血 管结构。而是，其既描绘了动脉，又描绘了静脉。因此，在这种情况下， 采集的时机不再重要。

相反，如上文所述，由于上述方法是针对“首次通过”成像执行的， 因而采集时机至关重要，并且用于完成数据采集的临界最大时间限制比稳 态成像的情况小两个数量级。

由用于执行MRA的梯度系统的最大可用功率给出对上文描述的技术 的唯一限制。所述梯度系统的技术特征直接限制所述单回波或多回波数据 采集技术中使用的最小回波时间，并且由此限制可实现的图像分辨率。因 而，根据本发明的实施例允许在一个TR内的不同相对相位上采集来自脂肪 和水（即，具有造影剂的血液）的信号分量。

根据本发明的实施例，所述方法还包括向感兴趣区域施加针对短T1化 学物质（例如，组织）的稳态磁化脉冲序列，从而额外抑制来自组织的信 号分量。

根据本发明的实施例，在多回波数据采集的情况中，所述多回波数据 采集技术是双梯度回波数据采集技术，所述的一般性Dixon水－脂肪分离 技术是具有灵活的回波时间的两点Dixon技术。此外，在单回波数据采集 的情况中，所述单回波数据采集技术是单梯度回波数据采集技术，所述一 般性Dixon水－脂肪分离是单点Dixon技术。

在WO2010/113048A1和Magn Reson Med.2011Jan;65(1):96-107 “Dual-echo Dixon imaging with flexible choice of echo times”,Eggers H, Brendel B,Duijndam A,Herigault G中给出了具有灵活的回波时间的两点 Dixon技术的范例，通过引用将所述文献并入本文。这些技术又被称为 “mDixon重建技术”。

根据本发明的实施例，磁共振数据集的采集包括在两个不同的回波时 间上采集第一回波数据和第二回波数据，从而得到第一信号数据集和第二 信号数据集，其中，在一次重复内采集所述第一回波数据和第二回波数据。 通过将使用的回波时间选得短，能够使TR保持短的值。因此，由于省略了 在造影剂推注给药之前和之后的数据采集以及基线剪影，甚至能够执行具 有更高的时间严格性的CE-MRA。这包括来自具有因（例如）屏息技术导 致的潜在移动的感兴趣区域的数据采集，以及来自具有由心脏运动而造成 的连续移动的感兴趣区域的采集。

根据本发明的另一实施例，对数据集的处理包括从所述第一信号数据 集和第二信号数据集计算第一分量和第二分量或其比例或分数，从所述第 一分量和第二分量导出两个差分相位误差候选，基于干扰场的不均匀性具 有平滑性的假设为每一像素选择导出的差分相位误差候选中的一个，以及 使用选择的差分相位误差候选重建水图像。

提供下述说明，以针对接受MR扫描的治疗对象体内的脂肪（例如， 脂质）和水（处于非脂肪组织内）的具体范例进一步解释使用经修改的Dixon 技术的分离算法的函数。这一描述依照了WO2010/113048A1和Magn  Reson Med.2011Jan;65(1):96-107。使用所述经修改的Dixon技术，对在两 个不同回波时间上测得的两个信号I1和I2的数学描述如下：

其中，W和F分别是水和脂肪对整个信号的贡献（因而，W和F是正 实数），·1和·2是两个回波时间上的已知水－脂肪角，并且·1和·2表示因 系统缺陷（诸如，主磁场不均匀性等）导致的相位误差（例如，针对相应 信号）。由于相位误差的值是未知的，因而从方程(1)和(2)直接确定W和F 是不可能的。因而，在这一点上，处理器由方程(1)和(2)估算相应信号的“大” 分量B和“小”分量S。信号分量B和S可以被存储到存储器16，作为中 间数据40。分量B和S中的一个表示W，另一个表示F，但是在做进一 步处理之前，所述映射是未知的。因此，确定相位误差，以解决这一映射 问题。

在对于两点Dixon水－脂肪分离的常规方法中，相位误差的估算是基 于所述相位误差是空间平滑函数（即，它们仅在视场上缓慢变化）这一假 设。这一假设在何种程度上成立取决于相位误差的大小。由于·2能够被拆 分为相位误差·1和较小的差分相位误差··，所述··能够比·2更好地满足平滑 性假设，因而通过选择·1=0简化估算，其使得方程(1)和(2)被修改如下：

在这种情况下，I1的相位等于相位误差·1，其能够被修正如下：

J1=(W+F)               (5)

在这一点上，差分相位误差··（例如，·1和·2之间的差）仍未找到。 使用方程(6)，计算对于··的两个候选：在假设“大”分量B是水、“小”分 量S是脂肪的情况下计算一个候选，并且在假设S是水、B是脂肪的情况 下计算另一个候选，从而得到：

B和S向W和F的实际映射是空间变化的，即，其能够随像素的不同 而不同。因而，为每一像素单独从两个候选中选择··，从而使总体方案尽可 能平滑。这一预先假定·2mod··0的方案是已知的（例如，参考Xiang QS. Two-point water-fat imaging with partially-opposed-phase(POP)acquisition:an  asymmetric Dixon method.Magn Reson Med2006;56:572-584.）。一旦估算出 ··，则能够将其从方程(6)中消除，并由方程(5)和(6)计算出W和F。

根据本发明的另一实施例，所述第一回波信号数据集和第二回波信号 数据集是第一采集到的复杂数据集和第二采集到的复杂数据集，其中，对 采集到的磁共振数据集的处理包括采用脂肪的谱信号模型对第一采集到的 复信号数据集和第二采集到的复信号数据集进行建模，所述建模得到第一 经建模的复杂数据集和第二经建模的复杂数据集，所述第一经建模的数据 集和第二经建模的数据集包括第一相位误差和第二相位误差以及单独的针 对水和脂肪的信号数据集；以及，由所述第一采集到的复杂数据集和第二 采集到的复杂数据集以及所述第一经建模的复杂数据集和第二经建模的复 杂数据集，确定针对水的单独的信号数据集。

换言之，在该实施例中，将水和脂肪的谱的更加复杂的模型结合到两 点法的分离中。因而，其允许提高针对水和脂肪的信号分离的准确性。

根据本发明的实施例，通过使第一采集到的且经建模的数据集与第二 采集到的且经建模的数据集之间的余数（residuum）最小化而执行针对水和 脂肪的单独信号数据集的确定，其中，所述采集到的且经建模的数据集基 于所述化学物质中的至少一个的谱信号模型。在具有两个化学物质的范例 性情况中，可得到两个复方程，即，总共四个方程，其中，这四个方程中 的四个未知数是针对水和脂肪的两个单独信号数据集以及所述第一相位误 差和第二相位误差。因此，通过采用包括数值技术的标准数学方程求解技 术，能够从这四个非线性方程中获得针对水和脂肪的两个单独的信号数据 集。

根据本发明的另一实施例，确定针对水和脂肪的单独的信号数据集包 括：

确定所述第一采集到的数据集和第二采集到的数据集的量值 （magnitude），并基于所述第一经建模的数据集和第二经建模的数据集检索 针对水和脂肪的单独信号数据集的初始估算，

基于所述第一经建模的数据集和第二经建模的数据集，从所述第一采 集到的数据集和第二采集到的数据集以及针对水和脂肪的单独信号数据集 的初始估算导出所述第一相位误差与第二相位误差之间的差的至少一个 解，

由所述第一采集到的数据集和第二采集到的数据集以及所述第一相位 误差与第二相位误差之间的差的一个解来确定针对水和脂肪的单独信号数 据集的最终估算。

这进一步简化导出所述第一相位误差和第二相位误差以及针对水和脂 肪的单独信号数据集的数学过程。

根据本发明的实施例，确定针对水和脂肪的单独信号数据集的最终估 算涉及求解针对水和脂肪的两个单独复信号的两个复方程构成的方程组。

根据本发明的另一实施例，针对水和脂肪的单独信号数据集的初始估 算包括求解由两个二次方程构成的方程组，所述二次方程是通过第一采集 到的且经建模的复数据集和第二采集到的且经建模的复数据集的量值形成 的。例如，可以采用四次方程执行这一操作，其允许通过一种在数学上简 单因而快速的方式执行对所述单独信号数据集的检索。这一操作还允许加 快针对水和脂肪的信号分离过程。

根据本发明的另一实施例，确定第一相位误差与第二相位误差之间的 差将得到真解和假解，其中，所述方法还包括基于主磁场不均匀性的平滑 空间变化的假设来确定真解。一般而言，可以应用大量已知方法中的任何 方法，例如，区域性迭代相位提取（RIPE），以选择正确的相量值（例如， 比较Xiang QS，“Two-point water-fat imaging with partially-opposed-phase (POP)acquisition:an asymmetric Dixon method”，Magn Reson Med2006;56: 572-584）。

需要指出，在整个说明书中，相位误差被理解为相位本身的误差，以 及与给定相位相关联的相应向量的误差。

根据本发明的另一实施例，对所述第一数据集和第二数据集进行建模 包括采用针对水和脂肪的单独信号数据集的线性组合，其与第一相量和第 二向量相乘，所述第一相量和第二相量包括第一相位误差和第二相位误差， 其中，从所述化学物质的谱信号模型导出用于所述线性组合的权重。

这类建模具有以下优点：仅从两个不同的图像能够获得针对水和脂肪 的单独信号数据集，所述图像中的任何一个都不需要处于同相。因此，需 要应用与Dixon重建过程相关的较低限制性的假设，所述Dixon重建过程 提高针对水和脂肪的经重建的单独信号数据集的质量。

根据本发明的另一实施例，使用第一量值和第二量值以及两个采集到 的数据集的共轭复数乘积来执行针对水和脂肪的单独信号数据集的确定。 备选地，可以单独采用第一采集到的数据集和第二采集到的数据集以及所 述第一相位误差与第二相位误差的差（即，无需使用所述第一量值和第二 量值）来求解所述两个方程的线性方程组。由于能够以更快的方式执行所 述两个方程的线性方程组，因而进一步加快相应的重建过程。此外，这一 方案为解增加一个自由度，其可以有助于减少伪像。

根据本发明的另一实施例，所述谱信号模型是脂肪的多峰谱模型。因 此，本发明并未简单地假设在所述谱中只存在一个脂肪的主导谱峰，而是 采用脂肪的多峰谱模型。假设仅对所述化学物质中的一个（例如，脂肪） 进行建模，则水可以被看作是单峰谱。

因此，假设对于所述物质中的一个（例如，脂肪），相对共振频率和相 对共振强度是预先已知的，例如基于可能只含有一种化学物质（如脂肪） 的像素的识别，例如，从理论或实验模型中获得，或从单独或集成校准中 获得。

根据本发明的另一实施例，所述第一采集到的数据集和第二采集到的 数据集的第一相位误差和第二相位误差包括第一图像数据集和第二图像数 据集的相位误差，其排除了由于通过谱信号数据集模型建模的所述化学物 质的存在而导致的相位误差所诱发的化学位移，即，（例如）排除了由于脂 肪的存在而导致的相位误差所诱发的化学位移。

另一方面，本发明涉及一种用于执行对比度增强首次通过磁共振血管 造影的磁共振成像设备，所述扫描器可操作用于使用单回波或多回波数据 采集技术来采集感兴趣区域的磁共振数据集，其中，所述一个或多个回波 的回波时间是灵活的，其中，在进行所述数据采集时，所述感兴趣区域包 括脂肪、水和造影剂，并且所述磁共振成像设备用于使用一般性Dixon水 －脂肪分离技术对所述数据集进行处理，以从背景中消除源自于脂肪的信 号，以重建图像数据集。

在目前临床使用的大多数MR装置中能够有利地执行本发明的方法。 为了达到该目的，仅需要利用控制MR装置的计算机程序，使其执行本发 明的以上解释的方法步骤。计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数 据网络中，以便被下载供安装在MR装置的控制单元中。因此，本发明还 涉及一种计算机程序产品，其包括用以执行上述方法的计算机可执行指令。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图旨在仅出于 说明的目的，并不作为本发明的限制的定义。在附图中：

图1示出了一种用于执行本发明的方法的MR装置，

图2示出了使用上述方法采集的CE-MRA图像

图3是图示本发明的方法的流程图。

具体实施方式

参考图1，示出了MR成像系统1。所述系统包括超导或电阻主磁体线 圈2，使得沿z轴穿过检查体积创建基本均匀、时间上恒定的主磁场B0。

磁共振发生操控系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或 激励核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操控磁共振、在空间上或 以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱和等，以执行MR成像。

更具体而言，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x、y和z轴向全身梯 度线圈4、5和6中的选定的全身梯度线圈施加电流脉冲。RF发射器7经 由发送/接收开关8向RF天线9发射RF脉冲或脉冲群，以向检查体积中发 射RF脉冲。典型的MR成像序列由一组短时间的彼此汇合的RF脉冲序列 构成，并且任何施加的磁场梯度实现核磁共振的选定操控。所述RF脉冲用 于使共振饱和、激励共振、反转磁化、重新聚焦共振或操控共振，以及选 择被放置在检查体积内的身体10的一部分，其中，所述感兴趣区域被定义 在所述检查体积内，其中，所述感兴趣区域通常包括被成像的身体10或一 般而言的对象的至少一部分。MR信号也可以由RF天线9来拾取。

为了生成身体或者一般而言的对象10的有限区域的MR图像，例如， 通过并行成像，一组局部阵列RF线圈11、12和13被放置在邻近选定用于 成像的区域。阵列线圈11、12和13能够用于接收经由RF天线产生的RF 发射诱发的MR信号。然而，也可能使用阵列线圈11、12和13向检查体 积发射RF信号。

由RF天线9和/或由RF线圈11、12和13的阵列拾取得到的MR信号， 并由接收器14对其进行解调，所述接收器14优选包括前置放大器（未示 出）。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12和13。

主计算机15控制梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成多种成像序列 中的任一种，诸如，回波平面成像（EPI）、回波体积成像、梯度和自旋回 波成像、快速自旋回波成像等。对于选定的序列，接收器14快速连续地接 收每个RF激励脉冲之后的单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行 接收到的信号的模拟到数字转换，并且将每个MR数据线转换成适合用于 进一步处理的数字格式。在现代MR装置中，数据采集系统16是专用于采 集原始图像数据的独立计算机。

最后，通过重建处理器17将数字原始图像数据重建为图像表示，所述 重建处理器应用傅里叶变换或其他适当的重建算法，例如，Dixon重建。 MR图像可以表示穿过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。 之后，图像被存储在图像存储器中，可以经由例如视频监测器18访问图像 存储器，以将图像表达的切片或其他部分转换为用于可视化的适当格式， 视频监测器18提供得到的MR图像的人可读显示。

在下文中，将更加详细地描述采用上述方法的范例性图像重建过程。 提出下述过程，以在一般的两点法的分离中考虑脂肪的多峰值谱模型，所 述一般的两点法不对回波时间的选择强加实质性的约束。

所述方法开始于在不同的回波时间TE_n上采集第一回波数据和第二回 波数据（其中，n=1、2），以及通过重建处理器17对所述第一回波数据和 第二回波数据进行处理，以重建第一数据集和第二数据集S_n。之后，针对 回波时间TE_n（其中，n=1、2）在图像空间中的复合复信号S通过下述方程 进行建模：

其中，W和F指代图像空间内的实的或复的水和脂肪信号，指代相 位误差，指代对应的相位。如上所述，所述相位误差包括由于主f_m磁场 的不均匀性而导致的相位以及可以由接收器链中的RF渗透和信号延迟引 起的静态相位，其不包括由于脂肪的存在而导致的化学位移诱发相位。

通过下述方程给出的经由复加权系数（即，复因数）c·提供脂肪的谱 信号模型：

${c^{\prime }}_n=\underset{m}{\Sigma }{w}_m{e}^{{\mathrm{i\theta }}_{n,m}},---\left(10\right)$

其中，w指代相加为1的权重，θ_n,m等于2··f_mTE_n，其中，·f_m是相脂 肪谱相对于水的第m个峰值的共振频率的偏移。任选地，可以通过增加利 用TE_n描述指数衰减的因数，从而将横向驰豫的影响包含在内。假设所述权 重、化学位移和任选的弛豫速率在理论上或者通过实验（例如，通过对采 集到的MR图像本身的单独校准过程）是先验已知的。

在后续步骤中，逐个像素或逐个体素（3D像素）地由S1和S2计算两 个信号分量。通过考虑由方程（1）获得的所述采集到的且经建模的图像数 据集的两个量值而执行这一操作：

${\left|S_1\right|}^2=W^2+2{c^{\prime }}_{1R}\mathrm{WF}+({c^{\prime }}_{1R}^2+{c^{\prime }}_{1l}^2)F^2,---\left(11\right)$

${\left|S_2\right|}^2=W^2+2{c^{\prime }}_{2R}\mathrm{WF}+({c^{\prime }}_{2r}^2+{c^{\prime }}_{2l}^2)F^2,---\left(12\right)$

这里，c·_nR和c·_nI指代c·_n的实分量和虚分量。通过采用四次方程

a₁F⁴+a₂F²+a₃=0,                (13)

可以导出两个解F_1/2

$F_{\frac{1}{2}}=\sqrt{-\frac{a_2}{2a_1}\pm \sqrt{\frac{a_2^2}{4a_1^2}-\frac{a_3}{a_1}}}.---\left(14\right)$

通过下式给出常数a：

$a_1={({c^{\prime }}_{1R}^2-{c^{\prime }}_{1l}^2-2{c^{\prime }}_{1R}{c^{\prime }}_{2R}+{c^{\prime }}_{2R}^2+{c^{\prime }}_{2l}^2)}^2+4{({c^{\prime }}_{1R}-{c^{\prime }}_{2R})}^2{c^{\prime }}_{1l}^2,---\left(15\right)$

$a_2=2({c^{\prime }}_{1R}^2-{c^{\prime }}_{1l}^2-2{c^{\prime }}_{1R}{c^{\prime }}_{2R}+{c^{\prime }}_{2R}^2+{c^{\prime }}_{2l}^2)({\left|S_1\right|}^2-{\left|S_2\right|}^2)-4{({c^{\prime }}_{1R}-{c^{\prime }}_{2R})}^2{\left|S_1\right|}^2,---\left(16\right)$

a₃=(|S₁|²-|S₂|²)²。                    (17)

针对W_1/2的对应的两个解为：

$W_{\frac{1}{2}}=-{c^{\prime }}_{1R}F\pm \sqrt{{\left|S_1\right|}^2-{c^{\prime }}_{1l}^2{F}^2}.---\left(18\right)$

因此，可以由通过方程(11)和方程(12)中计算的所述量值能够获得第一 物质和第二物质特异性图像数据集W和F。

由第一经建模的图像数据集和第二经建模的图像数据集的模型（方程 (1)）以及针对W和F的两对值（方程14和18），获得针对相量的两个值：

${\mathrm{\Delta P}}_{\frac{1}{2}}=\frac{S_1^{\prime }{S}_2}{(W_{\frac{1}{2}}+c_1^{{\prime }^{*}}{F}_{\frac{1}{2}})(W_{\frac{1}{2}}+c_2^{\prime }{F}_{\frac{1}{2}})}.---\left(19\right)$

该结果得到两个可能的相量候选，一个为真，一个为伪。通过诸如区 域性迭代相量提取（RIPE）过程的过程，从所述两个相量候选中提取真相 量。此外，可以考虑到在所述像素的空间邻近区域内获得的结果，调整所 述真相量的估值。

在给定所述相量的这一估值的情况下，重新计算W和F。例如，可以 通过求解由针对实变量W和F的四个方程构成的非线性方程组完成这一操 作，在所述方程中，两个是针对方程(11)和(12)中的|S₁|²和|S₂|²，两个是下述 方程的实部和虚部

$S_1^{*}{S}_2{\mathrm{\Delta P}}^{*}=(W+{c^{{\prime }^{*}}}_{1}F)(W+{c^{\prime }}_{2}F).---\left(20\right)$

备选地，可以针对复变量W·和F·求解两个方程的线性方程组

S₁=W'+c'₁F',            (21)

S₂ΔP^*=W'+c'₂F'.          (22)

由于并且，因而W'和F'的量值等于W和F的量值。

因此，通过由重建处理器17执行上述步骤，利用快速的数据采集方法 实现良好的水－脂肪分离。能够仅从两个具有复值的图像中分离水和脂肪， 所述图像中的任何一幅图像都不需要位于同相。

图2示出了使用上述方法采集的CE-MRA图像。图2a是使用1.5T MRI 系统采集的，其示出了利用具有灵活的回波时间和后续的两点Dixon水－ 脂肪分离（“mDixon方案”）的双梯度回波数据采集技术采集的外围血管结 构。图2b是使用3T MRI系统采集的，其也示出了外围血管结构。数据采 集和图像重建与图1中相同。

因而，图2表明，上文描述的方法提供具有高分辨率的良好的MRA图 像。为了更明确地强调这一方法的优点，在下文中给出了与普通Dixon方 案的直接比较：在1.5T MRA系统的情况下，针对使用普通Dixon方案进行 CE-MRA所需的两个回波的回波时间将是TE1=2.3ms，并且TE2=4.6ms。 这是由于需要使用恰好同相或反相的回波时间。因此，在临床相关分辨率 上，相应的TR将为6.1ms左右。

与之相比，使用上文描述的mDixon方案的CE-MRA允许使用针对所 述两个回波的灵活的回波时间，其中，TE1=1.8ms，并且TE2=3.0ms。在临 床相关分辨率上，相应的TR将为4.3ms左右，其相当于与普通Dixon方案 相比缩短了40%的扫描时间。

类似地，在3T MRI系统的情况中，针对使用普通Dixon方案进行 CE-MRA所需的两个回波的回波时间将是TE1=2.3ms，并且TE2=3.5ms。 这是由于需要使用恰好同相或反相的回波时间。因此，在临床相关分辨率 上，相应的TR将为5.2ms左右。

与之相比，使用上文描述的mDixon方案的CE-MRA允许使用针对所 述两个回波的灵活的回波时间，其中，TE1=1.6ms，并且TE2=2.8ms。在临 床相关分辨率上，相应的TR将为4.5ms左右，其相当于与常规Dixon方案 相比缩短了14%的扫描时间。

由于典型的CE-MRA扫描中的总扫描时间大约为15秒，假如期望保持 高图像分辨率，那么扫描时间延长40%是无法容忍的。利用上文所述的利 用灵活扫描时间的方法解决了这一问题。

此外，需要指出，由于常规Dixon方案的过长的TE2值，因而可能发 生信号移相。也通过采用上文所述的使用灵活的（因而更短的）回波时间 的方法避免这一问题。

图3是图示根据本发明的方法的流程图。在步骤300中，在MR扫描 器的检查区内提供对象。在所述检查区内定义感兴趣区域，其中，所述感 兴趣区域至少部分地覆盖包括水（由于血液的存在）、脂肪和造影剂的所述 对象的区域。

在步骤302中，使用单回波或多回波数据采集技术来采集感兴趣区域 的磁共振数据集，其中，所述一个或多个回波的回波时间是灵活的。执行 步骤302占用的时间持续长度与TR相当，因而连续地重复步骤302，以便 累积数据集，直到达到最大总时间为止。该时间是由确保造影剂以预定义 的水平存在于感兴趣区域内的容许时间定义的。然而，所述时间可以通过 感兴趣区域内发生的运动（如，呼吸诱发运动或者心脏搏动诱发运动）得 到进一步限制。

在完成步骤302之后，所述方法继续执行步骤304，该步骤使用一般化 的Dixon水－脂肪分离技术来对步骤302中采集到的数据集进行处理，以 从背景中消除源自于脂肪的信号，以重建图像数据集。最后，所述方法结 束于步骤304，其显示经重建的水图像数据集。