磁共振断层造影中无造影剂的血管造影成像方法

摘要

本发明一般地涉及一种核自旋断层造影(同义词：磁共振断层造影，MRT)，如其应用于医学以检查患者那样。在此，本发明特别地涉及一种在磁共振断层造影中用于无造影剂的非触发的血管造影成像的方法，具有以下步骤：S1：利用流量不敏感的SSFP序列对具有血液流量的身体区域进行2D或3D测量，S2：利用流量敏感的SSFP序列对相同身体区域进行测量，S3：将步骤S1和S2中获得的测量结果互相配准，S4：从在步骤S1中所获得的配准后的测量结果中非加权地或者自加权地减去在步骤S2中获得的配准后的测量结果，S5：对步骤S4中所获得的图像进行2D或3D图像校正以去除由梯度场和/或磁场非均匀性引起的图像失真，S6：以MIP血管树表示或者分割的2D或3D血管树表示的形式显示在步骤S5中所获得的血管造影图。

说明书

技术领域

本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义词：磁共振断层造影，MRT)，如其应用于医学以检查患者那样。在此，本发明特别地涉及一种用于无造影剂并且无需生理上与MR序列过程同步的磁共振断层造影的血管显示(血管造影)方法。

背景技术

一般地将借助医学成像方法(X射线、CT、MRT)显示血管(动脉和/或静脉)称为血管造影。特别地在磁共振血管造影(MRA)中，一方面存在两种经典的方法，这些方法使用对于血管显示的血流量的特性(时间飞跃方法，即TOF，以及相位对比血管造影，即PC-Angio)，另一方面存在造影剂支持的MRA，其为了信号丰富地显示而使用弛豫上升的造影剂。

时间飞跃MRA将血液到成像体积中的流入用于血管造影显示。

在此，流入的血液完全弛豫并且给出强信号作为内生的(即不是提供给身体的)造影剂。作为HF脉冲的快速序列的结果，静态的组织经历强饱和并且最终仅提供微小的信号份额。优选地，在神经系统区域利用梯度回波序列进行TOF，其中，其不对称的激励方式在整个3D空间中产生流入的血液的可比的横向磁化。TOF技术既作为2D方法也作为3D方法应用。优选地，将2D变形应用于颈椎区域(HWS区域)，因为在那里由于高的血流速度，血液在重复时间TR内完全被交换。也就是说，在该区域中可以利用大的激励脉冲角来实现用于成像的非常高的磁化。TOF方法的一个缺陷是运动敏感性，特别是在颈部区域中。

另一种方法是相位对比血管造影方法。如TOF血管造影那样，相位对比血管造影(PKA或者PC-Angio，PCA)在MRT中将血流用于选择性显示血管。

在TOF中将双极梯度用于一阶流量补偿。在PCA中以相反方式将双极梯度G_b用于编码流速度，以便产生与速度V_x成比例的附加相位：

${\mathrm{\Delta \Phi }}_{V_x}=\gamma ·G_b·V_x·{\tau }^2,$

其中，τ是G_b的持续时间。在x方向上的流量补偿的图像从流量敏感的图像的复数减影相应地得到一幅图像，其像素矢量具有与速度V_x成比例的数值和相位。由此，静态的自旋不提供份额。

因此，具有不同相位敏感性的序列在减影之后允许一个无背景的血管图像。该方法的缺陷是只能应用于特定的速度间隔，以避免模糊。

近年来对于几乎所有的身体区域采用造影剂支持的血管造影(CE-MRI)。其允许在非常短的测量时间中进行动态和静态的检查。造影剂在MR中的工作原理一般地基于借助具有足够大的磁矩的原子或分子(例如钆Gd³⁺)，对于对比度起决定作用的参数T₁、T₂的以某种方式形成的影响。然而，所有这些物质作为自由的离子是高度毒性的并且由此不能被采用。虽然可以通过将这些离子嵌入所谓的螯合物中来减小毒性，但是近来越来越多地报道由含钆的造影剂引起的(肾)病(肾源性系统纤维化，NSF)。因此新近研究了无造影剂(无KM)的方法。

目前，由东芝(Toshiba)公司开发的方法是“新鲜血液成像(Fresh BloodImaging)”(FBI)。其主要利用如下事实：血液的T₂弛豫时间远远长于血管系统周围的静态组织的T₂弛豫时间。在FBI中的成像序列原则上基于(EKG和呼吸触发的)Toshiba专用的FASE序列(Fast Advanced Spin Echo，FASE)。

由西门子公司开发的另一种方法是同样具有EKG触发的“SPACE”。SPACE是3D快速自旋回波技术的变形。与常规的快速自旋回波序列相比，SPACE使用非选择性的、由具有不同翻转角的HF脉冲组成的长的再聚焦脉冲串。这允许非常高的快速因子(Turbofaktoren)(快速SE序列相对常规自旋回波序列的测量时间增益：＞100)和高的扫描效率。结果是高分辨率的各向同性的图像，这些图像使得在所有层面中的自由的重构(Reformatierung)是可能的。此外，EKG触发还允许在大视野(FOV)情况下的血管造影，例如在腿的外围血管造影的范围内所必须的那样。然而，FBI以及SPACE是非常复杂的测量方法，因为触发、特别是呼吸和EKG触发，例如在FBI和SPACE中所必须的那样，一般是非常麻烦的：

必须提供呼吸腰带以及在身体上固定多个EKG电极。序列仅提供适合于相应的心脏-呼吸节律的数据，其中必须在测量技术上将呼吸和心跳测量设备与MRT测量系统(设备计算机、序列控制装置)组合并且配置。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提出一种MRT测量方法，该方法允许血管的显示而不需要造影剂并且不需要生理上与序列过程的同步。

该技术问题是通过一种具有按照本发明的特征的方法解决的。

按照本发明，一种在磁共振断层造影中用于无造影剂的非触发的血管造影成像的方法，具有以下步骤：

S1：利用流量不敏感的SSFP序列对具有血液流量的身体区域进行2D或3D测量，

S2：利用流量敏感的SSFP序列对相同身体区域进行测量，

S3：将步骤S1和S2中获得的测量结果互相配准，

S4：从步骤S1中所获得的配准后的测量结果中非加权地或者自加权地减去在步骤S2中获得的配准后的测量结果，

S5：对步骤S4中获得的图像进行2D或3D图像校正以去除由梯度场非均匀性和/或磁场非均匀性引起的图像失真，以及

S6：以MIP血管树表示()或者分割的2D或3D血管树表示的形式显示在步骤S5中获得的血管造影图(Angiogramm)。

具有优势的是，流量不敏感的SSFP序列是真实FISP序列(true-FISP-Sequenz)或者相位循环(phasenzyklierte)的SSFP序列，例如CISS序列，并且流量敏感的SSFP序列是FISP序列。

具有优势的还有，对于要实施的SSFP序列使用最佳地使各个SSFP信号最大化的翻转角α，并且(流量敏感的和流量不敏感的SSFP序列的)所有的几何MRT参数都是相同的。

优选地，根据以下数学关系进行在步骤S4中进行的自加权的减影：

$\mathrm{MRA}=T-\lambda ·{\left(\frac{F}{T_{\max }}\right)}^{\kappa }·F$

其中，T是真实FISP信号或者CISS信号，F是FISP信号并且λ和κ是要由用户确定的参数。

此外，具有优势的是，通过应用在读出方向上和/或在层选择方向上的匹配的扰相梯度，在时刻TR改变流量敏感的SSFP序列。同样具有优势的是，如下进行该改变，使得第一矩M1不被补偿。

附图说明

现在，参考附图根据实施例更详细地解释本发明的其它优点、特征和特性。

图1示意性示出了适合于进行按照本发明的方法的常规的核自旋断层造影设备，

图2示出了在真实FISP序列中对于静态的和流动的自旋的相位曲线，

图3示出了在FISP序列中对于静态的和流动的自旋的相位曲线，

图4示出了真实FISP序列的典型序列过程，

图5示出了FISP序列的序列过程的可能变形，

图6示意性示出了在真实FISP和在FISP中SSFP信号与自旋流量速度的依赖关系，

图7示出了按照本发明的方法的流程图，

图8示出了不同SSFP序列取决于翻转角的信号特性曲线，并且

图9示出了按照本发明的方法的图像例子。

具体实施方式

图1示出了按照本发明用于产生对象的核自旋断层造影图像的核自旋断层造影设备的示意图。在此，核自旋断层造影设备的结构对应于常规的断层造影设备的结构。基本场磁铁1产生时间上恒定的强磁场，用于对象的检查区域(例如人身体的检查部位)中核自旋的极化以及对齐。在球形测量空间M中定义用于核自旋共振测量所需的基本磁场的高均匀性，人体的待检查的部位被引入该测量空间。为了支持均匀性要求并且特别是为了消除时间上不可变的影响，在合适的位置安装由铁磁材料构成的所谓的匀场片(Shim-Blech)。通过由匀场电流供应装置15控制的匀场线圈2来消除时间上可变的影响。

在基本场磁铁1中采用由三个子线圈组成的圆柱形的梯度线圈系统3。由放大器14给每个子线圈提供用于在笛卡尔坐标系的各个方向上产生线性梯度场的电流。在此，梯度场系统3的第一子线圈产生x方向上的梯度G_x，第二子线圈产生y方向上的梯度G_y，并且第三子线圈产生z方向上的梯度G_z。每个放大器14包括数模转换器，该数模转换器由用于时间正确地产生梯度脉冲的序列控制装置18控制。

高频天线4位于梯度线圈系统3内，该高频天线将高频功率放大器30给出的高频脉冲转换为用于待检查的对象或者对象的待检查区域的核的激励以及核自旋的对齐的交变磁场。高频天线4也将由进动的核自旋所发出的交变场(即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号)转换为电压，该电压经过放大器7被传输到高频系统23的高频接收通道8。高频系统22还包括发送通道9，在该发送通道9中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，将各个高频脉冲根据由设备计算机20预先给出的脉冲序列在序列控制装置18中数字地表示为复数的序列。该数列作为实部和虚部分别经过输入端12被传输到高频系统22中的数模转换器并且从该数模转换器被传输到发送通道9。在发送通道9中将脉冲序列加调制到高频载波信号上，后者的基频对应于测量空间中核自旋的共振频率。

通过发送-接收转接器6进行发送运行和接收运行的切换。高频天线4将用于激励核自旋的高频脉冲入射到测量空间M，并且探测所形成的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收通道8中被相位敏感地解调，并且经过各个模数转换器被转换为测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17从这样获得的测量数据重建图像。通过设备计算机20进行测量数据、图像数据和控制程序的管理。序列控制装置18根据利用控制程序的预定值控制各个期望的脉冲序列的产生和k空间的相应扫描。在此，序列控制装置18特别地控制梯度的时间正确的切换、具有定义的相位和振幅的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。由合成器19提供用于高频系统22和序列控制装置18的时间基准。通过包括键盘以及一个或多个显示屏的终端21选择用于产生核自旋图像的相应控制程序，以及显示所产生的核自旋图像。

按照本发明，利用两个相互跟随的SSFP序列来驱动核自旋断层造影设备。这些SSFP序列通过序列控制装置18产生。在图像计算机17以及在设备计算机20中实施按照本发明的方法。

本发明利用了，不同的SSFP序列(Steady-State-Free-Precession，稳态自由进动；SSFP)以不同方式对静态的和对流动的自旋敏感。例如，真实FISP序列(T)是完全运动补偿的，而纯FISP序列(F)是强运动敏感的。其原因是重聚相位(Rephasierung)，即在重复时间TR的时刻的相位曲线应该与结合图2至图6解释的那样。

在磁共振断层造影(MRT)中将对象置于强的恒定磁场中。由此对象中的原子的核自旋对齐，这些核自旋原来是无规则取向的。现在高频波能够将“有序”的核自旋激励到特定的波动。该波动在MRT中产生实际的测量信号，该测量信号借助合适的接收线圈被记录。在此，通过采用由梯度线圈产生的非均匀的磁场，在各个感兴趣区域-也称为FOV(英语：Field-Of-View)-中的测量对象可以在所有三个空间方向上被空间编码，这一般地称为“位置编码”。

在所谓的k空间(同义词：频率空间)中进行MRT中数据的记录。将在所谓的图像空间中的MRT图像借助于傅里叶变换与k空间中的MRT数据关联。借助在所有三个空间方向上的梯度进行在k空间中张开的对象的位置编码。在此，区别层选择(确定对象中的拍摄层，通常是z轴)、频率编码(确定层中的方向，通常是x轴)和相位编码(确定层内的第二维，通常是y轴)。

也就是说，首先选择性地激励例如在z方向上的层。借助于两个已经提到的正交的梯度场通过组合的相位和频率编码进行该层中的位置信息的编码，在z方向上激励的层的例子中通过同样已经提到的在x和y方向上的梯度线圈产生这些梯度场。

在MRT实验中记录数据的一种可能的形式基于在图4中示出的所谓的真实FISP序列。FISP代表“Fast Imaging with Steady Precession，稳态进动快速成像”并且是梯度回波序列的特殊形式。

如同在常规的成像序列中那样，此处也进行关于层选择梯度G_S 27的重聚相位和关于读出梯度G_R 29的预去相位(Vordephasierung)。通过该梯度电路，补偿了由梯度引起的横向磁化的去相位，从而形成被称为梯度回波的回波信号。即，基本思路是，横向磁化在信号读出之后被修复，并且可以被用于下一个序列遍历(Sequenzdurchgang)。

回波信号仅通过梯度反向来产生。

重复时间TR是这样的时间：在该时间之后一个HF激励脉冲跟随另一个。在时间T_E＝T_R/2之后出现回波，并且可以借助于读出梯度G_R 29被获取。

真实FISP信号的特征是在时域中的完全对称，即，梯度串27、28、29是完全平衡的($\underset{i}{\Sigma }{G}_i·t_i=0$)。通过梯度串在时域中的完全对称，所有的磁化分量又被再聚焦，从而在短的过渡振荡时间(Einschwingzeit)之后形成理想的稳态信号。

在相位编码中，在获取稳态信号之前并且在获取之后对于固定的时间入射梯度场28，其强度在每个序列遍历中逐步地以数值ΔG_P下降(↓)或者提高(↑)。

真实FISP序列由于其在时域中的完全对称是一般的FISP序列的特殊形式。在图5中示意性示出了FISP序列的脉冲序列和梯度序列。为了在本发明的意义上产生FISP序列的尽可能突出的运动敏感性，必须既在层选择方向27又在读出方向29上破坏(梯度)对称。在图5中这通过如下实现：去除在层选择方向上在每个α脉冲之前的第一应用的预去相位脉冲(阴影面积)，同样将读出方向上的后去相位脉冲(Nachdephasierpuls)反转，由此相应延长了读出梯度。

如已经提到的那样，关于运动的(例如流动的)自旋的敏感性的原因追溯到去相位的程度，即在重复时间TR的时刻的相位。在图2中对于真实FISP序列并且在图3中对于FISP序列示出了在不流动的、即静态的自旋23(v＝0)以及在不同强度流动的自旋24、25(v≠0)的情况下的相位曲线，并且是分别与读出梯度29组合的。在自旋运动的情况下相位曲线具有轻度的抛物线形状，在静态的自旋情况下相位曲线是线性的。在真实FISP序列(图2)的情况下，读出梯度是完全对称的(完全平衡；梯度积分为零)，这导致，在时刻TR在所有的相位曲线中进行完整的重聚相位。虽然梯度矩在回波时刻发散M₁(TE)≠0，但是零阶和一阶梯度矩在重复时刻TR等于零：M₀(TR)＝M₁(TR)＝0。这意味着，整个自旋在TR中又被重聚焦，即，在时刻TR又具有不取决于自旋运动的最大SSFP信号。由此，真实FISP序列是运动不敏感的。

在FISP序列中则不同。在FISP中，SSFP信号通过非恒定的相位在时刻TR被破坏。

如图3示出的，FISP序列的梯度曲线是不对称的。正向延伸(阴影)的梯度导致在时刻TR相位曲线23、24、25的另一个更强的发散，这导致SSFP信号不断衰减直到完全消失。此外，由于自旋运动(自旋流动)的不一致性，发散是取决于时间的，这在非静态自旋运动的情况下导致一种相位波动26，这同样抵抗(SSFP)信号形成。在TR时刻不完全重聚相位与所形成的SSFP信号的增强以及衰减之间的该相互作用的精确理论是非常复杂的，并且在此不应该作详细讨论。

然而，最终对本发明的理解来说重要的是，真实FISP序列以及简单的FISP序列的SSFP信号与(自旋-流动)速度的不同依赖关系，其在图6中非常示意性示出。虚线31、33示出FISP信号(F)、实线30、32示出真实FISP信号(T)。

静态脂肪组织34的SSFP信号在FISP 31和在真实FISP 30的情况下都是不取决于速度的。在流动的血液35的情况下则不同。真实FISP信号32一如既往是不取决于速度的，而FISP信号33随着流速增加降到接近零。因为静脉36中的血流一般地不是非常高，所以在静脉36中在FISP和真实FISP之间的SSFP信号形成差别只是非常少的(参见图6中在速度轴上在静脉36的高度上的SSFP箭头长度)。

然而在图6中考虑在真实FISP 32和FISP 33之间在平均血流速度、如在动脉37中出现的速度范围中的信号区别(参见图6中在动脉37的高度上的SSFP箭头长度)，则其突出之处是，在相同解剖结构的血管造影的真实FISP拍摄和血管造影的FISP拍摄之间的差基本上只显示动脉系统。

由此，在两个不同地取决于速度的SSFP序列(例如FISP和真实FISP)之间的SSFP信号区别是本发明的基础。

以下结合图7一步一步地解释按照本发明的方法。

利用两个如前面所示不同的SSFP序列，其中一个序列(在层方向和读出方向上)必须是运动补偿的并且另一个必须是运动敏感的(流量敏感的)，在步骤S1和S2中优选时间上直接相互跟随的2D或3D测量是不同的。应该首先应用两个序列中的哪个是不重要的。

在时间上的顺序中的密接(Unmittelbarkeit)是具有优势的，以便将由患者运动、心脏运动、呼吸、蠕动等等运动引起的区别和/或伪影保持尽可能小。然而，在两种拍摄中不能完全避免由运动引起的区别。虽然如此，为了能够在高分辨的血管造影的意义上有意义地互相比较两个图像，必须在第三步骤S3中将在步骤S1和S2中获得的测量结果互相配准。在第四步骤S4中将互相配准的2D或3D图像不加权地或者自加权地互相减影，并且以这种方式获得以理想方式无背景的动脉图像。

自加权意味着，按照以下数学关系进行在步骤S4中进行的减影：

$\mathrm{MRA}=T-\lambda {\left(\frac{F}{T_{\max }}\right)}^{\kappa }·F,$

其中，T表示运动补偿的信号(例如真实FISP)，F表示运动敏感的信号(FISP)，并且λ和κ表示要由用户确定的参数。简单的或者说自加权的减影原则上可以不同地表示动脉和静脉血管，因为在静脉中的就是微小的流速也导致即使只是微小的信号，该微小的信号可以被放大。通过自加权的减影可以无噪声地构造图像减影。

特别是在大的FOV的情况下，梯度场非均匀性和基本磁场非均匀性均通过或多或少强的但是一般来说在步骤S4中获得的图像的不能忽略的图像失真反映出来。通过公知的可靠的校正方法(“失真校正方法”)可以在第五步骤S5中消除该图像失真。最后，将在步骤S5中获得的血管造影图在第六并且是最后的步骤S6中以MIP(Maximum Intensity Projection，最大强度投影)或者分割后的2D或3D血管树的形式例如在图像计算机上显示。

在图9的上部示出了颈椎(HWS)区域的血管的这样的显示。图9的下部相对于腘窝(Poplitea)区域中虽然是信号弱的但是尽管如此是可见的静脉示出信号强的动脉。

已经提到了大的待成像的图像区域的问题。例如对于四肢的血管显示，即具有大的FOV，以大的可能性出现真实FISP序列的“偏振伪影(Off-Resonanz-Artefakte)”。该偏振伪影可以通过应用其它的运动补偿的SSFP成像序列、即通过相位循环的SSFP方案(例如CISS序列)来降低。相位循环的稳态序列是具有不同HF激励脉冲方案的真实FISP测量，其一般地也提供不同的数据组。多个相位循环的稳态序列的直接的顺序被称为CISS序列(英语：ConstructiveInterference in Steady-State，CISS)。其目前被用于高分辨率的T₂成像，由于有利的小T₁/T₂比，通过其可以按照非常高的强度测量特别是液体。

然而，在使用相位循环的SSFP方案(理想的例如是CISS)时必须承担直到以双倍延长的测量时间。此外优选地，在步骤S1和S2二者中使用的序列的所有几何MR参数(例如位置分辨率、带宽，等等)应该相等。

应该如下选择对比参数(例如翻转角α)，使得在运动补偿的图像(例如在真实FISP图像、T图像)中血液具有最大的强度，并且在运动敏感的F图像中肌肉和脂肪组织也具有最大的强度。为了寻找在T图像以及在脂肪组织和肌肉组织中各个最佳翻转角，图8示出了SSFP序列取决于翻转角α的信号特性。

此外，两个序列的各个回波时间TE也应该近似相等，以便特别是尽可能好地降低“相反效应(Opposed-Effekte)”。

同样，通过部分的HF扰相以一定的限度改变FISP对比度(通过FISP获得的2D或3D图像的对比度)：通过单独匹配的所谓的梯度扰相器(Gradienten-Spoiler)可以有针对性地放大或者缩小FISP序列的运动敏感性，例如通过仅在层选择方向上和/或在读出方向上的“扰相(Spoilen)”或者通过在读出或者在层选择方向上完全平衡(对称扰相)。