专利名称：一种无造影剂血管快速成像方法
技术领域：
本发明属于医疗影像领域，具体地涉及一种无造影剂血管快速成像方法。
背景技术：
常规磁共振血管成像一般需要使用造影剂，如GdDTPA，用来缩短血管内水质子的Tl时间，以帮助增加血信号与背景信号的反差。但由于近年来造影剂所引起的肾源性系统性纤维化(NSF)受到了众多的关注，无造影剂血管成像技术得到了更为广泛的重视和研究开发。无造影剂血管成像技·术大多是基于血的流动特性，将磁共振信号与血流状态关联。例如，通过采集两种不同血流状态的磁共振信号，从两种信号之间的差异来实现血管成像。以上提到的两种有差异的信号可以顺序逐个成像，之后将两幅图像相减实现血管成像。另一种方法是在同一个整合后的k空间沿相位编码方向交替扫描。之后通过数据处理得到两幅图像一幅血管图像和另一幅背景图像。[Zhang W, “A quantitative analysisof alternated line scanning in k space and its application in MRI of regionaltissue perfusion by arterial spin labeling，，，Journal of Magnetic Resonance B107 :165-171(1995)]。因为就血管图像来说，其信号是来源于k空间交替线间的差异，所以后一种交替扫描的方法通常也被技术性地称为N/2鬼影成像。因为N/2鬼影是分布在图像空间的高频区域，所以用N/2鬼影成像得到的血管图像可以避免受低频干频源的影响。现有技术的k空间并行加速成像，例如GRAPPA，将k空间划分成中心区和外围区的两个区域。在中心区进行正常数据采集，即采集所有的k空间数据。而在外围区，只采集局部数据。之后在重建完整的k空间数据时，利用中心区的数据以及外围区的局部数据来填补空缺数据。有关详情，请参阅[Griswold MA, Jakob PM,Heidemann RM,Nittka M, JellusV,Wang J,Kiefer B,and Haase A, “Generalized Autocalibrating Partially ParallelAcquisitions(GRAPPA) ”，Magnetic Resonance in Medicine 47 :1202-1201(2002)]。现有技术的N/2鬼影成像，如图6所示，是先将对应于两种信号状态的k空间之一沿相位编码方向位移相应间距的一半，再将两个k空间合并之后进行数据采集，由于k空间信号的交替变化，k空间并行加速成像方法不能直接地应用于N/2鬼影成像。在M1/M2加和k空间中采集的信号为奇数线S(nx, ny) = f f M2 (x, y) exp (_i2 π nx Δ kxx) exp (_i2 π ny Δ kyy) dxdy ；偶数线S(nx,ny)=/ / Ml (x, y) exp (_i2 π nx Δ kxx) exp (_i2 π ny Δ kyy) dxdy。上式中，S(nx，ny)为k空间信号；M1、M2分别为对应两种不同采样条件下的磁共振信号；nx，ny分别为频率编码和相位编码k空间序号；x，y分别为图像空间频率编码和相位编码方向位置；Akx, Aky分别为频率编码和相位编码米样k空间的米样步长。目前采用的k空间并行成像方法一般都假定整个k空间的信号源是一个。但是，在N/2鬼影成像中，信号源是交替改变的。所以，目前的k空间并行加速成像方法不能直接应用于采集N/2鬼影的血管成像。
本发明克服了现有技术中k空间并行加速成像方法不能直接应用于采集N/2鬼影的血管成像的缺陷，提出了一种无造影剂血管快速成像方法，针对N/2鬼影成像，将k空间并行加速成像方法的采样设计及数据处理过程重新设计，改进现有的k空间并行加速成像方法及数据处理流程，使k空间并行加速成像方法与N/2鬼影成像相结合并应用于无造影剂血管成像。
发明内容
本发明提出了一种无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，包括以下步骤步骤一，通过两种不同的血流信号获得两种不同的血流信号采样条件；步骤二，对两种采样条件进行k空间并行加速处理得到两个k空间，合并得到加和加速k空间；步骤三，在所述加和加速k空间采样得到k空间采样信号，并将所述k空间采样信号沿相位编码方向，按奇偶数线分成两组，对两组k空间数据分别进行k空间并行加速处理，得到两个完整的k空间数据，再合并成完整的加和k空间数据；步骤四，对所述完整的加和k空间数据进行转换得到图像；步骤五，对所述步骤四得到的图像进行抽取得到血管图像。其中，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样两个不同的心电门控延迟时间后的信号取得。其中，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样在同一个心电门控条件下，在成像序列中采用两种不同的流动补偿后的信号取得。
其中，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样成像区上游或下游质子的翻转磁性标记后的信号取得。其中，所述步骤二中的k空间并行加速处理是在中心区采集所有的k空间数据，在外围区采集局部k空间数据。其中，所述步骤二中，所述加和加速k空间通过N/2鬼影成像方法得到，所述N/2鬼影成像方法是将并行加速处理后的其中一个所述k空间沿相位编码方向位移原k空间线间步长的一半之后，再与另一个所述k空间合并。其中，所述步骤三中的k空间并行加速处理是利用中心区数据和外围区局部数据填补采样空缺，重建得到完整的k空间数据。其中，所述步骤四中的图像包括N/2鬼影图像的上半部分、背景图像和N/2鬼影图像的下半部分。其中，所述N/2鬼影图像包含血管图像。本发明首先对N/2鬼影成像中的两个k空间进行加速采样处理，得到两个相应的加速k空间。然后将其中的一个加速k空间沿相位编码方向位移相应中心区线间距的一半，之后与原来的另一个加速k空间相加得到一个加和加速k空间进行数据采集。在数据采集之后，将采集到的数据沿相位编码方向的单数和偶数线分开得到两组k空间数据，并对这两组k空间数据分别进行k空间加速处理得到两组完整的k空间数据。有关k空间加速处理详情，请参阅[Griswold MA, Jakob PM, Heidemann RM,Nittka M, Jellus V, Wang J, Kiefer B, and Haase A, “Generalized AutocalibratingPartially Parallel Acquisitions(GRAPPA)”， Magnetic Resonance in Medicine 47:1202-1201 (2002)]。之后将这两个加速处理后的数据沿相位编码方向以奇数线和偶数线合并成单个加和k空间数据，并作傅立叶变换和血管图像的抽取。本发明通过对现有k空间并行加速成像方法的改进及采用新的数据处理流程，得以将N/2鬼影成像与k空间并行加速相结合，用于无造影剂血管快速成像。本发明将N/2鬼影成像与加速成像的结合，能进一步地减少信号不稳定造成的图像误差。
图1为本发明无造影剂血管快速成像方法的流程示意图。图2为本发明无造影剂血管快速成像方法中步骤二的示意图。图3为本发明无造影剂血管快速成像方法中步骤三的示意图。图4为本发明无造影剂血管快速成像方法中步骤四的示意图。图5为本发明无造影剂血管快速成像方法中步骤五的示意图。图6为现有技术N/2鬼影成像方法的示意图。图7为通过不同心脏门控迟后时间获得两种不同采样条件的示意图。图8为通过成像序列中不同流动补偿获得两种不同采样条件的示意图。其中，图8A、8B分别为两种不同流动补偿下采样得到血流信号的示意图。图9为通过对成 像区上游或下游质子作磁性翻转标记获得两种不同血流信号的示意图。其中，图9A、9B分别为两种磁性翻转标记下的获得血流信号的示意图。图10为从并行加速成像展开重建图像中抽取血流血管图像的示意图。其中，图1OA为实际血流血管不意图；图1OB为加速成像展开重建后的图像不意图；图1OC为抽取得到的血流血管图像示意图。
具体实施例方式结合以下具体实施例和附图，对本发明作进一步的详细说明，本发明的保护内容不局限于以下实施例。在不背离发明构思的精神和范围下，本领域技术人员能够想到的变化和优点都被包括在本发明中，并且以所附的权利要求书为保护范围。本发明提出了一种无造影剂血管快速成像方法，如图1所示，包括以下步骤步骤一，通过两种不同的血流信号获得两种不同的血流信号采样条件。其中，两种不同的血流信号通过采样两个不同的心电门控延迟时间后的信号取得。或者，两种不同的血流信号通过采样在同一个心电门控条件下，在成像序列中采用两种不同的流动补偿后的信号取得。或者，两种不同的血流信号通过采样成像区上游或下游质子的翻转磁性标记后的信号取得。步骤二，对两种采样条件进行k空间并行加速处理得到两个k空间，合并得到加和加速k空间。如图2所示。其中，k空间并行加速处理是在中心区采集所有的k空间数据，在外围区采集局部k空间数据。加和加速k空间通过N/2鬼影成像方法得到，N/2鬼影成像方法是将并行加速处理后的其中一个k空间沿相位编码方向位移原k空间线间步长的一半之后，再与另一个k空间合并。
步骤三，在加和加速k空间采样得到k空间采样信号，并将k空间采样信号沿相位编码方向，按奇偶数线分成两组，对两组k空间数据分别进行k空间并行加速处理，得到两个完整的k空间数据，再合并成完整的加和k空间数据。如图3所示。其中，k空间并行加速处理是利用中心区数据和外围区局部数据填补采样空缺，重建得到完整的k空间数据。步骤四，对完整的加和k空间数据进行转换得到图像。如图4所示。其中，图像包括N/2鬼影图像的上半部分、背景图像和N/2鬼影图像的下半部分。步骤五，对步骤四得到的图像进行抽取得到血管图像。如图5所示。其中，N/2鬼影图像包含血管图像。实施例1(I)通过采用心脏门控两个不同的触发迟后时间确定两种不同血流状态的采样条件ml和m2，分别采样得到两种血流信号Ml和M2。其中，血流信号Ml、M2是分别对应于采样条件ml和m2下采集到的信号。如图7所示，例如采用触发迟后时间dl = O.1秒和d2=O. 5o(2)对这两种采样条件ml、m2下的k空间进行k空间并行加速处理，并根据N/2鬼影成像技术将并行加速处理后的两个k空间组合得一个加和加速k空间，如图2所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，取中心区全部31条线，外围高频区每三条取一条线。得两个106条线的加速k空间，经组合得一个212条线的加和加速k空间。(3)在加和加速k空间进行扫描采样。
(4)将采集到的数据对应于两种不同血流状态条件分成两组。如图3所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，从212条线的加和加速k空间数据，得两个106条线的加速k空间数据。(5)对分组数据逐个进行k空间加速成像数据处理得完整数据。如图3所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，分别处理两个106条线的加速k空间数据，得两个256条线的完整k空间数据。(6)重新合并k空间加速成像处理后的两组完整数据。如图3所示，例如就256条线的完整k空间，合并两个256条线的完整k空间数据，得一个512条线的完整加和k空间数据。(7)利用傅立叶变换转换得到背景图像及N/2鬼影拼接图像。如图4所示，例如就上述512条线的完整加和k空间，傅立叶变换得到位于129-384的背景图像和分别位于1-128及385-512的两个N/2鬼影拼接图像。(8)抽取得血管图像，如图5所示，拼接成如图1OC所示的血流血管图像。例如就上述512条线的数据，从385-512及1-128抽取得血管图像，129-384为背景图像。如图10所示从并行加速成像展开重建图像中抽取血流血管图像的示意图，图1OA为实际血流血管示意图，图1OB表示血管血流和背景图像的组合，其中，血管血流图的上半部分和下半部分分别位于背景图像的下方和上方。实施例2(I)在同一个心电门控条件下，在成像序列中采用两种不同的流动补偿后的信号使用两种对血流状态敏感度不同的成像序列，得ml和m2两种不同采样条件，采样得到分别与ml、m2两种采样条件相对应的两种血流信号Ml和M2，如图8所示。(2)对这两种采样条件ml、m2下的k空间进行k空间并行加速处理，并根据N/2鬼影成像技术将并行加速处理后的两个k空间组合得一个加和加速k空间。如图2所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，取中心区全部31条线，外围高频区每三条取一条线，得两个106条线的加速k空间，经组合得一个212条线的加和加速k空间。(3)在加和加速k空间进行扫描采样。(4)将采集到的数据对应于两种不同血流状态条件分成两组。如图3所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，从212条线的加和加速k空间数据，得两个106条线的加速k空间数据。(5)对分组数据逐个进行k空间加速成像数据处理得完整数据。如图3所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，分别处理两个106条线的加速k空间数据，得两个256条线的完整k空间数据。(6)重新合并k空间加速成像处理后的两组完整数据。如图3所示，例如就256条线的完整k空间，合并两个256条线的完整k空间数据，得一个512条线的完整加和k空间数据。(7)利用傅立叶变换转换得到背景图像及N/2鬼影拼接图像。如图4所示，例如就上述512条线的完整加和k空间，傅立叶变换得到位于129-384的背景图像和分别位于1-128及385-512的两个N/2鬼影拼接图像。(8)抽取得血管图像，如图5所示，拼接成如图1OC所示的血流血管图像。例如就上述512条线的数据，从385-512及1-128抽取得血管图像。129-384为背景图像。如图10所示从并行加速成像展开 重建图像中抽取血流血管图像的示意图，图1OA为实际血流血管示意图，图1OB表示血管血流和背景图像的组合，其中，血管血流图的上半部分和下半部分分别位于背景图像的下方和上方。实施例3(I)在同一个心脏门控触发条件下对成像区上游或下游质子实现磁翻转，如采用180度绝热射频脉冲实现磁翻转，得到ml和m2两种不同采样条件，采样得到分别与ml、m2两种采样条件相对应的两种血流信号Ml和M2，如图9所示。(2)对这两种采样条件ml、m2下的k空间进行k空间并行加速处理，并根据N/2鬼影成像技术将并行加速处理后的两个k空间组合得一个加和加速k空间，如图2所示。例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，取中心区全部31条线，外围高频区每三条取一条线，得两个106条线的加速k空间，经组合得一个212条线的加速加和加速k空间。(3)在加和加速k空间进行扫描采样。(4)将采集到的数据对应于两种不同血流状态条件分成两组。如图3所示，例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，从212条线的加和加速k空间数据，得两个106条线的加速k空间数据。(5)对分组数据逐个进行k空间加速成像数据处理得完整数据。如图3所示。例如就256条线的完整k空间采用加速因子R = 3，分别处理两个106条线的加速k空间数据，得两个256条线的完整k空间数据。(6)重新合并k空间加速成像处理后的两组完整数据。如图3所示。例如就256条线的完整k空间，合并两个256条线的完整k空间数据，得一个512条线的完整加和k空间数据。(7)利用傅立叶变换转换得到背景图像及N/2鬼影拼接图像。如图4所示。例如就上述512条线的完整加和k空间，傅立叶变换得到位于129-384的背景图像和分别位于1-128及385-512的两个N/2鬼影拼接图像。(8)抽取得血管图像，如图5所示，拼接成如图1OC所示的血流血管图像。例如就上述512条线的数据，从385-512及1-128抽取得血管图像。129-384为背景图像。如图10所示从并行加速成像展开重建图像中抽取血流血管图像的示意图，图1OA为实际血流血管示意图，图1OB表示血管血流和背景图像的组合，其中，血管血流图的上半部分和下半部分分别位于背景图像的下 方和上方。
权利要求
1.一种无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，包括以下步骤 步骤一，通过两种不同的血流信号获得两种不同的血流信号采样条件； 步骤二，对两种采样条件进行k空间并行加速处理得到两个k空间，合并得到加和加速k空间； 步骤三，在所述加和加速k空间采样得到k空间采样信号，并将所述k空间采样信号沿相位编码方向，按奇偶数线分成两组，对两组k空间数据分别进行k空间并行加速处理，得到两个完整的k空间数据，再合并成完整的加和k空间数据； 步骤四，对所述完整的加和k空间数据进行转换得到图像； 步骤五，对所述步骤四得到的图像进行抽取得到血管图像。
2.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样两个不同的心电门控延迟时间后的信号取得。
3.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样在同一个心电门控条件下，在成像序列中采用两种不同的流动补偿后的信号取得。
4.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤一中，所述两种不同的血流信号通过采样成像区上游或下游质子的翻转磁性标记后的信号取得。
5.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤二中的k空间并行加速处理是在中心区采集所有的k空间数据，在外围区采集局部k空间数据。
6.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤二中，所述加和加速k空间通过N/2鬼影成像方法得到，所述N/2鬼影成像方法是将并行加速处理后的其中一个所述k空间沿相位编码方向位移原k空间线间步长的一半之后，再与另一个所述k空间合并。
7.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤三中的k空间并行加速处理是利用中心区数据和外围区局部数据填补采样空缺，重建得到完整的k空间数据。
8.如权利要求1所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述步骤四中的图像包括N/2鬼影图像的上半部分、背景图像和N/2鬼影图像的下半部分。
9.如权利要求8所述无造影剂血管快速成像方法，其特征在于，所述N/2鬼影图像包含血管图像。
全文摘要
本发明公开了一种无造影剂血管快速成像方法，通过两种不同的血流信号获得两种不同的血流信号采样条件，在k空间并行加速处理得到两个k空间，合并得到加和加速k空间，在加和加速k空间采样得到k空间采样信号，并分成两组分别进行处理，再合并成完整的加和k空间数据，对完整的加和k空间数据进行转换得到图像，对图像进行抽取得到血管图像。本发明改进现有的k空间并行加速成像方法及数据处理流程，使k空间并行加速成像方法与N/2鬼影成像相结合并应用于无造影剂血管成像。
文档编号A61B5/026GK103054570SQ20111032474
公开日2013年4月24日 申请日期2011年10月21日 优先权日2011年10月21日
发明者张卫国 申请人:上海联影医疗科技有限公司