磁共振血管壁成像方法和设备与流程

本发明涉及磁共振成像技术领域，尤其涉及一种磁共振血管壁成像方法和设备。

背景技术：

脑卒中已成为中国死亡率和致残率最高的疾病。在中国14亿人口中，每年有1600万人因脑卒中死亡，死亡率为1.142％。脑卒中的医疗支出巨大，给中国带来沉重负担。2004年，中国脑卒中病人入院治疗的平均费用为6356元，为农乡居民年收入的2倍。目前，中国每年用于脑卒中病人治疗的费用达400亿人民币，是其他心血管疾病治疗费用总和的10倍。有鉴于此，早评估、早诊断、早预防脑卒中的病发尤为重要。

研究表明，脑卒中主要由动脉粥样硬化(atherosclerosis)易损斑块破裂，并形成血栓，导致下游血管闭塞所致。在中国，脑卒中以缺血性脑卒中为主，约占80％。缺血性脑卒中主要由来自颅内动脉(46.6％)和颈动脉(30％)的病变所致。所以，准确识别头颈动脉斑块结构和病理特性是早期预防和精确治疗脑卒中的关键。

磁共振血管壁成像(mrvesselwallimaging)是目前唯一能够无创、全景显示头颈联合血管壁和斑块的手段。磁共振血管壁成像可以无创地精确识别斑块内的成分和炎症活动，有效评估斑块的稳定性和易损性，有望为脑中风的早期预警和诊断带来新的突破。

深圳先进技术研究院钟耀祖博士与约翰霍普金斯大学wasserman团队合作，于2010年首次在国际医学磁共振学会(internationalsocietyformagneticresonanceinmedicine，ismrm)年会上提出采用纵向磁化矢量弛豫时间t1加权的三维快速自旋回波技术(space)实现颅内动脉三维血管壁成像(highresolution3dintracranialimagingat3.0t，proceedingsofthe12thannualmeetingofismrm，2010年，第2255页)。space技术由快速自旋回波演化而来(optimizedthree-dimensionalfast-spin-echomri，journalofmagneticresonanceimaging，2014年，4期39卷，第745页)，其图像采集效率高，不需要准备脉冲也能实现黑血。钟耀祖博士采用t1加权对比以降低脑脊液信号，突出血管壁，再配合先进的32通道头部射频线圈提高信噪比，成功解决了进行颅内动脉三维磁共振成像中的多个关键问题。将该space技术应用在西门子3t成像系统上，进行t1权重颅内动脉三维磁共振血管壁成像，获得了0.5mm各向同性的高分辨三维黑血颅内动脉血管壁图像，扫描时间为10分钟。

space本身还具有运动敏感的特性，能散相运动的质子的信号，被广泛用于颈动脉血管壁成像。但由于space的运动敏感性不强，容易在颈动脉分叉处产生血流伪影，因此需要添加其他黑血模块来更有效地抑制血流信号。近期wangjn将space技术和dante(delayalternatingwithnutationfortailoredexcitation，复合双带延迟交替与定制激励章动)技术相结合，同时抑制脑脊液和血流信号，以增加血管壁与脑脊液及管腔之间的对比度(jointbloodandcerebrospinalfluidsuppressionforintracranialvesselwallmri，magneticresonanceinmedicine，2015年)。与单纯的space技术相比，space和dante相结合能够更好地对头颈联合部位的血管壁进行成像。dante是用于抑制运动质子信号的新方法(dante-preparedpulsetrains:anovelapproachtomotion-sensitizedandmotion-suppressedquantitativemagneticresonanceimaging，magneticresonanceinmedicine，2012年，5期68卷，第1423页)，对颈动脉血流信号的抑制效果明显优于以往的黑血技术。仿真研究表明，dante对运动速度大于0.2cm/s的质子信号的衰减可以达到80％，而脑脊液的流动速度为0.1～2.0cm/s，正好处于dante的信号抑制范围。

dante虽然能降低脑脊液信号，但其对脑脊液信号的抑制不均匀。dante导致脑脊液信号不均匀的原因在于：dante是一个运动敏感模块，其对运动速度大于0.2cm/s的组织可以降低90％以上的信号强度，但对运动速度小于0.2cm/s的组织其信号基本不变。脑脊液在人脑中是处于缓慢运动的状态，其流速在不同的区域是不同的，运动速度在0.1～2cm/s范围(velocityandpressuregradientsofcerebrospinalfluidassessedwithmagneticresonanceimaging，jneurosurg，2014年，1期120卷，第218页)。因此，对于大脑不同区域内的脑脊液，dante的信号抑制程度不同，导致脑脊液信号不均匀。

脑脊液信号不均匀会大大影响对血管壁的精确分辨。因此，如何均匀有效地抑制脑脊液信号成为进一步提高血管壁成像质量的关键问题。

技术实现要素：

本发明提供一种磁共振血管壁成像方法和设备，以均匀有效地抑制头颈联合部位的脑脊液的信号，从而提高血管壁的成像质量。

本发明提供一种磁共振血管壁成像方法，其中，包括：将一设定射频脉冲序列应用于成像区域，其中，所述设定射频脉冲序列按时间顺序依次包括：复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群、三维快速自旋回波space的可变翻转角链及一向下翻转射频脉冲链；采集所述成像区域产生的磁共振信号，并根据所述磁共振信号重建得到所述成像区域中血管壁的磁共振图像。

本发明还提供一种磁共振血管壁成像设备，包括：射频脉冲生成单元，用于执行：将一设定射频脉冲序列应用于成像区域，其中，所述设定射频脉冲序列按时间顺序依次包括：复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群、三维快速自旋回波space的可变翻转角链及一向下翻转射频脉冲链；磁共振图像生成单元，用于执行：采集所述成像区域产生的磁共振信号，并根据所述磁共振信号重建得到所述成像区域中血管壁的磁共振图像。

本发明还提供一种包括计算机可读指令的计算机可读存储介质，所述计算机可读指令在被执行时使处理器至少执行上述方法。

本发明还提供另一种设备，包括：存储器，包括计算机可读指令；和处理器，在所述计算机可读指令被执行时执行上述方法。

本发明提供的磁共振血管壁成像方法、设备及计算机可读存储介质，通过独创地设计射频脉冲序列，在三维快速自旋回波space的可变翻转角链后增加向下翻转射频脉冲链，能够有效、均匀地进一步抑制全脑的脑脊液信号，弥补了dante技术不能均匀抑制脑脊液信号的缺点，在现有dante和space相结合的技术的基础上进一步提高了磁共振血管壁成像质量。通过在三维快速自旋回波space的可变翻转角链之前增加复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群可以保留dante的优点，能够有效抑制血流信号，有助于对头颈联合处血管壁成像。在其他实施例中，通过优化space的可变翻转角，能够进一步提高磁共振图像的信噪比。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。在附图中：

图1是本发明实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图；

图2是本发明另一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图；

图3是本发明一实施例中优化space的可变翻转角链方法的流程示意图；

图4是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图；

图5是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图；

图6是本发明一实施例中设定射频脉冲序列示意图；

图7是本发明一实施例中space的既定回波信号演化的曲线示意图；

图8是根据图7所示的space的既定回波信号演化推算出的可变翻转角链；

图9是根据图8所示的可变翻转角链算出的不同成像组织的实际信号演化曲线；

图10是分别利用本发明一实施例的方法和现有space进行脑脊液信号仿真的结果对比示意图；

图11和图12分别是利用现有space-dante和本发明实施例方法得到的同一成像区域的磁共振图像；

图13是本发明一实施例中t1/t2分别为940/100ms和1000/150ms时space的既定回波信号演化对比示意图；

图14是根据图13所示的既定回波信号演化推算得到的可变翻转角的对比示意图；

图15是根据图14所示的可变翻转角算出的血管壁信号对比示意图；

图16(a)和图16(b)是利用图14中t1/t2为940/100ms时的可变翻转角分别获得的血管壁的长轴磁共振图像和横断面磁共振图像；

图17(a)和图17(b)是利用图14中t1/t2为1000/150ms时的可变翻转角分别获得的血管壁的长轴磁共振图像和横断面磁共振图像；

图18是本发明实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图；

图19是本发明另一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图；

图20是本发明一实施例中可变翻转角链优化单元的结构示意图；

图21是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图；

图22是本发明再一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图；

图23是本发明一实施例的设备的结构示意图。

具体实施方式

为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚明白，下面结合附图对本发明实施例做进一步详细说明。在此，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，但并不作为对本发明的限定。

基于现有space和dante相结合的技术进行血管壁磁共振成像所遇到的问题，本发明在重新设计用于磁共振成像的射频脉冲序列的基础上，提出了一种磁共振血管壁成像方法，与现有space和dante相结合的技术相比能够更有效、更均匀地抑制脑脊液信号，同时能提高组织的信噪比。需要预先说明的是，下述各实施例以对颅内血管壁磁共振成像、颈动脉血管壁磁共振成像和抑制脑脊液信号为例说明本发明的实施与功效，并非用以限定本发明的成像区域和用途。本领域技术人员了解本发明各实施例的方法还可以用于对人体或动物其他部位的血管壁进行成像，同样地还可以抑制与脑脊液、颈动脉血流具有类似成像特性的其他体液信号，所以，本发明的保护范围当视权利要求的限定范围而定。

图1是本发明实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图。如图1所示，本发明实施例的磁共振血管壁成像方法，可包括步骤：

s110：将一设定射频脉冲序列应用于成像区域，其中，所述设定射频脉冲序列按时间顺序依次包括：复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群、三维快速自旋回波space的可变翻转角链及一向下翻转射频脉冲链；

s120：采集所述成像区域产生的磁共振信号，并根据所述磁共振信号重建得到所述成像区域中血管壁的磁共振图像。

在上述步骤s110中，dante脉冲群可以是现有的dante脉冲群，例如，lilq等人所采用的dante脉冲群(dante-preparedpulsetrains:anovelapproachtomotion-sensitizedandmotion-suppressedquantitativemagneticresonanceimaging，magneticresonanceinmedicine，5期68卷，第1423页，2012年)。space的可变翻转角链可以是现有的space的可变翻转角链，例如，深圳先进技术研究院钟耀祖博士与约翰霍普金斯大学wasserman团队于2010年首次在国际医学磁共振学会(internationalsocietyformagneticresonanceinmedicine，ismrm)年会上提出space的可变翻转角链，或者可以是在现有的space的可变翻转角链的基础上进行改进后的space的可变翻转角链。

一些实施例中，在上述步骤s110中，所述dante脉冲群可包括多个按时间顺序排列的脉冲模块，每个所述脉冲模块包括一个矩形脉冲和一个散相梯度，所述矩形脉冲为几度至十几度的脉冲，例如可为2°～20°脉冲，例如为10°脉冲。散相梯度幅值大小可设为磁共振系统运行最大值，例如可设为20mt/m～40mt/m(毫特斯拉/米)。脉冲模块持续时间可为1.5ms左右，例如可为1ms～2ms。脉冲模块的重复次数可视应用情况进行调整，例如可设为50～500。dante脉冲群能有效抑制颈动脉和颅内动脉处的血流伪影，增加血管腔与血管壁之间的对比度。

向下翻转射频脉冲链(flip-downpulse)可以是现有的向下翻转射频脉冲链(flip-downpulse)，例如，park等人在“optimizedt1-weightedcontrastforsingle-slab3dturbospin-echoimagingwithlongechotrains:applicationtowhole-brainimaging”(magnresonmed，2007年，5期58卷，第982页)中采用的向下翻转射频脉冲链(flip-downpulse)。

一些实施例中，在上述步骤s110中，所述向下翻转射频脉冲链按时间顺序依次可包括：第一脉冲、第二脉冲及第三脉冲；其中，所述第一脉冲和所述第二脉冲之间的时间间隔可为一个回波脉冲间隔，所述第二脉冲和所述第三脉冲之间的时间间隔可为半个回波脉冲间隔，所述第三脉冲为90°脉冲。回波脉冲间隔较佳地取尽可能小的值，例如可为磁共振系统允许的最小回波脉冲间隔。

一些实施例中，所述第一脉冲为130°脉冲，所述第二脉冲为160°脉冲。其他实施例中，第一脉冲可以在130°附近，第二脉冲可以在160°附近。例如，所述第一脉冲为100°～150°脉冲，所述第二脉冲为140°～180°脉冲。

值得一提的是，虽然本发明实施例中的向下翻转射频脉冲链可以与“optimizedt1-weightedcontrastforsingle-slab3dturbospin-echoimagingwithlongechotrains:applicationtowhole-brainimaging”(magnresonmed，2007年，5期58卷，第982页)中的向下翻转射频脉冲链(flip-downpulse)相同，但该向下翻转射频脉冲链在二者中所起的作用并不相同，前者是用于抑制脑脊液信号，而后者是用于增加灰质和白质的对比度。

一些实施例中，所述设定射频脉冲序列可以仅包含dante脉冲群、space的可变翻转角链和上述向下翻转射频脉冲链，dante脉冲群可与space的可变翻转角链紧邻，space的可变翻转角链一般可与上述向下翻转射频脉冲链紧邻。另一些实施例中，所述设定射频脉冲序列还可以同时包含其他脉冲，该其他脉冲在时间顺序上相对于dante脉冲群、space的可变翻转角链和上述向下翻转射频脉冲链的位置可以根据需要设定。

通过使所述设定射频脉冲序列按时间顺序依次包括复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群、三维快速自旋回波space的可变翻转角链和一向下翻转射频脉冲链，对用于磁共振成像的射频脉冲进行设计。通过在设定射频脉冲序列中设置dante脉冲群可以保留dante脉冲群的优点：抑制头颈联合部位的血流信号。通过在设定射频脉冲序列中设置space的可变翻转角链可以保留space的优点：较高的图像采集效率，较好地血管壁与脑脊液间的对比度，不需要准备脉冲实现黑血效果等。再通过在space的可变翻转角链后面增加向下翻转射频脉冲链可以进一步均匀抑制脑脊液信号，可以弥补dante脉冲群对脑脊液信号抑制不均匀的缺点，提高脑脊液和血管壁之间的对比度和血管壁的辨识度。如此一来，不仅能够提高颅内血管壁成像，还有利于对头颈联合部位的血管壁成像。

在上述步骤s120中，将上述设定射频脉冲序列应用于成像区域后，采集所述成像区域先后在space的可变翻转角链和向下翻转射频脉冲链激励下产生的磁共振信号。上述磁共振信号可以利用现有的或改进的采集方法进行采集。例如，经过射频脉冲、选层梯度、读出梯度、相位编码等过程实现得到磁共振信号。采集得到磁共振信号通过例如磁共振图像重建算法可以得到成像区域中血管壁的磁共振图像。对于该步骤，本领域技术人员可以根据本发明实施例设定射频脉冲序列或现有技术实现，故在此不再赘述。

本发明实施例的磁共振血管壁成像方法通过特别涉及射频脉冲序列，使其包含dante脉冲群、space的可变翻转角链和向下翻转射频脉冲链，可以在现有space和dante相结合技术基础上进一步均匀抑制脑脊液信号，从而不仅能够进一步提高颅内血管壁成像质量，还有助于对头颈联合处的血管壁成像。

图2是本发明另一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图。如图2所示，图1所示的磁共振血管壁成像方法，在步骤s110之前，即在将一设定射频脉冲序列应用于成像区域之前，还可包括步骤：

s130：通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2优化所述可变翻转角链，以提高磁共振图像质量。

在上述步骤s130中，可以通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和横向磁化矢量弛豫时间t2中的一者或同时调整两者优化space的可变翻转角链。较佳实施例中，可以针对不同的磁共振系统磁场将纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2调整为不同的值。一个实施例中，针对3t磁共振系统，可以将横向磁化矢量弛豫时间t2调整至150ms～200ms范围内，例如可将t2的值设置为150ms、165ms、175ms；同时或者可选地，可将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为800ms～3000ms范围内，例如可将t1的值设置为1000ms、1500ms、2000ms。

图3是本发明一实施例中优化space的可变翻转角链方法的流程示意图。如图3所示，在上述步骤s130中，通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2优化所述可变翻转角链的方法，可包括步骤：

s131：通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2调整space的既定回波信号演化曲线；

s132：根据所述既定回波信号演化曲线推算得到优化的可变翻转角；

s133：根据所述优化的可变翻转角计算得到多种成像组织的实际信号演化曲线，并根据所述实际信号演化曲线判断是否将所述优化的可变翻转角用作所述可变翻转角链。

在上述步骤s131中，可以通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和横向磁化矢量弛豫时间t2中的一者或同时调整两者调整space的既定回波信号演化曲线。较佳地，可以针对不同的磁共振磁场调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2调整space的既定回波信号演化曲线。一个实施例中，可仅针对一种设定成像组织调整space的既定回波信号演化曲线。

一些实施例中，所述磁共振血管壁成像方法是基于3t磁共振系统的，在上述步骤s131中，通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2调整space的既定回波信号演化曲线的方法具体实施方式可为：通过将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为800ms～3000ms和/或将横向磁化矢量弛豫时间t2设置为150ms～200ms设置space的既定回波信号演化曲线。

一些实施例中，上述步骤中，通过将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为800ms～3000ms和/或将横向磁化矢量弛豫时间t2设置为150ms～200ms设置space的既定回波信号演化曲线的方法具体实施方式可为：通过将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为1000ms和/或将横向磁化矢量弛豫时间t2设置为150ms设置space的既定回波信号演化曲线。

在上述步骤s133中，所述的多种成像组织可以是上述成像区域中的多种不同组织，或者是其他区域的多种不同组织，例如可以是脑脊髓液、灰质、白质等组织。得到多种成像组织的实际信号演化曲线后，可以根据不同组织的实际信号演化曲线的区分程度决定是否将所述优化的可变翻转角用作space的可变翻转角链。

一个实施例中，若不同组织的实际信号演化曲线不满足设定要求(例如，不同成像组织间的实际信号差值不满足设定范围)，可以重复步骤s131重新调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2，并利用步骤s132重新推算可变翻转角，利用步骤s133根据重新推算可变翻转角重新算出不同成像组织的实际信号，直到不同成像组织的实际信号满足设定要求。

本实施例中，通过上述步骤s131～s133优化现有的space的可变翻转角链，并将优化后的space的可变翻转角链用于上述设定射频脉冲序列，可以进一步提高血管壁与脑脊液的对比度，增强了现有space的成像效果。

图4是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图。如图4所示，图1所示的磁共振血管壁成像方法，在步骤s110之前，即在将一设定射频脉冲序列应用于成像区域之前，还可包括步骤：

s140：通过调整space的既定回波信号演化曲线中按时间顺序排列的第一部分、第二部分及第三部分之间的时间比例优化所述可变翻转角链，以提高磁共振图像质量。

一般space的既定回波信号演化曲线可以包括上述第一部分、第二部分及第三部分，共三部分。通常，第一部分的信号强度随时间指数衰减，为起始衰减部分；第二部分的信号强度保持不变，为中间平坦部分；第三部分的信号强度随时间继续下降，为最后衰减部分。

一些实施例中，可以调整所述第一部分的时间为2～5个space的回波，调整所述第二部分的时间占所述既定回波信号演化曲线的总时间的40％～70％。其余时间可以为第三部分所占时间。

space的既定回波信号演化中的不同部分所起的作用各不相同。起始衰减部分可用于驱使横向磁化矢量到达稳态；中间平坦部分的回波信号可用于填充k空间中心，是回波链中最主要的部分，可直接决定图像的信噪比、对比度和单个像素的点扩散函数；最后衰减部分的信号主要用于调节中间信号的强度，其衰减越快整体信号强度越大。

本实施例中，通过合理调整space的既定回波信号演化曲线中各部分的时间占比，例如，调整所述第一部分的时间为2～5个space的回波，调整所述第二部分的时间占所述既定回波信号演化曲线的总时间的40％～70％，可以得到优化的space的既定回波信号演化，进而可以优化space的可变翻转角链以提高磁共振图像质量。

图5是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像方法的流程示意图。如图5所示，图1所示的磁共振血管壁成像方法，在步骤s110之前，即在将一设定射频脉冲序列应用于成像区域之前，还可包括步骤：

s150：通过调整space的多个参数优化磁共振图像。

其中，调整space的重复时间tr为800ms～1200ms，调整space的回波时间te为5ms～25ms，以及调整space的回波链长为25～60。

本实施例中，通过调节space中的重复时间tr、回波时间te及回波链长至各自的合理范围，可以优化space的效果，进一步提高成像区域的磁共振图像质量。

图6是本发明一实施例中设定射频脉冲序列示意图。如图6所示，上述设定射频脉冲序列包括dante脉冲群340、space可变翻转角链320和向下翻转射频脉冲链330。dante脉冲群340可包括多个脉冲模块，每个脉冲模块可包括脉冲α-x和散相梯度g。该脉冲α-x可为非选层脉冲，α-x≈10^°。散相梯度g的幅值大小可设为磁共振系统运行最大值，例如可设为20mt/m～40mt/m。脉冲模块持续时间td可为1.5ms左右，例如可为1ms～2ms。脉冲模块的重复次数n可视应用情况进行调整，例如可设为50～500。dante脉冲群340可参照“t2-weightedintracranialvesselwallimagingat7teslausingadante-preparedvariableflipangleturbospinechoreadout(dante-space)”(magneticresonanceinmedicine，2016年)、“jointbloodandcerebrospinalfluidsuppressionforintracranialvesselwallmri”(magneticresonanceinmedicine，2015年)或“dante-preparedpulsetrains:anovelapproachtomotion-sensitizedandmotion-suppressedquantitativemagneticresonanceimaging”(magneticresonanceinmedicine，5期68卷，第1423页，2012年)中的dante脉冲群设计。space可变翻转角链320可包括脉冲α1,y、脉冲α2,y、脉冲α3,y、……、脉冲αl-1,y、脉冲αl,y，其中，l为大于或等于1的整数，该些脉冲间隔为一个回波脉冲间隔esp。向下翻转射频脉冲链330可包括脉冲β1,y、脉冲β2,y及90°脉冲903,x，其中，脉冲β1,y和脉冲β2,y之间间隔为一个回波脉冲间隔esp，脉冲β2,y和90°脉冲903,x之间间隔为半个回波脉冲间隔esp/2。

图7是本发明一实施例中space的既定回波信号演化的曲线示意图。如图7所示，针对一特定组织设计space的既定回波信号演化曲线，包括起始衰减部分a、中间平坦部分b及最后衰减部分c三部分。其中，衰减部分a可为3个回波长度，中间平坦部分b所占时间比例可为65％，剩余部分时间为最后衰减部分三部分。基于3t磁共振系统，纵向磁化矢量弛豫时间t1和横向磁化矢量弛豫时间t2可分别为1000ms和150ms。图8是根据图7所示的space的既定回波信号演化推算出的可变翻转角链。图9是根据图8所示的可变翻转角链算出的不同成像组织的实际信号演化曲线。如图9所示，本实施例中所设计的space的既定回波信号演化能够使得脑脊髓液301、灰质302及白质303两两之间很好地区分开，由此说明本实施例设计的space的既定回波信号演化优化了space的可变翻转角链。

图10是分别利用本发明一实施例的方法和现有space进行脑脊液信号仿真的结果对比示意图。如图10所示，与现有space产生的脑脊液信号311相比，本发明实施例space和向下翻转射频脉冲链结合产生的脑脊液信号312的强度显著降低。由此可见，本发明实施例的方法通过在space的可变翻转角链后增加向下翻转射频脉冲链，的确能够起到抑制脑脊液信号的作用。

图11和图12分别是利用现有space-dante和本发明实施例方法得到的同一成像区域的磁共振图像。图11所示的磁共振图像是根据wangjn等人提出的space-dante方法获得(jointbloodandcerebrospinalfluidsuppressionforintracranialvesselwallmri，magneticresonanceinmedicine，2015年)。如图11所示，其中的(a)部分和(c)部分为(b)部分中相应位置的放大图像。如图12所示，其中的(a)部分和(c)部分为(b)部分中相应位置的放大图像。图11中(a)部分和图12中(a)部分显示抑制大脑中动脉环附近的脑脊液情况，对比图11中(a)部分和图12中(a)部分灰度，可以看出，本发明实施例的方法采用dante脉冲群、space和向下翻转射频脉冲链相结合的方法能够更均匀、更有效地抑制大脑中动脉环附近的脑脊液信号。图11中(c)部分和图12中(c)部分显示抑制大脑中动脉m2段的脑脊液的情况，对比图11中(c)部分和图12中(c)部分灰度，可以看出，本发明实施例的方法能够更均匀、更有效地抑制动脉m2段的脑脊液信号，颅内血管壁的外边界显示的更清楚。由此可见，与现有技术相比，本发明实施例的方法能够更均匀地抑制全脑的脑脊液信号，清楚的显示颅内血管壁的外边界。

图13是本发明一实施例中t1/t2分别为940/100ms和1000/150ms时space的既定回波信号演化对比示意图。如图13所示，基于3t磁共振成像系统，将纵向磁化矢量弛豫时间t1和横向磁化矢量弛豫时间t2分别设置为1000ms和150ms比现有的t1/t2(商用的t1和t2分别为940ms和100ms)可以产生更强的信号。图14是根据图13所示的既定回波信号演化推算得到的可变翻转角的对比示意图。如图14所示，与现有的t1/t2相比，将纵向磁化矢量弛豫时间t1和横向磁化矢量弛豫时间t2分别设置为1000ms和150ms后可以获得更大的可变翻转角。图15是根据图14所示的可变翻转角算出的血管壁信号对比示意图。如图15所示，由优化后的可变翻转角(t1/t2为1000/150ms)得到的血管壁信号强度比利用现有的可变翻转角(t1/t2为940/100ms)得到的血管壁信号强度强，血管壁信号强度提高了15.6％。图16(a)和图16(b)是利用图14中t1/t2为940/100ms时的可变翻转角分别获得的血管壁的长轴磁共振图像和横断面磁共振图像。图16(b)所示血管壁横断面磁共振图像为图16(a)中虚线位置处的血管壁的横断面图像。图17(a)和图17(b)是利用图14中t1/t2为1000/150ms时的可变翻转角分别获得的血管壁的长轴磁共振图像和横断面磁共振图像。图17(b)所示血管壁横断面磁共振图像为图17(a)中虚线位置处的血管壁的横断面图像。对比图16(a)和图17(a)，及对比图16(b)和图17(b)，可以看出，与t1/t2为940/100ms时的可变翻转角相比，将本发明实施例的t1/t2为1000/150ms时的可变翻转角应用于血管壁成像，可以获得更强的血管壁信号，从而可以更清楚地分辨出成像区域中的血管壁。

本发明实施例的磁共振血管壁成像方法，通过独创地设计射频脉冲序列，在三维快速自旋回波space的可变翻转角链后增加向下翻转射频脉冲链，能够有效、均匀地进一步抑制全脑的脑脊液信号，弥补了dante技术不能均匀抑制脑脊液信号的缺点，在现有dante和space相结合的技术的基础上进一步提高了磁共振血管壁成像质量。通过在三维快速自旋回波space的可变翻转角链之前增加复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群可以保留dante的优点，能够有效抑制血流信号，有助于对头颈联合处血管壁成像。进一步，通过各种不同方法优化space，例如优化space的可变翻转角链，更佳地提升了现有space的磁共振成像效果。

基于与图1所示的磁共振血管壁成像方法相同的发明构思，本申请实施例还提供了一种磁共振血管壁成像设备，如下面实施例所述。由于该磁共振血管壁成像设备解决问题的原理与磁共振血管壁成像方法相似，因此该磁共振血管壁成像设备的实施可以参见磁共振血管壁成像方法的实施，且可达到相似的功效，重复之处不再赘述。以下所使用的，术语“单元”或者“模块”可以实现预定功能的软件和/或硬件的组合。尽管以下实施例所描述的系统较佳地以软件来实现，但是硬件，或者软件和硬件的组合的实现也是可能并被构想的。

图18是本发明实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图。如图18所示，本发明实施例的磁共振血管壁成像设备，可包括：射频脉冲生成单元210和磁共振图像生成单元220，二者相互连接。

射频脉冲生成单元210，用于执行：将一设定射频脉冲序列应用于成像区域，其中，所述设定射频脉冲序列按时间顺序依次包括：复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群、三维快速自旋回波space的可变翻转角链及一向下翻转射频脉冲链。

磁共振图像生成单元220，用于执行：采集所述成像区域产生的磁共振信号，并根据所述磁共振信号重建得到所述成像区域中血管壁的磁共振图像。

一些实施例中，所述射频脉冲生成单元210，还可用于执行：所述向下翻转射频脉冲链按时间顺序依次包括：第一脉冲、第二脉冲及第三脉冲。其中，所述第一脉冲和所述第二脉冲之间的时间间隔为一个回波脉冲间隔，所述第二脉冲和所述第三脉冲之间的时间间隔为半个回波脉冲间隔，所述第三脉冲为90°脉冲。

一些实施例中，所述射频脉冲生成单元210，还可用于执行：所述第一脉冲为100°～150°脉冲，所述第二脉冲为140°～180°脉冲。

一些实施例中，所述射频脉冲生成单元210，还可用于执行：所述第一脉冲为130°脉冲，所述第二脉冲为160°脉冲。

一些实施例中，所述射频脉冲生成单元210，还可用于执行：所述dante脉冲群可包括多个按时间顺序排列的脉冲模块，每个所述脉冲模块包括一个矩形脉冲和一个散相梯度，所述矩形脉冲可为2°～20°脉冲。散相梯度的幅值大小可设为磁共振系统运行最大值，例如可设为20mt/m～40mt/m。脉冲模块的持续时间可为1.5ms左右，例如可为1ms～2ms，例如可为1ms～2ms。脉冲模块的重复次数可视应用情况进行调整，例如可设为50～500。

图19是本发明另一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图。如图19所示，图18所示的磁共振血管壁成像设备，还可包括：可变翻转角链优化单元230，与射频脉冲生成单元210连接。

可变翻转角链优化单元230，用于执行：通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2优化所述可变翻转角链，以提高磁共振图像质量。

图20是本发明一实施例中可变翻转角链优化单元的结构示意图。如图20所示，可变翻转角链优化单元230，可包括：既定回波信号演化调整模块231、优化可变翻转角生成模块232及可变翻转角链确定模块233，上述各模块顺序连接。

既定回波信号演化调整模块231，用于执行：通过调整纵向磁化矢量弛豫时间t1和/或横向磁化矢量弛豫时间t2调整space的既定回波信号演化曲线。

优化可变翻转角生成模块232，用于执行：根据所述既定回波信号演化曲线推算得到优化的可变翻转角。

可变翻转角链确定模块233，用于执行：根据所述优化的可变翻转角计算得到多种成像组织的实际信号演化曲线，并根据所述实际信号演化曲线判断是否将所述优化的可变翻转角用作所述可变翻转角链。

一些实施例中，所述设备是基于3t磁共振系统，所述既定回波信号演化调整模块231，可包括：磁化矢量弛豫时间设置模块。

磁化矢量弛豫时间设置模块，用于执行：通过将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为800ms～3000ms和/或将横向磁化矢量弛豫时间t2设置为150ms～200ms设置space的既定回波信号演化曲线。

一些实施例中，磁化矢量弛豫时间设置模块2311包括磁化矢量弛豫时间确定模块，该磁化矢量弛豫时间确定模块用于执行：通过将纵向磁化矢量弛豫时间t1设置为1000ms和/或将横向磁化矢量弛豫时间t2设置为150ms设置space的既定回波信号演化曲线。

图21是本发明又一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图。如图21所示，图18所示的磁共振血管壁成像设备，还可包括：既定回波信号演化时间比例设置单元240，与射频脉冲生成单元210连接。

既定回波信号演化时间比例设置单元240，用于执行：通过调整space的既定回波信号演化曲线中按时间顺序排列的第一部分、第二部分及第三部分之间的时间比例优化所述可变翻转角链，以提高磁共振图像质量。

其中，调整所述第一部分的时间为2～5个space的回波，调整所述第二部分的时间占所述既定回波信号演化曲线的总时间的40％～70％。

图22是本发明再一实施例的磁共振血管壁成像设备的结构示意图。如图22所示，图18所示的磁共振血管壁成像设备，还可包括：space参数设置单元250，与射频脉冲生成单元210连接。

space参数设置单元250，用于执行：通过调整space的多个参数优化磁共振图像。

其中，调整space的重复时间tr为800ms～1200ms，调整space的回波时间te为5ms～25ms，以及调整space的回波链长为25～60。

本发明实施例的磁共振血管壁成像设备，通过射频脉冲生成单元独创地设置射频脉冲序列，在三维快速自旋回波space的可变翻转角链后增加向下翻转射频脉冲链，能够有效、均匀地进一步抑制全脑的脑脊液信号，弥补了dante技术不能均匀抑制脑脊液信号的缺点，在现有dante和space相结合的技术的基础上进一步提高了磁共振血管壁成像质量。通过射频脉冲生成单元在三维快速自旋回波space的可变翻转角链之前增加复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群可以保留dante的优点，能够有效抑制血流信号，有助于对头颈联合处血管壁成像。进一步，通过各种不同单元或模块优化space，例如通过既定回波信号演化时间比例设置单元、可变翻转角链优化单元优化space的可变翻转角链，通过space参数设置单元优化space的多个参数，更佳地提升了现有space的磁共振成像效果。

本发明实施例还提供了一种包括计算机可读指令的计算机可读存储介质，该计算机可读指令在被执行时使处理器至少执行上述各实施例的磁共振血管壁成像方法中一个或多个步骤。

本发明实施例还提供了一种设备，图23是本发明一实施例的设备的结构示意图。如图23所示，本发明实施例的设备可包括处理器410和存储器420，存储器420包括计算机可读指令，处理器410在计算机可读指令被执行时至少执行上述各实施例的磁共振血管壁成像方法中一个或多个步骤。

综上所述，本发明提供的磁共振血管壁成像方法、设备及计算机可读存储介质，通过独创地设计射频脉冲序列，在三维快速自旋回波space的可变翻转角链后增加向下翻转射频脉冲链，能够有效、均匀地进一步抑制全脑的脑脊液信号，弥补了dante技术不能均匀抑制脑脊液信号的缺点，在现有dante和space相结合的技术的基础上进一步提高了磁共振血管壁成像质量。通过在三维快速自旋回波space的可变翻转角链之前增加复合双带延迟交替与定制激励章动dante脉冲群可以保留dante的优点，能够有效抑制血流信号，有助于对头颈联合处血管壁成像。进一步，通过各种不同方法优化space，例如优化space的可变翻转角链，更佳地提升了现有space的磁共振成像效果。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一个具体实施例”、“一些实施例”、“例如”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。各实施例中涉及的步骤顺序用于示意性说明本发明的实施，其中的步骤顺序不作限定，可根据需要作适当调整。

本领域内的技术人员应明白，本发明的实施例可提供为方法、系统、或计算机程序产品。因此，本发明可采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本发明可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质(包括但不限于磁盘存储器、cd-rom、光学存储器等)上实施的计算机程序产品的形式。

本发明是参照根据本发明实施例的方法、设备(系统)、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。

这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。

这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。

以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限定本发明的保护范围，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。