借助MR设备进行血管显示的方法与流程

本发明涉及一种基于时间飞跃(time-of-flight(tof))技术、借助磁共振(mr)设备进行血管显示的方法。此外，本发明还提供了相关的mr设备、计算机程序产品和电子可读的数据载体。

背景技术

一类mr成像方法，尤其是利用tof技术的灌注和血管造影测量还有一些2d心脏成像法，使用基于流入的对比度。在后一种情况中，流入仅增强血管壁的现有的对比度并且因此简化了其显示，而灌注和血管造影测量单独地以基于流入的对比度为基础。在应该提取定量的流入信息的情况下，诸如在灌注测量中，使用差分成像法以消除背景信号，即执行具有不同流入磁化准备的两个数据组的减法。但是，该方案使测量时间加倍，并且还需要将两个数据组彼此配准。因此，在不需要定量信息的情况下，例如在对血管的几何特征进行成像时，跳过该步骤。取而代之，尽可能的借助mr方法来抑制背景信号。

基于tof技术的mr成像是一种用于显示检查对象的血管结构的非侵入式成像法，其以“新鲜的”非预饱和的自旋流入成像体积为基础。位置固定的磁化，即成像平面的位置固定的自旋，通过在短的时间间隔内的重复激励被饱和。该磁化的信号被大幅抑制，而例如由于血流在记录期间流入成像平面中而得出的的非预饱和的磁化具有高的信号分量。

对于基于头部血管系统的tof技术的mr成像，特别是已知下面描述的用于抑制由脑组织、脊髓液和脂肪引起的背景信号的方法。

用于抑制背景信号的第一已知的方法是在图像记录时使用大的倾斜角，以抑制具有长t1时间的组织、特别是液体。倾斜角受到每个脉冲的信号减小的事实的限制，因此，倾斜角限制了关于在成像体积中可以观察到的流入的自旋的距离，即，成像体积的层厚。通常，倾斜角在15度/24ms的范围内可以良好地抑制在层厚直至2cm的情况下的背景信号。

另一种已知的用于抑制背景信号的方法是反相位成像法(opposed-phase-imaging-verfahrens)。在此，回波时间(te)被选择为，使得脂肪和水是不同相位的(相位偏差)，例如，大约在1.5t时为7ms以及在3t时为3.4ms。由此减少了包含水脂肪混合物的体素的信号。但是，具有纯脂肪的体素仍然是明亮可见的，并且损害在该区域中或者通常在非选择性的最大强度投影(mip)中的血管可见度。特别是在1.5t时，该条件会延长回波时间，由此导致基于t2*的信号损失和采集时间的延长。为了稳定这种回波时间的信号，必须使用流量补偿梯度。在这种情况下，相位偏差基于片状的直线的流动来补偿，而不是基于涡流或者沿着曲线的流动来补偿。因此，例如通过使用超短回波时间(ute)技术来减小回波时间，以及利用另外的方法来抑制脂肪的背景信号是有具有优势的。

用于抑制背景信号的另一种已知的方法是借助mt脉冲通过磁化传输(mt)实现饱和。在此，具有加宽的共振频率的、大分子中的不动的质子通过具有在水频率附近处于500hz到2000hz的范围内的频率的强的hf脉冲饱和。这些质子与可观察到的高度可动的水质子耦合，由此不动的质子的饱和也导致所观察的信号的饱和。然而，所观察的脂肪质子并不是以相同的强度与不动的质子耦合，并且因此通过该方法并不能抑制脂肪信号。该饱和可以通过提高辐射的hf能量以及通过最小化共振频率的频率间距来增强，其中该辐射的hf能量受到特定吸收率(specific-absorption-rate(sar))边界值的限制，该共振频率的频率间距受到血液饱和的限制。由于mt脉冲是非选择性的，不仅必须考虑成像体积内的血液的饱和而且还考虑沿着供血血管、例如颈动脉的饱和。

从文献us5,627,468a和出版物mrm32,52-59,1994作者miyazakietal.已知用于抑制背景信号的另一种方法，在该方法中使用了具有沿着z轴的线性梯度场的所谓层选择性偏共振sinc函数(slice-selective-off-resonance-sinc(sors))脉冲。该方法包括施加sors脉冲的第一序列和用于记录mr测量数据的第二序列。在此，sors脉冲的频率被选择为，使得水频率到达成像体积之上，从而在成像体积内不发生水激励，而仅发生mt效应。附加地，在成像体积之上的静脉血液因此饱和，使得sors脉冲同时用于阻断来自静脉血液的信号。通过线性梯度场，脉冲频带与成像体积之下的水频率的距离随着至成像体积的距离而线性增加，由此，由于sors脉冲的频带限制不足而导致的流入血液的饱和度降低。通过合适地选择sors脉冲的极性，该方法也可以用于脂肪饱和，但是，由于在稍微偏离最佳的方法参数的情况下以及在轻微的b0不均匀的情况下的沿着层选择方向的线性梯度，脂肪饱和通常是不均匀的。

此外，所谓的频率选择性的脂肪饱和是用于抑制背景信号的已知的方法。在此，通过频率选择性的、在空间上非选择性的hf脉冲激励成像体积中的脂肪磁化，而不激励成像体积中的水磁化。此外，激励的脂肪磁化的横向磁化附加地由于梯度损害而被去除，并且因此可以独立地测量水信号。但是，该方法是不可靠的，因为该方法使得流入血管中的血液饱和，并且由此成像体积中的一些血管不能被解析。流入血管的血液的这种不期望的饱和是由b0磁场的不均匀性引起的，尤其是在颈部区域以及在受检者的上胸部中，其中，水频率由于不均匀性特别是向标称脂肪频率，即向更高的频率的方向移动。

此外，由于用于抑制背景信号的传统的方法的所描述的缺点，通常必需附加地在产生最大强度投影(mip)之前通过切除经皮脂肪来对mr图像进行手动后处理，这导致增加的时间和人力成本，并且因此导致增加的检查开销。

此外，例如在de102015205694b3、us20160266223a1和us20150272453a1中公开了除了别的之外还抑制背景信号的mr方法。

技术实现要素：

因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种基于tof技术的用于抑制mr成像中的背景信号的改进的方法，其可以高度可靠地抑制脑组织的、脊髓液的和脂肪的背景信号，其可以提供mr图像的高对比度和尤其是小血管的良好的可识别性，并且其由此可以实现高效且经济的mr成像，而不需要对mr图像进行手动后处理。

该技术问题通过本发明的特征来解决。本发明还描述了根据本发明的另外的实施方式。

根据第一方面，提供了一种借助mr设备进行血管显示的方法。在第一步骤中，将磁场施加到受检者的成像体积和液体从其进入成像体积的流入体积。在另一步骤中，在施加磁场期间通过满足磁化传递函数以及脂肪饱和函数的hf脉冲来激励成像体积。满足磁化传递函数以及脂肪饱和函数的hf脉冲可以包括恰好一个hf脉冲。成像体积还可以通过hf准备块来激励。hf准备块可以包括满足脂肪饱和函数、磁化传递函数和tsat函数的一个或多个hf脉冲。在另外的步骤中，测量来自成像体积的mr信号，以用于显示血管。在此，hf脉冲具有频率分布，其频率基本上高于成像体积中的水的中心频率，即位于脂肪频率一侧，并且其包括成像体积中的脂肪频率。此外，磁场具有通过函数来近似的磁场分布，其被设计为，使得其在成像体积中具有基本上没有空间梯度的顶点区域，并且在流入体积中具有较高的空间梯度。对磁场分布进行近似的函数可以是非线性的。对磁场分布进行近似的函数可以代替对称梯度的顶点，即例如z2匀场的顶点，具有不对称梯度的鞍点，即例如z3匀场的鞍点。

场分布被设计为，使得流入体积中的水的中心频率在较低的频率的方向上移动，由此其不再受到hf脉冲的影响。磁场的场分布尤其可以具有在成像体积内基本上恒定的磁场。特别地，成像体积内的磁场的场波动可以小于脂肪频率和水频率之间的频率间隔，由此可以形成均匀的脂肪饱和。纵向方向可以进一步定义为，使得其在受检者的从脚到头的方向上延伸，其中，纵向方向穿过成像体积的中心以及流入体积的中心延伸，并且其中，其还通常被称为z方向。磁场的场分布在流入体积中在纵向方向上具有与成像体积相比更高的场强梯度，即，磁场的场强在z方向上非线性地增加，并且特别是通过至少二次的数学函数来近似。磁场相对于b0场具有至少在血液流入的方向上，即至少在流入体积中，减小在成像体积外部的b0场的场强的极性。由此，水的中心频率在远离脂肪频率的方向上移动，特别是移动到较低的频率，并且进一步特别是随着纵向方向上的距离增加非线性地移动到较低的频率。

通过根据本发明的方法，基于tof技术借助mr设备，在血管显示中更可靠地抑制脑组织的、脊髓液的和脂肪的背景信号，并且该方法相比于用于抑制背景信号的传统方法，在形成的mr图像中提供了接近颅骨以及眼窝的特别是小血管的更高的对比度和更好的可识别性。此外，通过根据本发明的方法可以不使用反相位成像方法来抑制背景信号，由此可以有利地在形成的测量协议中执行te的最小化，并且，特别有利地，基于涡流能够实现具有高对比度且没有信号间隙的显著更快的超短回波时间(ute)mr成像。此外，通过根据本发明的方法不需要对mr图像进行手动后处理，以手动地去除经皮脂肪。特别是改善了内嵌的sag和cormips的血管可见性，这又减小了手动“颅骨去除”的必要性，如通常在临床日常中执行的那样。由此，能够实现借助mr设备的用于血管显示的更快且更高效的mr成像，其相比于借助mr设备的用于血管显示的传统方法，对于检查来说具有小的时间和人力成本，并且因此具有减小的检查开销。

成像体积和流入体积可以是层状的，其中纵轴可以垂直于成像体积和流入体积设计，并且其中，沿着纵轴，流入体积的层厚可以等于成像体积的层厚的倍数。

通过层状和相比于流入体积更小的成像体积的层厚，在血管显示中可以进一步提高mr图像的对比度。

函数的顶点区域基本上可以具有与成像体积的层厚相同的厚度，由此，背景信号由于流入体积的不均匀性而更可靠地减小。

该方法的步骤可以针对至少一个另外的成像体积和至少一个另外的流入体积执行。在此，该方法可以进一步包括磁场分布关于至少一个另外的成像体积和至少一个另外的流入体积被调整为，使得调整后的磁场分布在至少一个另外的成像体积中具有顶点区域，并且在至少一个另外的流入体积中具有较高的空间梯度。

通过执行针对多个成像体积和流入体积的方法进一步提高了mr成像的可靠性和对比度。

磁场分布的调整可以包括磁场分布的线性空间移动，由此可以快速且有效地执行磁场的调整。

磁场分布的调整可以包括改变磁场分布的线性部分，由此进一步提高调整的效率。

多个成像体积可以至少部分地在空间上重叠。通过多个成像体积在空间上的重叠，该方法更不易出错并且更可靠地抑制背景信号。

该方法可以进一步包括通过叠加第一hf脉冲和第二hf脉冲来产生hf脉冲。通过叠加第一hf脉冲和第二hf脉冲来产生hf脉冲允许hf脉冲关于多个函数、例如磁化传递函数和脂肪饱和函数进行更精确地调整，并且因此更有效地抑制背景信号。

在此，第一hf脉冲具有第一翻转角，第二hf脉冲具有与第一翻转角不同的第二翻转角，由此，可以调整用于激励不同组织的hf脉冲，使得其例如可以满足磁化传递函数和脂肪饱和函数。

第一hf脉冲优选具有20至180度、特别优选90度的翻转角，并且具有基本上等于成像体积中的脂肪频率的频率。这些值对于hf脉冲的脂肪饱和函数是特别有利的。如果在稳定状态下对mr信号的测量恰好在用于脂肪饱和的hf脉冲之间的中间进行，则反转、即180度对于完全去除脂肪信号是最优的。然而，通常使用由sar限制的较小的倾斜角。当hf脉冲间隔<<脂肪的t1时，如在上述方法中那样，倾斜角<<90度可以达到良好的脂肪饱和。

针对每个hf脉冲，可以对来自于成像体积的mr信号进行多次测量，由此减少记录mr图像的测量时间。

多次测量可以以相同的时间间隔进行，由此改善mr图像的图像质量。

多次测量可以在单次测量之间具有时间间隔的测量编组中进行，其中在测量编组之间可以通过hf脉冲或者hf准备块执行激励，并且其中，测量之间的平均时间间隔可以小于预定的阈值。hf准备块可以包括满足脂肪饱和函数、磁化传递函数和tast函数的一个或多个hf脉冲。通过hf脉冲可以具有明确定义的频率曲线，通过将各个测量在时间上分组为具有在测量编组之间实施的hf脉冲的测量编组，mr图像的图像质量被进一步改善。此外，检查对象的sar负荷也会减小。

根据本发明的另一方面提供了用于血管显示的mr设备，其中，mr设备具有mr控制单元和存储单元，其中存储单元存储由mr控制单元可执行的控制信息，并且其中，mr设备被设计为，在mr控制单元中执行控制信息时实施下面的步骤。在一个步骤中，将磁场施加到受检者的成像体积和液体从其进入成像体积的流入体积。在另一个步骤中，在施加磁场期间，通过满足磁化传递函数和脂肪饱和函数的hf脉冲来激励成像体积。在附加的步骤中，测量来自于成像体积的mr信号，以用于显示血管。在此，hf脉冲具有频率分布，其频率基本上高于成像体积中的水的中心频率，并且其包括成像体积中的脂肪频率。此外，磁场具有通过函数近似的磁场分布，其被设计为，使得其在成像体积中具有基本上没有空间梯度的顶点区域，并且在流入体积中具有较高的空间梯度。

用于血管显示的mr设备可以被设计为，使得其在mr控制单元中执行控制信息时实施相应于其它上述特征的方法。

对于这种用于血管显示的mr设备可以实现与根据第一方面的方法的上述技术效果相当的技术效果。

根据本发明的另一方面提供了计算机程序产品，其包括可直接加载到mr设备的mr控制单元的存储器中的程序，具有程序装置，用于当在mr设备的mr控制单元中执行程序时，实施相应于本发明的第一方面中描述的特征的方法的步骤。

根据本发明的另一方面，提供了一种在其上存储有电子可读的控制信息的电子可读的数据载体，该电子可读的控制信息被设计为，当在mr设备的mr控制单元中使用数据载体时，其执行相应于本发明的第一方面中描述的特征的方法。

上述说明的特征和下面描述的特征不仅可以以明确阐述的相应的组合方式使用，而且可以以其他组合方式或单独地使用，而不脱离本发明的保护范围。

附图说明

下面将参考附图更详细的解释本发明。

图1示意性地示出了根据本发明可以用以执行用于血管显示的方法的mr设备。

图2示出了在没有施加根据本发明的磁场的情况下，具有相关的频率走向的受检者的示意图。

图3示出了在施加本发明的磁场的情况下，具有相关的频率走向的图2中的受检者的示意图。

图4a-c示出了根据本发明的实施例的用于产生hf脉冲的第一hf脉冲。

图5a-c示出了根据本发明的实施例的用于产生hf脉冲的第二hf脉冲。

图6示出了根据本发明的实施例的hf脉冲。

图7示出了具有根据本发明的实施例的用于执行用于血管显示的方法的步骤的流程图。

具体实施方式

本发明涉及一种借助mr设备用于血管显示的方法。参考图2，在基于tof技术的血管显示中，在成像体积30中产生不期望的背景信号的特别是脑组织、脊髓液和脂肪的位置固定的磁化，在施加根据本发明的磁场的同时通过hf脉冲40被饱和。在此，hf脉冲40和所施加的磁场被构建为，使得其抑制背景信号，而不激励流入成像体积中的血管液体的自旋。

图1示意性地示出了根据本发明可以用以执行用于血管显示的方法的mr设备。

受检者12，或者一般为检查对象，驶入设备的隧道中。磁共振设备具有用于产生基本场b0的磁体10，其中在卧榻11上布置的受检者12驶入磁体的中心，以便在那里记录来自于检查片段的位置编码的磁共振信号。通过入射高频脉冲序列和接通磁场梯度，由基本场b0产生的磁化由于核自旋从平衡位置偏转而被干扰，并且在返回平衡位置时，在接收线圈中感应出的电流可以被转换为磁共振信号。用于建立mr图像和用于探测磁共振信号的一般的操作方式对于本领域技术人员是已知的，从而省略其详细解释。

磁共振设备还具有用于控制mr设备的mr控制单元13。设计为用于针对自动调整执行下面描述的方法的中央mr控制单元13具有用于控制和接通磁场梯度的梯度控制器14，以及用于控制和入射hf脉冲以使核自旋从平衡位置偏转的hf控制器15。在存储单元16中例如可以存储对于记录mr图像所需的成像序列，以及所有对于mr设备运行所需的程序。记录单元17控制图像记录和因此依据所选的成像序列控制磁场梯度和hf脉冲的顺序，以及控制mr信号的接收间隔。因此，记录单元17还控制梯度控制器14和hf控制器15。在计算单元20中可以计算mr图像，该mr图像可以显示在显示器18上，其中，操作人员可以经由输入单元19操作mr设备。存储单元16可以具有成像序列和程序模块，当其在所示出的模块中的一个的计算单元20中运行时执行根据本发明的方法。此外，hf控制器15可以被设计为，如下面还要详细解释的，基于时间飞跃(tof)技术在血管显示中改善对背景信号的抑制。存储单元16为此特别是存储了可由mr控制单元13执行的控制信息。此外，控制单元17被设计为，使得其可以执行下面描述的用于血管显示的方法。

根据本发明，图1的mr设备被设计为，使得其在mr控制单元13中执行控制信息时，如图2所示，向受检者12的成像体积30以及向液体进入成像体积30的流入体积31施加磁场。此外，在施加磁场期间，成像体积30通过满足磁化传递函数和脂肪饱和函数的hf脉冲40激励。此外，测量来自于成像体积30的mr信号，以显示位于成像体积中的血管。在此，hf脉冲40具有频率分布，其频率基本上高于成像体积30中的水32的中心频率，并且其包括成像体积30中的脂肪频率33。此外，磁场的场分布通过函数近似，该函数被设计为，使得其在成像体积30中具有基本上没有空间梯度的顶点区域，并且在流入体积31中具有较高的空间梯度。

图2示出了在没有施加根据本发明的磁场的情况下，具有水频率和脂肪频率的相关的频率走向的受检者的示意图。

受检者12具有成像体积30和流入体积31。血管36被包含在成像体积30和流入体积31中，使得血液从流入体积31流入到成像体积中。

成像体积30和流入体积31在该实施例中层状地构建。此外，纵轴垂直于成像体积30和流入体积31构建，并且其中，沿着纵轴，流入体积31的层厚等于成像体积30的层厚的倍数。血管36同样基本上沿着纵轴延伸。

检查对象12在b0场的影响下具有对应于血管中的液体的、特别是血管中的血液的水频率32。水频率32具有在z方向上，或受检者12的从头到脚的方向上，的空间走向。在成像体积30的范围中，水频率32恒定地延伸，与此相反，由于流入体积31内的梯度场的不均匀性，水频率移动到流入体积31的部分区域中。在该部分区域中，水频率32在脂肪饱和频带34中延伸。此外，在b0场的影响下，受检者12具有脂肪频率33，其对应于成像体积30中的受检者12的脂肪堆积、脂肪沉积或者其它脂肪组织。在成像体积30的范围中，脂肪频率33在脂肪饱和频带34内延伸。在流入体积31内，脂肪频率33具有类似于水频率32的相应的频率偏移。磁化转移带35在水频率32附近在背向脂肪频率的一侧延伸，或者换言之，在水频率32附近在较低频率的方向上延伸，而不会与水频率32相交。在受检者的边界区域中，b0场下降，使得水频率32和脂肪频率33下降。这意味着，当使用具有频带34的饱和脉冲时，部分流入的血液将一同被饱和，而这是不期望的。

图3示出了在根据本发明的实施例中在施加磁场的情况下，具有相关的频率走向的图2中的受检者的示意图。

在施加磁场期间，在磁场的影响区域中的共振频率、特别是流入体积31中的共振频率偏移。根据本发明，磁场被设计为，使得流入体积31中的共振频率的偏移随着与成像体积30相比更高的梯度而增加、特别是非线性地随着在z方向上到成像体积30的距离而增加。

流入体积31中的水频率32特别是在远离脂肪饱和频带34的方向上移动，使得具有对应于成像体积30的范围中的脂肪饱和频带34的频率分布的非选择性入射的脂肪饱和脉冲不包括流入体积31的区域中的水频率32。由此，位于流入体积31中的血管36中的并且流入成像体积30中的血液不被激励。

在一个实施例中，其中血管36靠近成像体积30的对称中心，可以通过调整z2匀场来施加磁场，由此也必须调整剩余的二阶匀场。

在另一个实施例中，简单的匀场算法可以包括以下步骤：利用边界条件优化成像体积30中的b0均匀性，以将z2匀场保持在固定值，例如保持在调准值(tune-up-wert)加上1500μt/m^2。

在一个实施例中，针对至少一个另外的成像体积和至少一个另外的流入体积执行该方法的步骤。关于整个成像体积的脂肪饱和的条件限制了z2偏置的值。该限制与成像体积30在z方向上的延伸成比例。tof技术总是利用多重叠加横向板采集(multiple-overlapping-transverse-slab-acquisition(motsa))技术来执行。例如，10cm层厚的横向检查体积由6个叠加的具有2cm层厚的成像体积覆盖。在此，顺序地测量成像体积30，因此可以对于每个成像体积30单独地优化和调整磁场。在一个实施例中，二次方的场分布沿着z轴偏移。对于倾斜的成像体积(通常t>c)，当其投影到z轴上时，必须减小z2值，由此与成像体积的厚度一致。在另一个实施例中，抛物线方向必须利用其它二阶的匀场通道来倾斜。

因此，磁场分布关于至少一个另外的成像体积和至少一个另外的流入体积被调整为，使得调整后的磁场分布在至少一个另外的成像体积中具有顶点区域，并且在至少一个另外的流入体积中具有较高的空间梯度。

在一个实施例中，对每个hf脉冲40进行多次测量。hf脉冲40不应该延长图像记录持续时间。因此，对每个hf脉冲进行多次读取，其中，读取之间的平均时间间隔保持不变，以保持tof对比度，例如，可以进行48ms内两次读取或者72ms内三次读取来代替每个重复时间tr＝24ms的读取。图像质量与tr中的读取的定位无关，其可以等距或者不间断地实施，由此，每个tr允许较大的暂停，该暂停足够大使得可以实施具有明确定义的频率曲线和低的sar的长的mt脉冲和脂肪饱和脉冲。

在一个实施例中，交替地实施tsat脉冲和mt脉冲。在另一个实施例中，以变化的重复时间tr交替地实施tsat脉冲和mt脉冲。在另一个实施例中，在重复时间tr中实施至少一个tsat脉冲和至少一个mt脉冲。

图4a-c示出了根据本发明的实施例的用于产生hf脉冲的第一hf脉冲。

图4a示出了第一hf脉冲41的复数振幅a关于时间的示图。

图4b示出了第一hf脉冲41在频域中的倾斜角α。

图4c示出了第一hf脉冲41在频域中以对数表示的倾斜角α。

第一hf脉冲41优选具有20至90度、特别是优选90度的翻转角，以及与成像体积30中的脂肪频率33基本相等的频率。

图5a-c示出了根据本发明的实施例的用于产生hf脉冲的第二hf脉冲。

图5a示出了第二hf脉冲42的复数振幅a关于时间的示图。

图5b示出了第二hf脉冲42在频域中的倾斜角α。

图5c示出了第二hf脉冲42在频域中以对数表示的倾斜角α。

第二hf脉冲42优选具有几百度、特别是优选500至600度的翻转角，以及1khz至1.5khz、特别是优选1.5khz的频率。

图6示出了根据本发明的实施例的hf脉冲40。

hf脉冲40由第一hf脉冲41(如图4a-c所示)和第二hf脉冲42(如图5a-c所示)的叠加产生。

在一个实施例中，hf脉冲针对脂肪饱和以及mt进行优化。mt需要比脂肪饱和更高的倾斜角。对于有效的脂肪饱和，每tr(50ms)不超过90度的倾斜角就足够了，而mt倾斜角应该尽可能的高。在一些实施例中，mt倾斜角是针对脂肪饱和的倾斜角的6-10倍。水频率的不期望的饱和随着倾斜角的增加而增加，并且随着到水频率的距离增加以及sar强化脉冲轮廓优化而减小。由于mt效应仅在很小程度上与水频率的距离有关，可以优化hf脉冲，使得其提供对于脂肪饱和所需的倾斜角，并且在水频率附近的较大的频率间隔处、例如在1.5khz处提供剩余的倾斜角。这通过叠加第一hf脉冲41和第二hf脉冲42的脉冲包络线实现，例如，具有2ex20的hf脉冲：对于脂肪饱和频率为90度，以及对于1khz为500度。

在一个实施例中，hf脉冲40优选地在水频率32附近的在大约400hz处具有同样的90度的倾斜角，并且在水频率32附近的靠近1khz处具有500度的倾斜角，其中，水频率处的倾斜角可以忽略，或者小于1度。hf脉冲40位于脂肪频率33所在的水频率32的一侧。

图7示出了具有根据本发明的实施例的用于执行用于血管显示的方法的步骤的流程图。

该方法从步骤s40开始，在步骤s41中，将磁场施加到受检者12的成像体积30和流入体积31。在步骤s42中，在施加磁场期间，通过满足磁化传递函数和脂肪饱和函数的hf脉冲40来激励成像体积30。在此，hf脉冲具有频率分布，其频率基本上高于成像体积30中的水32的中心频率，并且其包括成像体积30中的脂肪频率33。磁场具有磁场分布，其在成像体积30中具有基本上没有空间梯度的顶点区域，并且在流入体积31中具有较高的空间梯度。在步骤s43中，测量来自于成像体积30的mr信号，以用于显示血管。该方法在步骤s44结束。

总之，基于tof技术借助磁共振设备提供用于血管显示的方法，其中，在成像体积30中，产生不期望的背景信号的特别是脑组织、脊髓液和脂肪的位置固定的磁化，根据本发明在施加磁场的同时通过hf脉冲40来抑制。根据本发明，在用于血管显示的方法中抑制背景信号，而不影响流入成像体积中的血管液体的自旋。由此实现更快、更高效的mr成像，以用于血管显示，其通过低的时间和人力成本降低了检查开销。