專(zhuān)利名稱(chēng)：血管成像方法和系統(tǒng)的制作方法
血管成像方法和系統(tǒng)
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振成像領(lǐng)域，特別是涉及一種基于磁共振的血管成像方法和系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
周邊動(dòng)脈疾病是一個(gè)比較普遍的老年性疾病，通常嚴(yán)重威脅到病人的肢體活動(dòng)能力和生活品質(zhì)，而且常伴隨其他可能導(dǎo)致嚴(yán)重心血管病(譬如中風(fēng)和心臟病)的危險(xiǎn)因素， 因而對(duì)于該病的及早并準(zhǔn)確診斷具有非常重要的意義。盡管X光插管造影仍是診斷該病的金標(biāo)準(zhǔn)，而磁共振血管成像(Magnetic Resonance Angiography, MRA)因?yàn)闊o(wú)創(chuàng)傷，無(wú)輻射的特點(diǎn)已逐漸成為一個(gè)常規(guī)的臨床檢查手段。最常用的MRA技術(shù)是基于含釓造影劑的對(duì)比增強(qiáng)MRA技術(shù)，該技術(shù)的一個(gè)最主要的缺點(diǎn)在于含釓造影劑可能會(huì)在腎功能不全的病人中引發(fā)致命的腎源性系統(tǒng)纖維硬化癥。 另外，造影劑在動(dòng)脈中短暫的停留時(shí)間會(huì)限制可實(shí)現(xiàn)的空間分辨率和成像范圍，尤其會(huì)在肢體遠(yuǎn)端部位造成靜脈信號(hào)污染。近年來(lái)無(wú)需使用造影劑的非對(duì)比增強(qiáng)MRA技術(shù)又逐漸成為研究熱點(diǎn)?？傮w來(lái)說(shuō)，該技術(shù)具有可多次采集，高空間分辨率和低成本的特點(diǎn)。在各種非對(duì)比增強(qiáng)MRA技術(shù)中，基于血流敏感散相(Flow-Sensitive Dephasing, FSD)原理的技術(shù)不依賴(lài)新鮮血液的流入效果和可進(jìn)行冠狀位采集，因而更適合血流較緩且范圍較大的周邊動(dòng)脈的成像。兩個(gè)主要代表性技術(shù)是基于快速自旋回波采集序列的新鮮血液成像術(shù)(Fresh Blood Imaging, FBI)；和基于FSD準(zhǔn)備模塊和平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列的成像技術(shù)(FSD-prepared Balanced Steady-State Free Precessiong, FSD-bSSFP)。兩種技術(shù)都需要借助心電門(mén)控觸發(fā)(ECG)采集心臟收縮期和舒張期的兩組數(shù)據(jù)。在收縮期內(nèi)，動(dòng)脈血流的流速顯著高于靜脈血流的流速，因此動(dòng)脈血信號(hào)因自旋散相而大幅度降低， 采得的數(shù)據(jù)為所謂的“黑動(dòng)脈血”圖象；在舒張期內(nèi)，動(dòng)靜脈血流流速差異不大且較為緩慢， 兩血管血流均保持高亮信號(hào)，采得的數(shù)據(jù)為所謂的“亮動(dòng)脈血”圖象。將該兩幅圖象進(jìn)行幅度減影即得到背景干凈，動(dòng)脈血為高亮信號(hào)的血管圖象。這里，自旋散相是指一個(gè)體素內(nèi)各個(gè)自旋(Spin)具有不同的相位值，當(dāng)這樣的相位差異達(dá)到足夠大的程度時(shí)，該體素的整體信號(hào)(矢量積分)就會(huì)趨向零。血流的自旋散相是由血流敏感梯度磁場(chǎng)(FSD梯度磁場(chǎng))引起的，該梯度磁場(chǎng)的一階矩是用來(lái)衡量其對(duì)血流的敏感性或者對(duì)血流信號(hào)的抑制能力。對(duì)于FBI技術(shù)，F(xiàn)SD梯度磁場(chǎng)就是數(shù)據(jù)讀出方向 (Readout)上重復(fù)加載的讀出梯度磁場(chǎng)；而FSD_bSSFP技術(shù)中的FSD梯度磁場(chǎng)是在FSD準(zhǔn)備模塊中加載的。FSD準(zhǔn)備模塊是一個(gè)由90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列以及對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)和加載在脈沖序列后面的清除殘余磁矩(Spoiler Gradients)的梯度磁場(chǎng)組成。該準(zhǔn)備模塊最初被用于血管管壁或者管壁斑塊磁共振成像中，利用加載的FSD梯度磁場(chǎng)來(lái)抑制血流信號(hào)，從而得到一個(gè)突顯管壁信號(hào)的“黑血”圖象?；谘髅舾猩⑾鄿?zhǔn)備模塊(FSD準(zhǔn)備模塊)的血管成像技術(shù)是利用動(dòng)脈，靜脈血流流速差異以及FSD準(zhǔn)備模塊對(duì)血流的敏感性，通過(guò)將一個(gè)使用FSD準(zhǔn)備模塊的“黑動(dòng)脈血”采集與另一個(gè)不使用FSD準(zhǔn)備模塊的“亮動(dòng)脈血”采集做減影來(lái)獲得最終的動(dòng)脈造影。 然而傳統(tǒng)的FSD準(zhǔn)備模塊僅能夠充分抑制單一方向上的血流信號(hào)，對(duì)于具有復(fù)雜血流流向的部位包括小腿、足和手，會(huì)出現(xiàn)由于血流信號(hào)抑制不完全，導(dǎo)致的減影圖象上的動(dòng)脈管腔信號(hào)缺失。

發(fā)明內(nèi)容基于此，有必要提供一種可抑制多方向血流以較少血管圖缺失的血管成像方法和系統(tǒng)。一種血管成像方法，包括如下步驟步驟S201，在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組所述激發(fā)信號(hào)均包括90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)，以及加載在所述射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組所述激發(fā)信號(hào)中的所述FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同；步驟S202，采集電磁波信號(hào)，生成黑動(dòng)脈血圖像；步驟S203，在心臟舒張期，采集電磁波信號(hào)，生成亮動(dòng)脈血圖像；步驟S204，將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述步驟S201中，在心臟收縮期，依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述三組激發(fā)信號(hào)中的三個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述至少兩組激發(fā)信號(hào)中的至少兩個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向中的至少二種。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為9ms。一種血管成像系統(tǒng)，其包括激發(fā)單元、采集單元、成像單元和處理單元，所述激發(fā)單元用于在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組所述激發(fā)信號(hào)均包括90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)，以及加載在所述射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組所述激發(fā)信號(hào)中的FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同；所述采集單元用于分別采集心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)；所述成像單元用于分別根據(jù)所述心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)，分別得到黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像；所述處理單元用于將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述激發(fā)單元在心臟收縮期，依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述三組激發(fā)信號(hào)中的三個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述至少兩組激發(fā)信號(hào)中的至少兩個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向中的至少二種。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為9ms。上述血管成像方法和系統(tǒng)利用分別在不同方向上加載血流敏感散相梯度磁場(chǎng)的方式，使得能夠?qū)Χ鄠€(gè)方向上的血流產(chǎn)生抑制，從而使得血管成像更完整清晰，有效地較少了血管成像缺失。

圖1為FSD準(zhǔn)備模塊的信號(hào)示意圖；圖2為本發(fā)明一實(shí)施例的血管成像方法的步驟流程圖；圖3為本發(fā)明一實(shí)施例的三組激發(fā)信號(hào)的示意圖；圖4為傳統(tǒng)技術(shù)和本發(fā)明血管成像方法所得血管圖的比對(duì)圖；圖5為本發(fā)明一實(shí)施例的血管成像系統(tǒng)的功能模塊圖。
具體實(shí)施方式為了解決血管成像部分缺失的問(wèn)題，提出了一種減少血管成像缺失的血管成像方法和系統(tǒng)。血流的自旋散相是由傳統(tǒng)的FSD準(zhǔn)備模塊發(fā)出的FSD梯度磁場(chǎng)引起的。在FSD梯度磁場(chǎng)(矢量的作用下，一個(gè)流動(dòng)的自旋的相位Φ是由如下公式?jīng)Q定沙=—·1^ ,這里Y是磁旋比常數(shù)3是該自旋的流動(dòng)速度。對(duì)于一個(gè)與硃垂直的血流，各個(gè)自旋的相位是 “0”，因此不存在自旋間的相位差異，也就不會(huì)出現(xiàn)由自旋散相引起的信號(hào)抑制。即便在多個(gè)邏輯方向同時(shí)加載的FSD梯度磁場(chǎng)實(shí)際上產(chǎn)生的是一個(gè)單一方向％，即各個(gè)梯度磁場(chǎng)一階矩的矢量和。如圖1所示其為FSD準(zhǔn)備模塊的信號(hào)示意圖。FSD準(zhǔn)備模塊發(fā)出的信號(hào)包括 90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列(RF)，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)， 以及加載在脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)(Spoiler，S)。對(duì)稱(chēng)的FSD 梯度磁場(chǎng)在各個(gè)邏輯方向上同時(shí)加載，圖1是以二維情況為例，即加載方向包括數(shù)據(jù)讀出方向Glffl和相位編碼方向GPE，對(duì)稱(chēng)的FSD梯度磁場(chǎng)分別產(chǎn)生一個(gè)梯度磁場(chǎng)一階矩硃，⑽和減’PE。硃，R。和硃，PE的矢量和為硃，硃代表FSD準(zhǔn)備模塊的最終磁場(chǎng)一階矩。也就是說(shuō)，只有當(dāng)血流的速度沿著硃方向或有沿該矢量方向的速度分量時(shí)才可以被抑制。如圖2所示，其為一較佳實(shí)施例的血管成像方法的步驟流程圖，包括如下步驟步驟S201，在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組激發(fā)信號(hào)均包括 90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)，以及加載在射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組激發(fā)信號(hào)中的FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同。步驟S202，采集電磁波信號(hào)，生成黑動(dòng)脈血圖像。所述電磁波信號(hào)的采集通常是采用SSFP脈沖序列來(lái)進(jìn)行采集。步驟S203，在心臟舒張期，采集電磁波信號(hào)，生成亮動(dòng)脈血圖像。步驟S204，將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。
本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述步驟S201中，在心臟收縮期，依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)，其中三個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向(Readout方向，或叫Gkq方向)、 相位編碼方向(Phase-Encoding方向，或叫Gpe方向)和層選擇方向(Slicelelect方向， 或叫方向)。上述三個(gè)方向只是舉例，其順序可以變化，方向數(shù)量可以增減。請(qǐng)同時(shí)參閱圖3，其為三組激發(fā)信號(hào)的示意圖，每組激發(fā)信號(hào)包括90° x、180° y、 90° _x射頻脈沖序列RF，以及加載在射頻脈沖序列RF之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)S，還有分別加載在Gkq方向，Gpe方向和方向上的三個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)信號(hào)。每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為9ms，三組連續(xù)的所述激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為27ms。上述血管成像方法中，在各個(gè)不同階段分別利用不同方向的FSD梯度磁場(chǎng)獨(dú)立抑制不同正交方向上的血流信號(hào)，使得人體復(fù)雜的血流信號(hào)將被有效抑制。請(qǐng)同時(shí)參閱圖4，其為采用傳統(tǒng)方法和本發(fā)明血管成像方法得到的血管圖的對(duì)比圖。其中，左圖為傳統(tǒng)方式得到的手血管圖，右圖為利用本發(fā)明血管成像方法得到的手血管圖。很明顯可以看出，兩幅圖中箭頭指示部分的血管中，在左圖比較模糊，甚至看不清楚，主要原因是這些分支中的血流方向與FSD梯度磁場(chǎng)的矢量和方向(R0方向=Readout ；PE方向fhase-Encoding)垂直而得不到有效的信號(hào)抑制。而右圖則比較清晰，可見(jiàn)利用本發(fā)明的血管成像方法可顯著改善血管成像缺失的問(wèn)題。如圖5所示，其為本發(fā)明一實(shí)施例的血管成像系統(tǒng)50的功能模塊圖，包括激發(fā)單元501、采集單元502、成像單元503和處理單元504。激發(fā)單元501用于在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組激發(fā)信號(hào)均包括90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)， 以及加載在射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組激發(fā)信號(hào)中的 FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同。采集單元502用于分別采集心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)。所述電磁波信號(hào)的采集通常是采用SSFP脈沖序列來(lái)進(jìn)行采集。成像單元503用于分別根據(jù)所述心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)，分別得到黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像。處理單元504用于將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。本發(fā)明一較佳實(shí)施例中，所述激發(fā)單元501用于在心臟收縮期依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)，其中三個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向(Readout方向，或叫Gkq方向)、相位編碼方向(Phase-Encoding方向，或叫Gpe方向)和層選擇方向(Slicelelect方向，或叫方向)。上述三個(gè)方向只是舉例，其順序可以變化，方向數(shù)量可以增減。每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為9ms，三組連續(xù)的所述激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為27ms。上述血管成像系統(tǒng)在各個(gè)不同階段分別利用不同方向的FSD梯度磁場(chǎng)獨(dú)立抑制不同正交方向上的血流信號(hào)，使得人體復(fù)雜的血流信號(hào)將被有效抑制。以上所述實(shí)施例僅表達(dá)了本發(fā)明的幾種實(shí)施方式，其描述較為具體和詳細(xì)，但并不能因此而理解為對(duì)本發(fā)明專(zhuān)利范圍的限制。應(yīng)當(dāng)指出的是，對(duì)于本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來(lái)說(shuō)，在不脫離本發(fā)明構(gòu)思的前提下，還可以做出若干變形和改進(jìn)，這些都屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。因此，本發(fā)明專(zhuān)利的保護(hù)范圍應(yīng)以所附權(quán)利要求為準(zhǔn)。
權(quán)利要求
1.一種血管成像方法，其特征在于，包括如下步驟步驟S201，在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組所述激發(fā)信號(hào)均包括 90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)，以及加載在所述射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組所述激發(fā)信號(hào)中的所述FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同；步驟S202，采集電磁波信號(hào)，生成黑動(dòng)脈血圖像；步驟S203，在心臟舒張期，采集電磁波信號(hào)，生成亮動(dòng)脈血圖像；步驟S204，將所述黑動(dòng)脈血圖像和所述亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管成像方法，其特征在于，所述步驟S201中，在心臟收縮期，依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管成像方法，其特征在于，所述三組激發(fā)信號(hào)中的三個(gè)FSD 梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管成像方法，其特征在于，所述至少兩組激發(fā)信號(hào)中的至少兩個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向中的至少二種。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管成像方法，其特征在于，所述每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為 9ms。
6.一種血管成像系統(tǒng)，其特征在于，其包括激發(fā)單元、采集單元、成像單元和處理單元， 所述激發(fā)單元用于在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組所述激發(fā)信號(hào)均包括90° x、180° y、90° _x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180° y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)， 以及加載在所述射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組所述激發(fā)信號(hào)中的FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同；所述采集單元用于分別采集心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)； 所述成像單元用于分別根據(jù)所述心臟收縮期和心臟舒張期的電磁波信號(hào)，分別得到黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像；所述處理單元用于將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的血管成像系統(tǒng)，其特征在于，所述激發(fā)單元在心臟收縮期，依次發(fā)出三組所述激發(fā)信號(hào)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的血管成像系統(tǒng)，其特征在于，所述三組激發(fā)信號(hào)中的三個(gè)FSD 梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向。
9.根據(jù)權(quán)利要求6所述的血管成像系統(tǒng)，其特征在于，所述至少兩組激發(fā)信號(hào)中的至少兩個(gè)FSD梯度磁場(chǎng)加載的方向包括數(shù)據(jù)讀出方向、相位編碼方向和層選擇方向中的至少二種。
10.根據(jù)權(quán)利要求6所述的血管成像系統(tǒng)，其特征在于，所述每組激發(fā)信號(hào)的時(shí)間長(zhǎng)度為 9ms。
全文摘要
一種血管成像方法包括如下步驟在心臟收縮期，依次發(fā)出至少兩組激發(fā)信號(hào)，每組激發(fā)信號(hào)均包括90°x、180°y、90°-x射頻脈沖序列，對(duì)稱(chēng)加載在180°y脈沖兩邊的FSD梯度磁場(chǎng)，以及加載在射頻脈沖序列之后的用于清除殘余磁矩的除噪梯度磁場(chǎng)，且每組激發(fā)信號(hào)中的FSD梯度磁場(chǎng)的方向不同；采集電磁波信號(hào)，生成黑動(dòng)脈血圖像；在心臟舒張期，采集電磁波信號(hào)，生成亮動(dòng)脈血圖像；將所述黑動(dòng)脈血圖像和亮動(dòng)脈血圖像相減，得到動(dòng)脈血管圖像。本發(fā)明還提供一種對(duì)應(yīng)的血管成像系統(tǒng)。上述血管成像方法和系統(tǒng)利用分別在不同方向上加載血流敏感散相梯度磁場(chǎng)的方式，使得能夠?qū)Χ鄠€(gè)方向上的血流產(chǎn)生抑制，較少血管成像缺失。
文檔編號(hào)A61B5/055GK102551721SQ20111045961
公開(kāi)日2012年7月11日 申請(qǐng)日期2011年12月31日 優(yōu)先權(quán)日2011年12月12日
發(fā)明者劉新, 張娜, 李德彪, 樊昭陽(yáng), 鄭海榮, 鐘耀祖 申請(qǐng)人:中國(guó)科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院