本發(fā)明涉及磁共振成像領(lǐng)域，尤其涉及一種血管成像采樣方法。

背景技術(shù)：

磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)已經(jīng)成為MR血管檢查的常規(guī)技術(shù)之一，與數(shù)字減影血管造影(digital subtraction angiography，DSA)相比具有無創(chuàng)，簡便，費(fèi)用低，無需對(duì)比劑等優(yōu)點(diǎn)。與其他血管成像手段不同的是，MRA技術(shù)不但能提供血管的形態(tài)信息，還可提供血流的方向，流速，流量等定量信息。

目前臨床上出現(xiàn)了許多的關(guān)于MRA方法，而三維時(shí)間飛躍法血管成像(3D TOF MRA)序列是在臨床上廣泛使用的重要方法之一，其原理是流入效應(yīng)。為了滿足臨床使用，在常規(guī)的TOF MRA掃描中，掃描時(shí)間往往較長，而較長的掃描時(shí)間會(huì)引起病人的不適以及采樣過程中由于病人的移動(dòng)產(chǎn)生的移動(dòng)偽影。除此之外，由于在TOF MRA中，為了避免血液流動(dòng)產(chǎn)生的運(yùn)動(dòng)偽影，一般需要在選層相位編碼方向和讀出方向添加流動(dòng)補(bǔ)償，故會(huì)導(dǎo)致回波時(shí)間TE的增加，從而不利于人體內(nèi)包含復(fù)雜流速血液的區(qū)域的成像，引起血管信號(hào)丟失?；夭〞r(shí)間TE的時(shí)間縮短一般需要：1)序列中流動(dòng)補(bǔ)償?shù)奶荻确狄约捌渌勺兊奶荻染捎幂^高的幅值2)部分回波采集3)使用不對(duì)稱RF脈沖。

現(xiàn)有技術(shù)中，有人提出了三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波采樣技術(shù)。該技術(shù)在一個(gè)重復(fù)周期內(nèi)采集兩個(gè)回波，其填充k空間的形式以及序列圖如圖1所示。該技術(shù)相比于傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波采樣技術(shù)，掃描時(shí)間減少了一半。但是這種三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列的主要問題有三點(diǎn)：(1)受制于選層方向上編碼梯度較大，第一個(gè)回波的回波時(shí)間(有效TE)較長；(2)k空間邊緣四個(gè)角落信息比較冗余，增加了額外的掃描時(shí)間；(3)由于雙回波的相位調(diào)制，在相位方向引入了偽影，影響了最終的圖像結(jié)果。

因此，本領(lǐng)域的技術(shù)人員致力于開發(fā)一種三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波采樣方法，能夠進(jìn)一步縮短掃描時(shí)間和回波時(shí)間。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

有鑒于現(xiàn)有技術(shù)的上述缺陷，本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是如何在雙回波采樣方案的基礎(chǔ)上進(jìn)一步縮短掃描時(shí)間和回波時(shí)間，以便避免人體移動(dòng)或雙回波的相位調(diào)制帶來的偽影，提高血管成像的效果。

為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供了一種三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波采樣方法，包括以下步驟：

步驟1、將k_y-k_z空間上的點(diǎn)劃分為橢圓區(qū)域內(nèi)的點(diǎn)和橢圓區(qū)域外的點(diǎn)；

步驟2、將所述橢圓區(qū)域內(nèi)的點(diǎn)，按照距離k空間中心點(diǎn)的遠(yuǎn)近分為兩部分，分別填充第一回波和第二回波，回波時(shí)間較短的所述第一回波的回波信號(hào)填充在靠近所述k空間中心點(diǎn)的位置，回波時(shí)間較長的所述第二回波的回波信號(hào)填充在遠(yuǎn)離所述k空間中心點(diǎn)的位置；

步驟3、給不同的位置對(duì)應(yīng)序列上不同的相位方向和選層相位方向梯度編碼。

進(jìn)一步地，所述橢圓區(qū)域的橢圓方程為

其中，k_y表示k空間在相位編碼方向y的坐標(biāo)位置，k_z表示k空間在選層相位編碼方向z的坐標(biāo)位置，k_ymax表示k空間在相位編碼方向距離k空間中心的最遠(yuǎn)距離的坐標(biāo)位置，由該方向的圖像分辨率大小決定，k_zmax表示k空間在選層相位編碼方向距離k空間中心的最遠(yuǎn)距離的坐標(biāo)位置，由該方向的圖像分辨率大小決定。

進(jìn)一步地，所述橢圓區(qū)域外的點(diǎn)不進(jìn)行采樣，當(dāng)進(jìn)行重建時(shí)，用零替代這些點(diǎn)的數(shù)據(jù)。

進(jìn)一步地，所述兩部分內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)量相等。

進(jìn)一步地，最終圖像的有效回波時(shí)間由所述第一回波的回波時(shí)間決定。

進(jìn)一步地，所述采樣的過程根據(jù)所述橢圓區(qū)域內(nèi)的點(diǎn)各自離所述k空間中心點(diǎn)的距離，由遠(yuǎn)及近進(jìn)行采集。

進(jìn)一步地，所述采樣方法采用了非對(duì)稱射頻脈沖、部分回波采樣和流動(dòng)補(bǔ)償梯度。

進(jìn)一步地，所述步驟4中，還包括：在讀出方向第一個(gè)回波采集完后，通過一個(gè)回掃梯度，使得第二個(gè)讀出梯度和第一個(gè)讀出梯度在同一個(gè)方向，回掃梯度放置在兩個(gè)回波中心來實(shí)現(xiàn)第二個(gè)回波的流動(dòng)補(bǔ)償。

進(jìn)一步地，所述步驟4中，還包括：重新計(jì)算相位和選層相位編碼方向的梯度面積，所述梯度面積根據(jù)該采樣周期內(nèi)所對(duì)應(yīng)的k空間位置而改變。

本發(fā)明所述的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波采樣方法，具體詳述如下：

如圖2所示，對(duì)在k_y-k_z平面內(nèi)的每個(gè)點(diǎn)都根據(jù)它們距離k空間中心的距離進(jìn)行排序分類。在橢圓：

之外，在標(biāo)準(zhǔn)k_y-k_z矩形平面內(nèi)的點(diǎn)不被采集。在四個(gè)角落的空心點(diǎn)是指該編碼位置的數(shù)據(jù)不被采集，當(dāng)進(jìn)行重建時(shí)，用零替代這些點(diǎn)未采集的數(shù)據(jù)。通過只采集橢圓區(qū)域內(nèi)的點(diǎn)，掃描時(shí)間可以減少21％，而對(duì)圖像的分辨率只有輕微的影響，然后將位于橢圓k空間內(nèi)的點(diǎn)根據(jù)距離k空間中心的距離分為相等數(shù)量的兩部分，在一個(gè)TR內(nèi)同時(shí)采集一個(gè)灰色點(diǎn)和黑色點(diǎn)?；疑糠贮c(diǎn)是位于k空間中心部分，距離k空間中心更近，作為雙回波采樣的第一個(gè)回波被采集，其TE較短，主要決定血管的對(duì)比度和信噪比。黑色部分位于k空間中心邊緣部分，作為雙回波的第二個(gè)回波被采集，TE較長。最終圖像的有效TE由第一個(gè)回波的TE決定。根據(jù)它們各自離k空間中心的距離，從外到內(nèi)進(jìn)行采集。

本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)在于：(1)掃描時(shí)間減少至原來掃描時(shí)間的39％；(2)縮短回波時(shí)間TE，縮短TE的程度與序列中所能采集的最大梯度幅度，爬坡時(shí)間，以及選層方向相位編碼數(shù)有關(guān)。

以下將結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明的構(gòu)思、具體結(jié)構(gòu)及產(chǎn)生的技術(shù)效果作進(jìn)一步說明，以充分地了解本發(fā)明的目的、特征和效果。

附圖說明

圖1是現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列及其k空間示意圖；

圖2是本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施例的血管成像序列對(duì)應(yīng)的k空間示意圖；

圖3是基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列圖；

圖4是本發(fā)明的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像在橫截面方向的最大投影像；

圖5是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的血管圖像在橫截面方向的最大投影像；

圖6是圖4和圖5中血管“1”的對(duì)比度平均值和峰值圖；

圖7的條形圖是用于統(tǒng)計(jì)五個(gè)志愿者四個(gè)主要血管通過本發(fā)明的序列和傳統(tǒng)單回波序列下得到的CNR值；

圖8是基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像在橫截面方向的最大投影像(a)和其中的某個(gè)層面(b)；

圖9是通過現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像在橫截面方向的最大投影像(a)和其中的某個(gè)層面(b)；

圖10是現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的圖像中的血管“1”的CNR平均值和峰值；

圖11的條形圖是用于統(tǒng)計(jì)五個(gè)志愿者四個(gè)主要血管在通過本發(fā)明的序列和現(xiàn)有的雙回波序列得到的CNR值；

圖12是從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像(經(jīng)過兩次平均)；

圖13是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的血管圖像；

圖14是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和經(jīng)過平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的圖像中的血管“2”的CNR平均值和峰值；

圖15的條形圖是用于統(tǒng)計(jì)五個(gè)志愿者的四個(gè)主要血管在通過本發(fā)明的序列(經(jīng)過兩次平均)和傳統(tǒng)單回波序列得到的CNR值。

具體實(shí)施方式

如圖1所示，現(xiàn)有技術(shù)中的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列，以及對(duì)應(yīng)的k空間填充示意圖?；疑狞c(diǎn)代表第一個(gè)回波信號(hào)(采樣時(shí)刻在TE1)，其在k空間的位置由第一個(gè)回波前的選層相位編碼和相位編碼梯度決定。黑色的點(diǎn)代表第二個(gè)回波信號(hào)(采樣時(shí)刻在TE2)，其在k空間的位置由第二個(gè)回波信號(hào)前的所有相位編碼以及第一個(gè)回波前的選層相位編碼決定。

圖2為基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列對(duì)應(yīng)的k空間填充示意圖。在四個(gè)角落的的空心點(diǎn)不被采集，并且在重建時(shí)采用填零法來得到最終圖像。剩余的點(diǎn)根據(jù)其距離k空間中心的距離分為相等的兩部分?；疑狞c(diǎn)和黑色的點(diǎn)分別代表該相位編碼時(shí)對(duì)應(yīng)的回波信號(hào)在第一個(gè)回波時(shí)刻(TE1)和第二個(gè)回波時(shí)刻(TE2)被采集。

圖3為本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施例的血管成像雙回波序列。為了得到短TE，這里采用了非對(duì)稱射頻脈沖，部分回波采樣，以及最短持續(xù)時(shí)間的流動(dòng)補(bǔ)償梯度。除此之外，通過減少第一個(gè)回波前的選層方向的相位編碼面積，有效TE(TE1)減少。一個(gè)回歸梯度放在兩個(gè)回波的中間使得第二個(gè)回波也能進(jìn)行流動(dòng)補(bǔ)償。重新計(jì)算相位和選層相位編碼方向的梯度面積，灰色的梯度表示其梯度面積根據(jù)該采樣周期內(nèi)所對(duì)應(yīng)的k空間位置而改變。在傳統(tǒng)的單回波三維時(shí)間飛躍法血管成像序列基礎(chǔ)上添加額外的相位，選層相位方向的編碼。除此之外，在讀出方向第一個(gè)回波采集完后，通過一個(gè)回掃梯度，使得第二個(gè)讀出梯度和第一個(gè)讀出梯度在同一個(gè)方向，回掃梯度放置在兩個(gè)回波中心來實(shí)現(xiàn)第二個(gè)回波的流動(dòng)補(bǔ)償。兩個(gè)回波前的相位編碼都經(jīng)過重新計(jì)算從而正確地填充橢圓k空間。

為了證明不同序列之間的優(yōu)缺點(diǎn)，對(duì)三種不同的序列進(jìn)行數(shù)據(jù)采集得到的實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行比較。實(shí)驗(yàn)的平臺(tái)是基于上海聯(lián)影醫(yī)療科技有限公司的1.5T磁共振掃描機(jī)器。實(shí)驗(yàn)中使用了16通道的相位陣列組頭線圈，最大的梯度場是15.5mT/m，相對(duì)應(yīng)的爬坡時(shí)間是270us。所有的序列都采用相同的非對(duì)稱射頻脈沖，71％的部分回波采集。在傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列中的，回波時(shí)間TE為4.8ms。在傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列中，第一個(gè)回波時(shí)間(TE1)為4.8ms，而第二個(gè)回波時(shí)間(TE2)為11.8ms。在基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列中，第一個(gè)回波時(shí)間(TE1)為4.1ms，而第二個(gè)回波時(shí)間(TE2)為11.1ms。所有的TE都是在滿足當(dāng)前系統(tǒng)所能允許的最大梯度幅值和爬坡時(shí)間下所設(shè)定的最小值。其他的參數(shù)都保持一致，如：成像視野(FOV)的大小為220mm，選層方向分辨率是1mm，翻轉(zhuǎn)角為25度，重復(fù)時(shí)間(TR)是26ms，采樣帶寬是30kHZ。為了減少流入飽和效應(yīng)，所有的實(shí)驗(yàn)都采集了4個(gè)厚塊，每個(gè)厚塊的厚度為24mm，厚塊之間有25％的重疊。為了避免層選方向的信號(hào)卷繞，選層方向的成像寬度為28mm，大于所激發(fā)的厚塊寬度24mm。

圖像重建和后處理是通過matlab軟件實(shí)現(xiàn)。為了減少部分容積效應(yīng)，通過在k空間填零后進(jìn)行重建得到最終大小為256*256*256的三維圖像矩陣。最后為了定量的評(píng)估圖像，需對(duì)血管的對(duì)比度(CNR)進(jìn)行測量。

圖4是通過基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像。

圖5是通過傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的血管圖像。

圖6是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的圖像中的血管“1”的CNR平均值和峰值圖，其中叉號(hào)和菱形號(hào)分別代表傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，星號(hào)和圓圈分別代表傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值。

圖7的條形圖是用于統(tǒng)計(jì)五個(gè)志愿者四個(gè)主要血管在這兩種序列下的CNR值，其中每個(gè)血管分別對(duì)應(yīng)四根柱條，依次是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值。

從結(jié)果分析來看，對(duì)于大血管，例如血管“1”，“2”，基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR值高于傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的血管CNR值。而對(duì)于小血管的CNR值，例如血管“3”，“4”，由于高頻信號(hào)的回波時(shí)刻(TE)比較長，故其CNR值低于傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的血管CNR值。除此之外，由于雙回波相位調(diào)制引入的圖像模糊和偽影也可能會(huì)降低血管的CNR值。

總之，相比于傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列掃描，現(xiàn)有方法只需傳統(tǒng)方法39％的掃描時(shí)間，但是采集到的血管圖像表現(xiàn)出相似的CNR值。(TE縮短了0.7ms)

圖8是本發(fā)明的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像在橫截面方向的最大投影像(為了避免長時(shí)間掃描帶來的不準(zhǔn)確性，通過進(jìn)行兩兩測量進(jìn)行比較)。

在圖8(b)和圖9(b)中，可以很清楚地看到對(duì)于基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的圖像(圖8(b))，在圖中箭頭所標(biāo)志處的偽影減小了很多。圖11中進(jìn)一步比較了四個(gè)主要血管的CNR值。無論從直觀上看，還是定量地對(duì)血管進(jìn)行CNR測量，可以發(fā)現(xiàn)本方法不僅減少了大約22％的掃描時(shí)間，而且有效地減少偽影，提高了血管的CNR值。(TE縮短了0.7ms)

圖9是現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列在血管圖像在橫截面方向的最大投影像。

圖10是圖8和圖9中血管“1”的對(duì)比度平均值和峰值圖，其中叉號(hào)和菱形號(hào)分別代表現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，星號(hào)和圓圈分別代表現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值。

圖11是四個(gè)血管在這兩種雙回波序列下的對(duì)比度值柱狀圖，其中每個(gè)血管分別對(duì)應(yīng)四根柱條，依次是現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值。

為了進(jìn)一步比較基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列和傳統(tǒng)傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列，圖12和圖13分別給出了傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列所采集到的圖像和經(jīng)過兩次平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像。圖12經(jīng)過兩次平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的圖像，圖13是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列采集到的圖像。

圖14是圖12和圖13中血管“1”的對(duì)比度平均值和峰值圖，其中叉號(hào)和菱形號(hào)分別代表傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和經(jīng)過平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，星號(hào)和圓圈分別代表傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和經(jīng)過平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值；

圖15是四個(gè)血管在這兩種回波序列下的對(duì)比度值柱狀圖，其中每個(gè)血管分別對(duì)應(yīng)四根柱條，依次是傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和經(jīng)過平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR平均值，傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法血管成像單回波序列和經(jīng)過平均的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管CNR峰值。

圖14中的結(jié)果表明，對(duì)于大血管“1”，“2”，經(jīng)過兩次平均后的基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到血管的CNR值要遠(yuǎn)遠(yuǎn)高于傳統(tǒng)單回波采集到血管圖像，而對(duì)于小血管“3”，“4”，其CNR值也更高?？梢哉f，通過近似相同的時(shí)間(實(shí)際上時(shí)間仍然減少了傳統(tǒng)的方法的22％的掃描時(shí)間)，基于k空間的從外到內(nèi)橢圓中心軌跡的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列采集到的血管圖像不僅彌補(bǔ)了其雙回波調(diào)制帶來的小血管CNR值上的降低，而且很大幅度上提高了大血管的CNR值。

各個(gè)序列測得結(jié)果的總比較如下表所示：

上表給出了通過幾種不同序列采集得到的五個(gè)正常人的血管(上面提到的四個(gè)主要血管)總CNR平均值和峰值。將本方法與傳統(tǒng)單回波序列采集得到的結(jié)果進(jìn)行比較，其CNR的平均值和峰值都分別降低了只有2.5％和2％。而與現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列進(jìn)行比較，本方法的CNR的平均值和峰值則分別提高了10.9％和8.9％。當(dāng)將經(jīng)過兩次平均后的本方法與傳統(tǒng)的單回波序列進(jìn)行比較，本方法的CNR的平均值和峰值則分別提高了54.3％和56.4％。

本發(fā)明所述技術(shù)方案在這三點(diǎn)上得到很大的改善：

1.掃描時(shí)間上的減少：1)從k空間的邊緣開始采集，可以減少空掃(不進(jìn)行數(shù)據(jù)的采集，用于讓信號(hào)達(dá)到穩(wěn)態(tài))的使用。2)減少了對(duì)k空間邊緣四個(gè)角落信息的采集，進(jìn)一步節(jié)省了時(shí)間。

2.有效TE的縮短。1)本發(fā)明的雙回波填充方式中，根據(jù)距離k空間中心遠(yuǎn)近來分配兩個(gè)回波在k空間的位置，其中第一個(gè)回波在kz方向的最遠(yuǎn)位置對(duì)應(yīng)的點(diǎn)偏離k空間中心的距離變小，使得選層方向上的最大編碼梯度減少。在對(duì)選層方向進(jìn)行流動(dòng)補(bǔ)償計(jì)算時(shí)，由于選層方向上最大編碼梯度減少，從而減少第一個(gè)回波的回波時(shí)間(第一個(gè)回波時(shí)刻又稱為有效TE，該時(shí)刻采集的信號(hào)決定圖像的對(duì)比度和信噪比)。

3.偽影的減少。1)由現(xiàn)有技術(shù)的三維時(shí)間飛躍法血管成像雙回波序列(只在相位編碼方向上對(duì)k空間進(jìn)行分割)帶來的相位調(diào)制偽影，而本發(fā)明的k空間的填充方式(在相位編碼方向和選層相位編碼方向上分割)從而將偽影分散在兩個(gè)維度，減少偽影對(duì)圖像的影響。2)對(duì)于在三維TOF成像中，血流的脈動(dòng)會(huì)引起圖像的偽影，本發(fā)明所基于的從外到內(nèi)的橢圓中心軌跡，能1)消除了傳統(tǒng)采樣過程中引入的周期性相位錯(cuò)誤；2)對(duì)k空間中心附近的點(diǎn)的采集時(shí)間更加集中，使得有運(yùn)動(dòng)引起的的偽影最小化。

以上詳細(xì)描述了本發(fā)明的較佳具體實(shí)施例。應(yīng)當(dāng)理解，本領(lǐng)域的普通技術(shù)無需創(chuàng)造性勞動(dòng)就可以根據(jù)本發(fā)明的構(gòu)思作出諸多修改和變化。因此，凡本技術(shù)領(lǐng)域中技術(shù)人員依本發(fā)明的構(gòu)思在現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)上通過邏輯分析、推理或者有限的實(shí)驗(yàn)可以得到的技術(shù)方案，皆應(yīng)在由權(quán)利要求書所確定的保護(hù)范圍內(nèi)。