CN112114283A - 用于飞行时间磁共振血管造影中的背景抑制的***和方法 - Google Patents
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Abstract
本发明题为“用于飞行时间磁共振血管造影中的背景抑制的***和方法”。本发明公开了用于在飞行时间(TOF)磁共振血管造影(MRA)中抑制背景的***和方法。一种示例性方法包括通过在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率采集来获得第一TOF图像，通过在成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率采集来获得第二TOF图像，以及从第一TOF图像中减去第二TOF图像以获得减影TOF图像。对减影TOF图像执行后处理，诸如最大强度投影(MIP)。
Description
技术领域
本公开涉及磁共振成像(MRI)，并且更具体地，涉及飞行时间(TOF)磁共振血管造影(MRA)中的背景抑制。
背景技术
MRA使用MRI固有的运动敏感性来产生血管结构的图像。磁共振(MR)血管造影片是通过激励所选择的感兴趣的体积中的核并且检测该体积内的移动核与静止核之间的信号对比度来采集的。TOF是在头颈部脉管***成像中最广泛使用的MRA，它依靠流入补充以在流动血液和静止组织之间产生对比度。可以使用二维(2D)或三维(3D)采集来执行TOF。在2DTOF中，在垂直于被成像血管走向的平面中，相继获得作为堆叠的多个薄(例如，1mm至2mm厚的)切片。在3D TOF中，将射频(RF)激励施加于相对厚的块(slab)(例如，50mm厚)，并且从受激材料的整个体积中采集信号。MRA的结果通常是由顺序的2D部分或真实的3D数据组成的3D数据集。通过借助于最大强度投影(MIP)将信号映射到期望的视平面上来产生投影图像。MIP图像可以在任何期望的视平面中生成，并且提供脉管***几何结构的概观。
一般来讲，MRA旨在创建具有最大血管与背景对比度的图像，这可以通过抑制来自静态组织的背景信号而实现。在TOF MRA中，来自T1驰豫时间较短的组织(特别是脂肪)的高信号可能与来自流动血液的信号竞争，并妨碍TOF图像和MIP图像上远侧血管的可视化。一种方法是限制TOF图像中待包括在MIP后处理中的区域。例如，在TOF大脑图像中，从图像中手动切除头皮附近包含更多脂肪的层，然后在TOF图像的其余部分上执行MIP，使得可以实现更好的对比度。手动限制TOF图像中的区域可能要花费用户几分钟的时间。另一种方法是使用脂肪饱和度和/或磁化传递(MT)来抑制来自脂肪和其他静态物质的信号。然而，脂肪饱和度和MT可能使脉冲序列设计复杂化，延长扫描时间，并且可能对B0和B1不均匀性敏感。因此，通常需要用于TOF MRA中的背景抑制的改进的***和方法。
发明内容
在一个实施方案中，本公开提供了一种用于在TOF MRA中抑制背景的方法。该方法包括通过在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率采集来获得第一TOF图像，通过在成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率采集来获得第二TOF图像，以及获得表示第一TOF图像和第二TOF图像之间的差异的减影TOF图像。
在另一个实施方案中，本公开提供一种MRI***。该MRI***包括被配置为生成均匀纵向磁场的超导磁体、被配置为发射RF脉冲的射频(RF)线圈、被配置为生成梯度磁场的梯度线圈，以及耦接到RF线圈和梯度线圈的处理器。处理器被配置为控制RF线圈和梯度线圈以执行在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率飞行时间(TOF)采集，并且控制RF线圈和梯度线圈以执行在成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率TOF采集。
附图说明
通过阅读以下详细描述并且参考附图，可以更好地理解本公开的各个方面，其中：
图1是根据一个示例性实施方案的一种磁共振成像(MRI)***的示意图；
图2是根据一个示例性实施方案的3D TOF MRA中的背景抑制的示意图；
图3A是根据一个示例性实施方案的用于采集第一3D TOF图像的脉冲序列的示意图；
图3B是根据一个示例性实施方案的用于采集第二3D TOF图像的脉冲序列的示意图；
图4是根据一个示例性实施方案的从TOF图像生成MIP图像的示意图；
图5是根据一个示例性实施方案的通过本文所公开的方法获得的MIP图像和通过具有受限区域的常规方法获得的MIP图像的比较，并且
图6是根据一个示例性实施方案的用于在3D TOF MRA中抑制背景信号的方法的流程图。
这些附图示出了用于3D TOF MRA中的背景抑制的所描述的部件、***和方法的特定方面。连同以下描述，附图示出并且解释了本文描述的结构原理、方法和原理。在附图中，为了清楚起见，部件的厚度和尺寸可以被放大或以其他方式修改。没有示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作以避免模糊所描述的部件、***和方法的各方面。
具体实施方式
以下描述本公开的一个或多个具体实施方案以便提供透彻的理解。这些描述的实施方案仅仅是用于3D TOF MRA中的背景抑制的***和方法的示例。本领域技术人员将理解，在不脱离本公开的实质的情况下，可以在实施时修改实施方案中描述的具体细节。
当介绍本公开的各种实施方案的元件时，词语“一个”、“一种”和“该/所述”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“第一”、“第二”等不表示任何顺序、量或重要性，而是用于将一个元件与另一个元件区分开。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。如本文使用术语“连接到”、“耦接到”等，一个对象(例如，材料、元件、结构、构件等)可以连接到或耦接到另一个对象，而无论该一个对象是否直接连接或耦接到另一个对象，或者在该一个对象和另一个对象之间是否存在一个或多个介入对象。此外，应当理解，对本公开的“一个实施方案”或“实施方案”的引用不旨在被解释为排除也包含所引用特征的附加实施方案的存在。
总体上参考附图，本公开描述了用于3D TOF MRA中的背景抑制的***和方法。TOF依赖于在给定脉冲序列期间流入或流出成像体积的质子运动导致的纵向磁化强度随流量的变化。在3D TOF中，通过在切片选择方向上的第二相位编码过程，激励相对厚的一块组织，然后将其细分为薄的切片或分区。这样，与2D TOF相比，可以改善信噪比(SNR)。然而，SNR改善还施加于可以限制血管与背景对比度的背景组织。因此，3D TOF需要更好的背景信号抑制来将MIP图像中的小血管可视化。一种方法是限制待包括在MIP后处理中的TOF图像的区域，这涉及手动过程并且可能需要花费用户几分钟的时间来执行。另一种方法是使用脂肪饱和度和/或磁化传递(MT)来抑制来自脂肪和其他静态物质的信号。然而，脂肪饱和度和MT可能使脉冲序列设计复杂化，延长扫描时间，并且可能对B0和B1不均匀性敏感。
Chan等人引入了减影3D TOF MRA以消除高信号血肿。(“亚急性脑出血的三维飞行时间减影血管造影”，AJR Am J Roentgenol 2003；181:242-4)。在Chan所提出的方法中，在没有空间饱和带的情况下执行第一3D TOF采集。然后“使用相同的脉冲序列、成像参数和相同的切片位置执行第二3D TOF采集，不同之处在于添加了上、下空间饱和(即，预饱和)块”。然后从第二TOF MRA图像中减去第一TOF MRA图像。根据Chan所指出的，采集两组3D TOF MR血管造影片的扫描时间在10分钟至12分钟的范围内。长的扫描时间可进一步增加重合失调伪影的风险。因此，Chan建议教导患者用条带固定头部，并且最小化两次采集之间的时间间隔以便将患者移动最小化。Chan似乎强调，在两次3D TOF采集中使用相同的脉冲序列、相同的成像参数(包括相同的分辨率)和相同的切片位置非常重要。实际上，很难让患者在如此长的扫描时间内保持静止。因此，Chan的方法仅用于研究目的。商业产品仍然使用脂肪饱和度和MT来抑制背景信号。
在本公开的示例性方法中，获得两个TOF图像。第一TOF图像是通过高分辨率采集来获得的，其中在块的一侧上施加饱和带，并且针对该块对整个k空间进行采样。第二TOF图像是通过低分辨率采集来获得的，其中在块的两侧上施加两个饱和带，并且针对该块对部分k空间进行采样。第二TOF图像的扫描时间明显短于第一TOF图像的扫描时间。例如，高分辨率采集可能要花费几分钟(例如，3分钟)来执行，而低分辨率采集可能要花费几秒钟(例如，5至10秒)来采集。通过从第一TOF图像中减去第二TOF图像来获得减影TOF图像。因为第一TOF图像包括来自静态组织和流动血液两者的信号，而第二TOF图像包括仅来自静态组织的信号，所以来自静态组织的信号可以相互抵消，而来自流动血液的信号被保留在减影图像中。因此，可以抑制背景信号。在这种方法中，不需要额外的脂肪饱和度或MT脉冲。扫描时间的增加非常有限(例如，增加10％)，因为第二低分辨率TOF采集只需要几秒钟来执行。并且由于在减影TOF图像中很好地抑制了背景信号，所以可以直接在减影TOF图像上执行MIP，而不限制用于后处理的区域。
现在参考图1，示出了根据一个示例性实施方案的示例性MRI***100的示意图。MRI***100的操作由操作者工作站110控制，该操作者工作站包括输入设备114、控制面板116和显示器118。输入设备114可以是操纵杆、键盘、鼠标、轨迹球、触摸激活屏、语音控制或任何类似或等效的输入设备。控制面板116可以包括键盘、触摸激活屏、语音控制、按钮、滑块或任何类似或等效的控制设备。操作者工作站110耦接到计算机***120并且与之通信，该计算机***使得操作者能够控制显示器118上图像的产生和观看。计算机***120包括经由电和/或数据连接122彼此通信的多个部件。计算机***连接122可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。计算机***120可以包括中央处理单元(CPU)124、存储器126和图像处理器128。在一些实施方案中，图像处理器128可以由在CPU 124中实现的图像处理功能来替代。计算机***120可以连接到档案媒体设备、永久或备份存储器或网络。计算机***120耦接到单独的MRI***控制器130并且与之通信。
MRI***控制器130包括经由电和/或数据连接132彼此通信的一组部件。MRI***控制器连接132可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。MRI***控制器130可以包括CPU 131、与操作者工作站110通信的脉冲发生器/定序器133、收发器135、存储器137，以及阵列处理器139。在一些实施方案中，脉冲发生器/定序器133可以集成到MRI***100的共振组件140中。MRI***控制器130可以从操作者工作站110接收命令，以指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列。MRI***控制器130还耦接到梯度驱动器***150并且与之通信，该梯度驱动器***耦接到梯度线圈组件142，以在MRI扫描期间产生磁场梯度。
脉冲发生器/定序器133可还接收来自生理采集控制器155的数据，该生理采集控制器接收来自多个不同传感器的信号(诸如来自附接到患者的电极的心电图(ECG)信号)，这些传感器连接到经历MRI扫描的对象或患者170。并且最后，脉冲发生器/定序器133耦接到扫描室接口***145并且与之通信，该扫描室接口***从与共振组件140的状态相关联的各种传感器接收信号。扫描室接口***145还耦接到患者定位***147并且与之通信，该患者定位***发送和接收信号以控制患者台移动到所需位置进行MRI扫描。
MRI***控制器130向梯度驱动器***150提供梯度波形，该梯度驱动器***包括GX、GY和GZ放大器等。每个GX、GY和GZ梯度放大器都激励梯度线圈组件142中的对应梯度线圈，以产生用于在MRI扫描期间对MR信号空间编码的磁场梯度。梯度线圈组件142包括在共振组件140内，该共振组件还包括具有超导线圈144的超导磁体，该超导线圈在操作中提供贯穿圆柱形成像体积146的均匀纵向磁场B0，，该圆柱形成像体积由共振组件140包围。共振组件140还包括RF体线圈148，该RF体线圈在操作中提供横向磁场B1，该横向磁场在整个开放的圆柱形成像体积146中大致垂直于B0。共振组件140可还包括RF表面线圈149，其用于对经历MRI扫描的患者的不同解剖结构成像。RF体线圈148和RF表面线圈149可以被配置为在发射和接收模式、发射模式或接收模式下操作。
经历MRI扫描的对象或患者170可以定位在共振组件140的圆柱形成像体积146内。MRI***控制器130中的收发器135产生由RF放大器162放大的RF激励脉冲并且通过发射/接收开关(T/R开关)164提供给RF体线圈148。
如上所述，RF体线圈148和RF表面线圈149可以用于发射RF激励脉冲和/或接收来自经历MRI扫描的患者的所得MR信号。由经历MRI扫描的患者内的受激核发出的所得MR信号可以被RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且通过T/R开关164发送回前置放大器166。放大的MR信号在收发器135的接收器部分中被解调、滤波和数字化。T/R开关164可以由来自脉冲发生器/定序器133的信号控制，以在发射模式期间将RF放大器162电连接至RF体线圈148，并且在接收模式期间将前置放大器166连接至RF体线圈148。T/R开关164可还使得RF表面线圈149能够用于发射模式或接收模式。
由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收的所得MR信号被收发器135数字化并且被传送至MRI***控制器130中的存储器137。
当对应于所接收的MR信号的原始k空间数据阵列已经被采集并且临时存储在存储器137中，直到数据随后被变换以创建图像时，MR扫描完成。对于每个要重建的图像，该原始k空间数据被重新布置成单独的k空间数据阵列，并且这些单独的k空间数据阵列中的每一个被输入到阵列处理器139，该阵列处理器139操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。
阵列处理器139使用已知的变换方法，最常见的是傅立叶变换，以从接收的MR信号创建图像。这些图像被传送到计算机***120，在那里它们被存储在存储器126中。响应于从操作者工作站110接收到的命令，图像数据可以存档在长期存储器中，或者可以由图像处理器128进一步处理并且传送到操作者工作站110以在显示器118上呈现。
在各种实施方案中，计算机***120和MRI***控制器130的部件可以在相同计算机***或多个计算机***上实现。
参考图2，示出了根据一个示例性实施方案的3D TOF MRA中的背景抑制的示意图。采集两个TOF图像216和226。第一TOF图像216是通过在成像块(或成像体积)202的一侧上施加饱和带204并且针对成像块202对整个k空间214进行采样，通过高分辨率采集212来获得的。图3A示出了用于采集第一TOF图像216的示例性脉冲序列。
如图3A所示，脉冲序列包括饱和脉冲序列310和TOF采集脉冲序列320。在切片选择脉冲314存在的情况下，饱和度310施加90°的RF脉冲312，使得在成像块202上方的饱和带204内的核自旋被翻转到横向平面中。然后施加移相梯度(也称为扰流器)316和318以使横向磁化移相。因此，当静脉血液从饱和带204流入成像块202中时，核自旋已经饱和并且不给出信号。可以对每个重复时间(TR)周期施加饱和度310。
在饱和度310之后，TOF采集320在存在切片选择脉冲324的情况下施加RF激励脉冲322，使得成像块202内的核自旋被翻转。在一些实施方案中，RF激励脉冲322’的回转角由用户通过用户界面输入。然后，施加梯度脉冲325以沿切片选择的轴线(Z轴)进行切片编码，并且施加梯度脉冲326以沿相位编码的轴线(Y轴)进行相位编码。梯度脉冲325在扫描期间步进通过例如16个值，以在受激块202中分别编码16个切片。梯度脉冲326在扫描期间步进通过例如128个值，该数量对应于k空间中的采样的kY的数量。在预定相的读出梯度波瓣327之后，在读出梯度328期间采集许多样本(例如，128，对应于k空间中的采样的kX)。在一些实施方案中，可以在读出梯度328之后施加移相梯度329。
如上所述，在施加RF激励脉冲322之后，成像块202内的核自旋被翻转。在重复时间TR期间，成像块202内的至少一些受激血液被流入的血液替代，该流入的血液包括从204流出的静脉血液和从206流出的动脉血液。来自204的静脉血液也被饱和并且不给出信号。来自206的流入的动脉血液先前未经历过任何RF脉冲，并且自旋具有完整的纵向磁化。因此，在通过例如3D傅里叶变换重建的第一TOF图像216中，动脉血管相比静止组织和静脉血管具有更高的强度。
应当理解，图3A所示的示意性脉冲序列是用于说明而非进行限制。可以使用另一个适当的脉冲序列来采集第一TOF图像216。
重新参考图2，通过在成像块202的两侧上施加饱和带204和206并且对部分k空间224进行采样，通过低分辨率采集222来获得第二TOF图像226。图3B示出了用于采集第二TOF图像226的示例性脉冲序列。类似于图3A，在图3B中，脉冲序列包括饱和脉冲序列310’和TOF采集脉冲序列320’。在存在切片选择脉冲314’的情况下，饱和度310’施加90°的RF脉冲312’，使得核自旋在成像块202上方的饱和带204和成像块202下方的饱和带206内被翻转到横向平面中。RF脉冲312’具有两个频率中心和对应的带宽以分别覆盖饱和带204和206；而图3A中的RF脉冲312具有一个频率中心和带宽以仅覆盖带204。然后施加移相梯度316’和318’以使横向磁化移相。因此，当动脉血液和来自饱和带204的静脉血液流入成像体积202中时，核自旋已经饱和并且不给出信号。可以为每个重复时间(TR)周期施加饱和度310’。
在饱和度310’之后，TOF采集320’在存在切片选择脉冲324’的情况下施加RF激励脉冲322’，使得成像块202内的核自旋被翻转。在一些实施方案中，RF激励脉冲322’的回转角由用户通过用户界面输入。然后，施加梯度脉冲325’以沿切片选择的轴线(Z轴)进行切片编码，并且施加梯度脉冲326’以沿相位编码的轴线(Y轴)进行相位编码。梯度脉冲325’步进通过的值的数量少于梯度脉冲325步进通过的值的数量。梯度脉冲326’步进通过的值的数量少于梯度脉冲326步进通过的值的数量。这样，与第一采集212相比，在第二采集222中在k空间中对更少的kY和kZ进行采样。换句话讲，在第一采集212中对整个k空间(例如，214)进行采样，而在第二采集222中仅对k空间的中间(例如，224)进行采样。在预定相的读出梯度波瓣327’之后，在读出梯度328’期间采集许多样本。在一些实施方案中，对于第一采集和第二采集，沿频率编码方向(X轴)的样本数量可以相同，使得TR保持相同。在一些实施方案中，并非在TR期间采样的所有点都在图像重建中使用。在一些实施方案中，可以在读出梯度328’之后施加移相梯度329’。
与第一采集212相比，执行第二采集222所花费的时间要短得多。扫描时间与切片编码的数量乘以相位编码的数量成比例。例如，如果在第二次采集222中，切片编码的数量为4(与第一采集212中的16进行比较)，并且相位编码的数量为32(与第一采集212中的128进行比较)，则第二采集的时间可以短至第一采集的扫描时间的～1/16。如果执行高分辨率采集需要3分钟，则执行低分辨率图像可能需要约10秒。当不对k空间***处的高空间频率采样时，可保留右侧对比度，而数据中的细节可能会丢失。在重建中，未采样的k空间可以用零(0)值填充。
如上所述，在施加RF激励脉冲322’之后，成像体积202内的核自旋被翻转。在重复时间TR期间，成像202内的受激血液中的至少一些被从204流出的静脉血液和从206流出的动脉血液替代。来自204的静脉血液和来自206的动脉血液两者都被饱和并且不给出信号。因此，在由例如用零填充的3D傅里叶变换重建的第二TOF图像226中，动脉血液和静脉血管不给出信号，并且仅保留背景信号。
重新参考图2，通过从第一TOF图像216中减去第二TOF图像226来获得减影TOF图像230。因为未采样的k空间用零值填充，所以第二TOF图像226可以具有与第一TOF图像216相同数量的像素，并且可以逐个像素地(或者逐个体素地)减去。因为第一TOF图像216包括来自静止组织和动脉血液两者的信号，而第二TOF图像226包括仅来自静止组织的信号，所以在减影图像中静态组织的信号被相互抵消，并且仅保留动脉血液信息。这样，可以抑制背景信号。可以看出，在本文所公开的方法中不需要额外的脂肪饱和度或MT脉冲。扫描时间的增加非常有限(例如，增加10％)，因为第二低分辨率采集只需几秒钟来执行。
参考图4，示出了根据一个示例性实施方案的从TOF图像410和420生成MIP图像412和422的示意图。MIP是一种后处理方法，通过投射“射线”穿过2D或3D切片的堆叠并且检测最大像素值来产生投影图像。所得的MIP图像看起来类似于X射线血管造影片。图像410是由常规的3D TOF序列采集的TOF图像。脂肪411的层位于头皮附近，并且在410中示出为明亮区域。图像412是对应于410的MIP图像，其中扫描了三个块。由于脂肪411的存在，血管和背景之间的对比度不高。在图像420中，从图像410中手动切除脂肪，并且在TOF图像的其余部分上执行MIP以生成MIP图像422。可以看出，在420和422中，血管和背景之间的对比度相比410和420有所改善。
参考图5，示出了从如本文所公开的3D TOF减影方法获得的MIP图像510和通过具有受限体积的常规3D TOF MRA获得的MIP图像520的比较。可以看出，MIP图像510的对比度高于MIP图像520的对比度。与在520中相比，在510中可以更清楚地看到小血管515。这样，即使在后处理中具有受限区域，本文所公开的方法也比常规方法实现更好的背景抑制。
参考图6，示出了根据一个示例性实施方案的用于在3D TOF MRA中抑制背景信号的方法的流程图600。该方法可以由MRI***例如图1所示的MRI***100执行。在操作602处，通过在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率采集来获得第一TOF图像。在一些实施方案中，通过施加图3A所示的梯度回波脉冲序列来获得第一TOF图像，该梯度回波脉冲序列包括饱和脉冲序列和TOF采集脉冲序列。在存在切片选择脉冲的情况下，饱和度施加90°的RF脉冲，以将饱和带内的核自旋翻转到横向平面中。然后施加移相梯度(也称为扰流器)以使横向磁化移相。在一些实施方案中，静脉血液从饱和带流动至成像体积，而动脉血液沿相反方向流动。
在饱和度之后，TOF采集在存在切片选择脉冲的情况下将RF激励脉冲施加于成像块内的翻转核自旋。然后，施加梯度脉冲以沿切片选择的轴线(Z轴)进行切片编码，并且施加梯度脉冲以沿相位编码的轴线(Y轴)进行相位编码。这两个梯度脉冲以覆盖k空间中的整个kY和kZ轴线的方式步进。在切片选择和相位编码方向上的梯度脉冲的每种组合之后，将读出梯度施加于频率编码方向上的样本kX。可以通过3D傅里叶变换来重建第一TOF图像。在一些实施方案中，在第一TOF图像中，动脉血管具有比静止组织和静脉血管更高的强度。
在操作604处，通过在成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率采集来获得第二TOF图像。在一些实施方案中，通过施加图3B所示的梯度回波脉冲序列来获得第二TOF图像，该梯度回波脉冲序列包括饱和度和TOF采集。在存在切片选择脉冲的情况下，饱和度施加90°的RF脉冲，以将成像块两侧上的两个饱和带内的核自旋翻转到横向平面中。在第二采集的饱和度中的RF脉冲具有两个频率中心和对应的带宽以覆盖两个饱和带；而第一采集的饱和度中的RF脉冲具有一个频率中心和带宽以覆盖一个带。然后施加移相梯度以使横向磁化移相。这样，从两侧流动至成像体积的静脉血液和动脉血液两者被饱和并且将不给出信号。
在饱和度之后，TOF采集在存在切片选择脉冲的情况下将RF激励脉冲施加于成像体积内以使核自旋翻转。然后，施加梯度脉冲以沿切片选择的轴线(Z轴)进行切片编码，并且施加梯度脉冲以沿相位编码的轴线(Y轴)进行相位编码。这两个梯度脉冲以覆盖k空间中的kY和kZ轴线的一部分的方式步进。换句话讲，与第一采集相比，在第二采集中在k空间中对更少的kY和kZ进行采样。在一些实施方案中，仅对kY和kZ轴线的中间(即，较低的空间频率)进行采样(例如，kY和kZ轴线的中间的1/4处)。扫描时间与切片编码的数量乘以相位编码的数量成比例。在一些实施方案中，未采样的kY和kZ轴线可以用零(0)值填充。
在切片选择和相位编码方向上的梯度脉冲的每种组合之后，将读出梯度施加于频率编码方向上的样本kX。在一些实施方案中，对于第一采集和第二采集，沿频率编码方向(X轴)的样本数量相同，使得TR保持相同。这样，对于第一采集和第二采集，在每个TR中的血液流动行为基本上相同。可以通过用零填充的3D傅里叶变换来重建第二TOF图像。
在操作606处，获得减影TOF图像，该减影TOF图像表示第一TOF图像和第二TOF图像之间的差异。在一些实施方案中，减影TOF图像是通过从第一TOF图像中减去第二TOF图像来获得的。因为第二采集中的未采样的k空间用零值填充，所以第二TOF图像可以具有与第一TOF图像相同数量的像素(或体素)，并且可以逐个像素地(或者逐个体素地)减去。
在可选的操作608处，从减影TOF图像生成MIP图像。在一些实施方案中，通过投射“射线”穿过3D切片的堆叠并且检测最大像素值来产生MIP图像。所得的MIP图像可能看起来类似于X射线血管造影片。在一些实施方案中，TOF图像中具有高背景信号的区域可以被切除，并且可以在TOF图像的其余部分上执行MIP以生成MIP图像。
除了任何先前指示的修改之外，本领域技术人员可以在不脱离本描述的实质和范围的情况下设计出许多其他变型和替换布置，并且所附权利要求书旨在覆盖此类修改和布置。因此，尽管上面已经结合当前被认为是最实际和最优选的方面对信息进行了具体和详细的描述，但对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本文阐述的原理和概念的情况下，可以进行许多修改，包括但不限于形式、功能、操作方式和使用。同样，如本文所使用的，在所有方面，示例和实施方案仅意图是说明性的，并且不应以任何方式解释为限制性的。
Claims (20)
1.一种用于在飞行时间(TOF)磁共振血管造影(MRA)中抑制背景的方法，所述方法包括：
通过在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率采集来获得第一TOF图像；
通过在所述成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率采集来获得第二TOF图像；以及
获得表示所述第一TOF图像和所述第二TOF图像之间的差异的减影TOF图像。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括：
使所述成像块的一侧上的所述饱和带内的核自旋饱和；
针对所述成像块对整个k空间进行采样；以及
从采集的整个k空间数据重建所述第一TOF图像。
3.根据权利要求2所述的方法，其中静脉血液从所述饱和带流动至所述成像块，并且动脉血液沿相反方向流动。
4.根据权利要求2所述的方法，还包括：
使所述成像块的两侧上的所述两个饱和带内的核自旋饱和；
针对所述成像块对部分k空间进行采样；以及
从采集的部分k空间数据重建所述第二TOF图像。
5.根据权利要求4所述的方法，其中所述部分k空间在所述整个k空间的中间。
6.根据权利要求4所述的方法，还包括：
用零值填充未采样的k空间。
7.根据权利要求1所述的方法，其中用于所述低分辨率采集的时间是用于所述高分辨率采集的时间的约5％至10％。
8.根据权利要求1所述的方法，其中所述高分辨率采集的重复时间(TR)与所述低分辨率采集的TR相同。
9.根据权利要求1所述的方法，其中获得所述减影TOF图像包括从所述第一TOF图像中逐个像素或逐个体素地减去所述第二TOF图像。
10.根据权利要求1所述的方法，还包括：
从所述减影TOF图像生成最大强度投影(MIP)图像。
11.根据权利要求1所述的方法，其中所述TOF MRA为三维(3D)TOFMRA。
12.一种磁共振成像(MRI)***，包括：
超导磁体，所述超导磁体被配置为生成均匀纵向磁场；
射频(RF)线圈，所述RF线圈被配置为发射RF脉冲；
梯度线圈，所述梯度线圈被配置为用于生成梯度磁场；以及
处理器，所述处理器耦接到所述RF线圈和所述梯度线圈并且被配置为：
控制所述RF线圈和所述梯度线圈以执行在成像块的一侧上具有饱和带的高分辨率飞行时间(TOF)采集；以及
控制所述RF线圈和所述梯度线圈以执行在所述成像块的两侧上具有两个饱和带的低分辨率TOF采集。
13.根据权利要求12所述的MRI***，其中在所述高分辨率TOF采集中，所述处理器控制所述RF线圈和所述梯度线圈以：
使所述成像块的一侧上的所述饱和带内的核自旋饱和；以及
针对所述成像块对整个k空间进行采样。
14.根据权利要求13所述的MRI***，其中在所述低分辨率TOF采集中，所述处理器控制所述RF线圈和所述梯度线圈以：
使在所述成像块的两侧上的所述两个饱和带内的核自旋饱和；以及
针对所述成像块对部分k空间进行采样。
15.根据权利要求14所述的MRI***，其中所述部分k空间在所述整个k空间的中间。
16.根据权利要求12所述的MRI***，其中用于所述低分辨率采集的时间是用于所述高分辨率采集的时间的约5％至10％。
17.根据权利要求12所述的MRI***，其中所述高分辨率采集的重复时间(TR)与所述低分辨率采集的TR相同。
18.根据权利要求12所述的MRI***，其中所述处理器被进一步配置为：
从通过所述高分辨率采集采集的数据重建第一TOF图像；
从通过所述低分辨率采集采集的数据重建第二TOF图像；以及
生成减影TOF图像，所述减影TOF图像表示所述第一TOF图像和所述第二TOF图像之间的差异。
19.根据权利要求18所述的MRI***，其中所述处理器被进一步配置为：
用零值填充所述低分辨率采集中的未采样的k空间；以及
从所述第一TOF图像中逐个像素或逐个体素地减去所述第二TOF图像。
20.根据权利要求18所述的MRI***，其中所述处理器被进一步配置为：
从所述减影TOF图像生成最大强度投影(MIP)图像。
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