CN101836123A - 黑血稳态自由进动磁共振成像 - Google Patents

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Abstract

在一种成像方法中，应用周期性维持射频脉冲(α，-α)来维持成像区域中的稳态磁共振激励。在维持射频脉冲之间的选定间隔期间执行从所述成像区域中读出(66)成像数据。在维持射频脉冲之间的选定的其他间隔期间执行空间性选择血液信号抑制序列(62，62’)。所述血流抑制序列抑制与所述成像区域不同的抑制区域中的血液信号。所述血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。

Description

黑血稳态自由进动磁共振成像
技术领域
以下内容涉及在磁共振成像中标记运动组织以及稳态磁共振成像。具体参考应用平衡稳态自由进动(SSFP)数据获取技术的黑血磁共振成像进行了描述。然而，其在黑血稳态成像技术，例如：运用稳态获取的快速成像(FIESTA)、稳态进动快速成像(TrueFISP)、平衡快速场回波(BFFE)等中得到了越来越普遍的应用，并且还在应用稳态成像的磁共振血管造影中得到了越来越广泛的应用。
背景技术
由于提供了较高的信噪比以及较快的获取时间，平衡SSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE以及其他稳态磁共振成像技术得到了欢迎。在这些稳态相干序列中，一个重复时间(TR)内激励的磁化持续到下一个TR周期内，并由周期性施加的维持射频脉冲(例如：每个TR周期一个维持脉冲)增强以维持成像区域中的稳态磁共振激励。所有TR周期的磁化的维持促进了高激励翻转角的使用，这就增加了磁化横向分量的量值，从而增强了从稳态自旋中检测到的信号。
高翻转角的使用也导致相对于先前已经经历过成像过程的静态层内自旋，来自新入流运动自旋的高信号强度。例如：在热平衡下进入成像层的血液携带磁化，当受到高翻转角激励时，该磁化产生非常高的信号强度。当对研究血液占据的容积(如用于研究心室的功能性心脏成像情况下)感兴趣时，如此强的信号是有利的。然而，生成所谓的“黑血”图像是很困难的，在所述图像中，相对于来自稳态组织的信号，血液信号受到了抑制。黑血成像是有用的，因为其可以精确地表示血管内腔，以便检测血管狭窄、局部血小板聚集阻塞、动脉瘤以及其他血管疾病。
在一些黑血成像方法中，给患者施予磁性造影剂，该造影剂进入血流。选择磁性造影剂来抑制血液信号。然而，使用磁性造影剂是介入性的，最好采用不给患者施予造影剂的技术。
非介入黑血技术通常采用有效控制磁共振的反转脉冲、饱和脉冲、T2-预脉冲(prep pulse)或其他磁共振序列以抑制血液信号。由于稳态的维持在血液信号抑制序列期间被中断，这些技术通常难以与稳态成像技术共同使用。有效控制磁共振以达到黑血状态通常具有有害的副作用，该副作用干扰成像区域中稳态磁共振激励的维持。
Deimling在美国公开申请No.2005/0007112A1中公开了一种用于将稳态成像与用于黑血抑制的有效磁共振序列相结合的技术。在Deimling的技术中，修改了+α，-α，+α，-α，...形式的层选择性周期维持射频脉冲序列(其中α指脉冲的翻转角或顶椎角)，其中-α脉冲被空间非选择性射频脉冲-α取代。成像区域内的组织经历了该稳态维持序列+α，-α，+α，-α，...，而成像区域外的组织经历了序列-α，-α，-α，-α，...，后一序列抑制了包括血液信号在内的来自成像区域外组织的信号。
然而，Deimling的方法有一定缺陷。空间非选择性射频脉冲-α名义上有翻转角-α。但实际上，对于+α脉冲，翻转角会在激励体积中随空间而改变。这会引起稳态不稳定以及图像质量下降。此外，在延展体积中由空间非选择性脉冲-α激励的自旋会持续并将伪影投射到图像中。偏共振自旋，例如外部体积中的脂肪，可能不会受到该技术的有效抑制，再一次导致将伪影投射到图像中。Deimling技术的另外一个缺陷为其不提供方向性血液信号抑制。这样，该技术不能够，例如，在没有对流入成像区域的静脉血液进行伴随抑制的情况下选择性抑制流入该成像区域的动脉血液，反之亦然。
本申请提出了一种新的经改良的方法和设备，该方法和设备克服了上述提到的问题以及其他问题。
发明内容
根据一方面，公开了一种成像方法。施加周期性维持射频脉冲以维持成像区域中的稳态磁共振激励。在维持射频脉冲之间的选定间隔期间执行从成像区域读出成像数据。在维持射频脉冲之间的选定的其他间隔期间执行空间选择性血液信号抑制序列。血液信号抑制序列抑制与所述成像区域不同的抑制区域中的血液信号。所述血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩(zeroeth moment)施加的磁场梯度。
根据另一方面，公开了一种设备，用于执行前述段落中提出的成像方法。
根据另一方面，公开了一种磁共振成像系统。主磁体至少在成像区域内生成静态磁场。梯度生成系统至少在所述成像区域内将选定磁场梯度叠加到该静态磁场上。射频系统包括至少一个布置成向所述成像区域发射射频脉冲并从该成像区域接收磁共振信号的射频线圈。重建处理器重建接收到的磁共振信号以形成重建图像。序列控制器根据本发明内容第一段所述的成像方法控制梯度生成系统和磁共振激励系统。
根据另一方面，公开了一种成像系统。提供了用于施加周期维持射频脉冲以维持成像区域中稳态磁共振激励的装置。提供了用于执行在维持射频脉冲之间的选定间隔期间从所述成像区域读出成像数据的装置。提供了用于执行在维持射频脉冲之间的选定的其他间隔期间的空间选择性血液信号抑制序列的装置，该血液信号抑制序列抑制与所述成像区域不同的抑制区域中的血液信号，所述血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
根据另一方面，公开了一种成像方法。执行配置为对成像区域成像的稳态磁共振成像序列。在该执行过程中，用空间选择性运动组织变更序列取代所述稳态磁共振成像序列的选定读出部分，该空间选择性运动组织变更序列配置成改变运动组织经过其运动到成像区域中的变更区域中的所述运动组织的信号，所述运动组织变更序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
根据另一方面，公开了一种用于执行前述段落提出的成像方法的设备。
一个优势在于在稳态成像中以降低的图像伪影和提高的图像质量标记血液或其他运动组织。
另一个优势在于兼容多种稳态成像技术，以及兼容有效控制磁共振以抑制血液信号的多种磁共振序列。
另一个优势在于提供黑血稳态成像技术，在该技术中可调整血液信号抑制量以考虑到血液流动速度和其他因素。
另一个优势在于能够在没有对来自流入成像区域的动脉血液的信号进行抑制的情况下选择性地抑制来自流入该成像区域的静脉血液的信号，或相反的情况。这使得所述公开技术能够生成静脉造影或动脉造影，或二者均可。
另外，本领域技术人员在阅读并了解下列详细描述后会体会到本发明的其他优势。
附图说明
本发明可用多个组件以及组件的布置、多个步骤以及步骤的安排实现。附图只是为了说明优选实施例而不应解释为限制本发明。
图1以图表的形式示出了配置为执行黑血稳态磁共振成像的磁共振成像系统；
图2以图表的形式示出了用于整合血液信号抑制序列与稳态成像序列的方法，在该方法中，血液信号抑制序列与读出序列的比为1：1；
图3以图表的形式示出了用于整合血液信号抑制序列与稳态成像序列的方法，在该方法中，血液信号抑制序列与读出序列的比为1：2；
图4以图表的形式示出了用于整合血液信号抑制序列与稳态成像序列的方法，在该方法中，血液信号抑制序列与读出序列的比为1：3；
图5示出了图2中部分成像序列的示例性脉冲序列；
图6示出了图5中脉冲序列的血液信号抑制序列分量，其中标记出了选定磁场梯度的时间-积分面积；
图7示出了标记出选定磁场梯度时间-积分面积的另一个血液信号抑制序列，该序列中施加了更大的破坏(crusher)或失相(dephasing)磁场梯度。
具体执行方式
参考图1，磁共振扫描器10包括扫描器外壳12，该外壳包括膛14或用于容纳患者或其他物体16的其他容纳区域。置于扫描器外壳12中的主磁体20由主磁体控制器22控制以至少在膛14的一个感兴趣区域中生成主B0磁场。尽管可应用阻抗式磁体、永磁体或其他类型的主磁体，但通常，主磁体20是由低温护罩(cryoshrouding)24包绕着的超导型永磁体。
磁场梯度线圈28布置在外壳12之内或之上以至少在感兴趣区域中将选定磁场梯度叠加到主磁场上。通常，所述磁场梯度线圈包括用于产生三个正交磁场梯度，例如X梯度、Y梯度和Z梯度的线圈。全身射频线圈30任意地置于外壳12中，如图所示，或者置于扫描器10的膛14中，以注入B1射频激励脉冲并接收所激励的磁共振信号。另外地或选择性地，可用一个或多个局部线圈或线圈阵列(未显示)激励和/或接收磁共振。
在磁共振数据获取期间，如图所示，射频发射器36耦合到全身射频线圈30，或耦合到局部线圈或线圈阵列，以在置于膛14中的物体的感兴趣区域内生成磁共振信号。磁场梯度控制器38操纵所述磁场梯度线圈28来对所生成的磁共振进行空间定位、空间编码或其他操作。在所述磁共振读出相位期间，如图所示耦合到线圈30，或耦合到局部线圈或线圈阵列的射频接收器40接收磁共振信号样本并将其存储于数据缓冲器42中。接收到的磁共振样本由重建控制器44使用傅立叶变换重建算法、反投影重建算法或与所述磁共振信号样本的空间编码相适合的其他重建算法来生成重建图像，该重建图像存储于图像存储器46中。
用户界面50向医师、放射线学者或其他用户显示重建图像或其他经过处理的数据表示。在图1示出的示例性实施例中，用户界面50也用扫描器控制器54与用户交互以控制磁共振扫描器10。在其他实施例中，可提供单独的扫描器控制界面。对于黑血稳态成像，稳态成像序列60(例如平衡SSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE等等)与配置为抑制来自血液的共振响应的血液信号抑制序列62整合，以产生由扫描器控制器54执行的黑血稳态序列64。
应该认识到，附图中所示各组件可以多种不同方式加以整合。例如：如果用户界面50是计算机，则重建处理器44、扫描器控制器54、数据存储器42、46、60、62或其他组件可作为软件部件、非易失性存储单元、处理器、总的来说计算机可编程介质等，与用户界面50任选地整合。
参考图2，概括描述了将稳态成像序列60与血液信号抑制序列62进行整合。所述稳态成像序列60包括+α，-α，+α，-α，...形式(其中，α表示该脉冲的翻转角)的周期性维持射频脉冲序列，该序列维持成像区域中的稳态磁共振激励。尽管没有图示说明，可以预期的是，在到期望的稳态激励之前以更有效地提升自旋系统的“启动”序列将+α，-α，+α，-α，...维持脉冲启动。可选地，通过在足够的时间间隔上施加+α，-α，+α，-α，...脉冲，达到稳态激励。在启动部分期间，通常不获取成像数据。
一旦在常规稳态磁共振序列中达到稳态激励，就在维持射频脉冲之间的间隔期间执行用于从成像区域读取成像数据的读出子序列66。然而，在黑血稳态序列64中，稳态成像序列60中每隔一个读出子序列就被血液信号抑制序列62的一个实例所取代。如下面将要描述的，血液信号抑制序列62配置成用于抑制与成像区域不同的抑制区域中的血液信号。所述血液信号抑制序列62有一定限制条件，该限制条件确保所述血液信号抑制序列提供足够的血液信号抑制，而不会再反过来影响成像区域中稳态磁共振激励的维持。这些限制条件包括确保血液信号抑制序列62基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
继续参考图2，并进一步参考图3和图4，用血液信号抑制序列62取代选定读出子序列由于所述被取代的读出子序列的丢失而使得整体成像数据获取较慢。对于图2的黑血稳态序列64，由于每间隔一个的读出子序列被取代(即：血液信号抑制序列62与读出序列的比是1：1)，与未改变的稳态成像序列60相比，数据获取速度降低了50％。另一方面，图3示出了不同的黑血稳态序列64’，在该序列中，每三个读出子序列中只有一个被血液信号抑制序列62取代(即：血液信号抑制序列62与读出序列的比是1：2)；从而，对于黑血稳态序列64’来说，数据获取速度仅降低了33％。图4示出了不同的黑血稳态序列64”，其中，每四个读出子序列中只有一个被血液信号抑制序列62取代(即：血液信号抑制序列62与读出序列的比是1：3)；从而，对于黑血稳态序列64”来说，数据获取速度仅降低了25％。
从而，随着血液抑制序列62取代的读出子序列部分的减少，成像数据获取速度提高了。然而，如果血液信号抑制序列62取代的读出子序列的部分太小，那么，血液信号抑制的效果就被折衷了。从而，可在成像数据获取速度和血液信号抑制量之间进行折衷。对于快速流动的血液，应该经常施加血液信号抑制序列62。在此类情况下，可采用血液信号抑制序列62与读出序列的高比值(例如10：1)，以提供足够的血液信号抑制。相反，如果血流缓慢，那么可较少施加血液信号抑制序列62以提高成像数据获取速度。在此类情况下，可采用血液信号抑制序列62与读出序列的低比值(例如1：10)，以在维持高成像数据获取速度的同时提供充足的血液信号抑制。可根据需要在整个成像序列中施加抑制序列，而不必以固定的比值。
参考图5，示出了图2中用于黑血稳态序列64的一部分脉冲序列。在图5的脉冲序列中，稳态成像序列60是平衡稳态自由进动(SSFP)序列；然而，也可使用SSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE或其他稳态磁共振成像序列。血液信号抑制序列62采用与层选择性磁场梯度(G抑制)共同施加的射频脉冲(RF抑制)。也可以考虑其他区域选择性梯度组合。RF抑制脉冲可有基本上任意的幅度和形状，且可包括两个或更多的射频脉冲，但应该对该RF抑制脉冲进行选择以提供足够的翻转角同时适合在维持射频脉冲之间的时间间隔内。除非使用厚层块，否则具有较高时间-带宽乘积的脉冲可能需要过长时间来施加。如图5所示，有一定数量的波瓣的射频脉冲RF抑 制将提供对抑制区域内静态自旋的一些有益破坏(crushing)。任选地，以类似于在扰相梯度回波序列(SPGR)中使用的方式的RF扰相(spoiling)方式增加RF抑制脉冲相位，例如在血液信号抑制序列62的连续施加之间进行线性或二次相位增加以降低与抑制区域中静态自旋相干的电位。
层选择性梯度(slice selective gradient)G抑制适当地选择抑制区域作为层块或层，尽管可考虑其他形状的抑制区域。选择层选择性梯度G抑制的幅度和持续时间使之与RF抑制脉冲的时间-带宽乘积相适应。在一些实施例中，对于时间-带宽乘积为大约50拉德，或大约8秒·赫兹的RF抑制脉冲，以及对于5厘米的抑制层块，层选择性磁场梯度G抑制的持续时间大约为3毫秒。层选择性磁场梯度G抑制的幅度可以相当小，其持续时间可以为，例如大约1到5毫秒。在图5的实施例中，在维持射频脉冲α和-α期间，层选择性磁场梯度G抑制与所述成像层选择梯度施加的Gα极性相反。
自施加层选择性磁场梯度G抑制会引起血液信号抑制序列，该序列有非零磁矩施加的磁场梯度。作为补偿，可在RF抑制脉冲的时间区域之外施加与层选择性磁场梯度G抑制具有等同和相反时间-积分面积(即：极性相反)的磁场梯度。因为未调节层选择性磁场梯度G抑制以将成像层置于磁共振频率下，所以成像区域中的自旋没有受到RF抑制脉冲的影响。此外，通过用具有等同和相反时间-积分面积的另一磁共振梯度对层选择性磁场梯度G抑制进行补偿，从而消除整体施加的磁场梯度的零阶磁矩，成像区域内的相位增加归零，从而血液信号抑制序列的磁场梯度对成像区域无影响。通常，可在层选择性磁场梯度G抑制之前或之后及时施加补偿磁场梯度，或者可将补偿磁场梯度分成在层选择性磁场梯度G抑制之前或之后施加的多个部分。关于对稳态激励进行维持平衡，重要的方面是在血液信号抑制序列62期间基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
血液信号抑制序列62的另一个潜在不利影响与该抑制区域的静态自旋有关。如果这些静态自旋保持相干，它们就会继续产生磁共振信号，该信号可在从成像区域获取的图像中呈现为伪影。实际上，这些自旋也经历了平衡序列，从而可在时间-积分面积消除至零的任意时间重聚焦。然而，如果适当破坏，抑制区域中的静态自旋仍然保持失相，使得该自旋在非相干状态进行图像读出时不产生净信号。所施加的用于对层选择性磁场梯度G抑制进行有益补偿的磁场梯度也有利地提供对抑制区域中一些静态自旋的破坏。然而，通过在抑制区域的每个成像元素内引入大的相位扭曲以进一步使这些自旋失相并确保信号完全消除，增加额外的破坏梯度面积是有益的。增加更多面积增加了这些自旋的零阶磁矩，使之更有效地失相。如果使用类似于SPGR中使用的方式的RF扰相方式，那么，可达到进一步的抑制效果。
从而，进一步参考图5，在层选择性磁场梯度G抑制之后及时施加破坏或失相磁场梯度(GSK)。破坏梯度GSK的时间-积分面积与层选择性磁场梯度G抑制相反并且更大，从而基本上没有为血液信号抑制序列62提供零阶磁矩施加的磁场梯度。在层选择性磁场梯度G抑制之前施加预卷绕磁场梯度(prewinder magnetic field gradient)(GSP)。在血液信号抑制序列62中，预卷绕磁场梯度GSP与和前述-α射频脉冲相关的平衡磁场梯度进行整合。为了维持基本消除的对于血液信号抑制序列62的零阶磁矩施加的磁场梯度，磁场梯度的整个时间-积分面积应该基本为零，即：A(Gsp)+A(G抑制)+A(GSK)≈0，其中A(...)指时间-积分面积。
参考图6，示出了血液信号抑制序列62的磁场梯度的合适确定方法。层选择性磁场梯度G抑制的时间-积分面积的量值用“B”表示，而所需的破坏磁场梯度GSK的时间-积分面积的量值用“A”表示。选择后一面积A使之与和稳态维持α射频脉冲相关的平衡磁场梯度的时间-积分面积的一半相同。从而，预卷绕磁场梯度Gsp的时间-积分面积为-A+B，并如所示与和前述-α射频脉冲相关的面积+A的平衡磁场梯度进行适当整合。从而，整个序列中施加的磁场梯度的总零阶磁矩为A(Gα)+A(GSP)+A(G抑制)+A(Gsκ)+A(Gα)＝(A)+(-A+B)+(-B)+(-A)+(A)＝0。
参考图7，示出了经改变的血液信号抑制序列62’。所述血液信号抑制序列62’针对血液信号抑制序列62进行改变，因为破坏磁场梯度GSK有更大的时间-积分面积-A+C。之后，预卷绕磁场梯度GSP有时间-积分面积-A+B+C，并再次如所示与和前述-α射频脉冲相关的面积-A的平衡磁场梯度进行适当整合。从而，维持和抑制序列的整个组合中所施加的磁场梯度的总零阶磁矩为A(Gα)+A(GSP)+A(G抑制)+A(Gsκ)+A(Gα)＝A+(-A+B+C)+(-B)+(-A-C)+A＝0。可以选择面积分量“C”以提供在抑制区域中静态自旋破坏的期望量值，同时维持基本消除的血液信号抑制序列62’的零阶磁矩施加的磁场梯度。
在图5-7的序列中，在层选择性方向施加破坏磁场梯度和相应的预卷绕梯度，该层选择性方向还用于选择成像和抑制区域作为层。然而，还可在一个或多个方向上施加破坏磁场梯度以及相应的预卷绕梯度，而不是在层选择方向或者除层选择方向之外。
抑制区域与成像区域不同。一些实施例中不同的抑制区域可与成像区域部分重叠或相交。在这种情况下，来自成像区域的磁共振信号将在该重叠区域或相交区域发生扰乱，该图像可包含由于该扰乱引起的伪影。然而，除非感兴趣的器官或组织落入该重叠或相交区域，否则该扰乱是无害的，在感兴趣的器官或组织落入该重叠或相交区域的情况下，可对抑制体积再定位以消除伪影。
另一个用于进一步降低来自抑制序列中静态自旋的信号作用的方法就是交替改变抑制层块选择、破坏以及任意破坏补偿梯度G抑制、GSK、GSP的极性。这样做应该提供与周期性重聚焦相对的更强的破坏，因为将在血液信号抑制序列的重复之间对破坏梯度面积求和而非消除。
平衡稳态成像序列消除了对层选择磁场梯度的零阶和第一磁矩。所施加的层选择磁场梯度是时间-对称的、面积-平衡的波形。图5和图6的血液信号抑制序列62消除了零阶磁矩，但第一磁矩并没有完全消除。然而，因为梯度连续地切换极性，第一磁矩残余量很少，且只能够影响成像区域内平面内运动的自旋。可选地，可将另外的磁场梯度波瓣并入抑制序列，从而对磁场梯度进行调整以基本上消除第一磁矩。图7中的血液信号抑制序列62’的第一磁矩大于血液信号抑制序列62，这是由于额外的“C”面积分量引入了额外的不对称性。可以在破坏磁场梯度的量值(从而来自抑制区域中静态自旋信号的抑制)和第一磁矩与消除的第一磁矩状态的偏差间进行折衷。
在另一种方法中，可通过将RF抑制射频脉冲变为时间逆转自重聚焦脉冲实现抑制区域中静态自旋的一些或全部破坏。通常，层选择性射频脉冲由随后的磁场重聚焦梯度重聚焦，该重聚焦梯度移除了在贯穿各层方向上感应出的线性相位。然而，例如在Roberts等人发表于《磁共振杂志》(Journalof Magnetic Resonance)B系列(1993)，第101卷78-82页的文章“A SimpleMethod for the Construction of 180degree Refocusing RF Pulses for Use InNuclear Magnetic Resonance Imaging”中曾提出了自重聚焦射频脉冲。自重聚焦射频脉冲提供了对降低或消除了随后的重聚焦磁场梯度脉冲的磁化的重聚焦。然而，时间-逆转自重聚焦射频脉冲有相反的作用：其增加由贯穿各层方向上的自旋增加的相位的量值。这类似于破坏梯度GSK的作用。从而，在一些实施例中，RF抑制射频脉冲是在抑制区域中提供至少一些静态自旋破坏的时间逆转自重聚焦脉冲。在这些实施例中，该破坏梯度GSK可在量值上减少，或者任意地完全消除。然而，应该在层选择性G抑制磁场梯度之前和/或之后施加补偿磁场梯度以确保血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
从抑制区域流动到成像区域的血流的运动自旋中血液信号的抑制或非相干程度取决于许多因素，例如在抑制区域所花费的时间量(涉及血液流动速度)、抑制翻转角以及抑制频率(例如，通过如图2-4中所讨论的血液信号抑制序列62与读出序列的比进行量化)。成像区域的厚度也是要考虑的因素。当存在于抑制区域中时，由引起基本失相信号的血液信号抑制序列62给予运动自旋大的相位扭曲。该相位扭曲随层或层块选择方向而变化。对于那些没有合计达相干信号的自旋，在运动自旋进入成像层的“团块”中有至少2π的失相。
如果自旋流动很快，那么对来自运动自旋的信号的抑制要迅速发生，需要使用血液信号抑制序列62与读出序列的高比值，和/或使用较高的翻转角以更好地抑制血液信号。在一些实施例中，血液信号抑制在2-4个RF抑制周期中发生。例如，如果TR＝3ms，18毫秒后施加三个抑制脉冲(假设每隔一个TR施加RF抑制，如图2)。如果将直径10厘米的层块用作抑制区域，那么，为了在三个激励抑制周期中达到90％的信号抑制，该自旋应在该10厘米的抑制区域中持续18毫秒，并采用62°抑制翻转角。同样地，该自旋运动速度应小于～0.55厘米/毫秒。另外，如果该自旋受到了三个周期的抑制，如果没有进行SPGR，那么剩余磁化的幅度正比于cos3(抑制翻转角)，如果进行了SPGR，该幅度会更小。例如，如果使用60°脉冲，那么，在三个激励周期之后离开抑制区域的信号将有其初始量值大约12％的量值。如果使用75°脉冲，那么现有自旋将为其初始磁化的2％。从而，可调节施加RF抑制脉冲的频率和激励翻转角到在血液中的已知速度。通常，运动自旋所经历的RF抑制脉冲越多，血液信号抑制就越好。
血液信号抑制序列的所针对的抑制区域的大小可不同，范围从一个薄层到一个宽层块。在一些实施例中，RF抑制激励是绝热(半传热)激励，该激励提供了具有相对较小且容易消除的磁场梯度的基本血液信号抑制。此处公开的黑血稳态成像序列适用于二维和三维成像，还适用于笛卡尔、螺旋、放射k-空间或其他采样方式。
此处公开的黑血稳态成像序列适用于通过将抑制区域相对于成像区域适当放置来获取黑血动脉造影、黑血静脉造影以及混合黑血脉管系统成像。对于动脉造影，应布置抑制区域以抑制流入成像区域的动脉血流。对于静脉造影，应布置抑制区域以抑制流入成像区域的静脉血流。通常，静脉造影的抑制区域和动脉造影的抑制区域位于成像区域大致相对的两边。例如，用轴向层对腿部成像中，静脉造影抑制层比成像层更靠近脚部，而动脉造影抑制层比成像层更远离脚部。通过向动脉造影抑制层和静脉造影抑制层(例如：在维持射频脉冲之间的不同间隔内)施加血液信号抑制序列，可获得混合黑血脉管系统图像。可选地，静脉造影和动脉造影可在获取后处理中进行结合以生成混合黑血脉管系统图像。
对于血管壁成像，黑血稳态成像序列适合用于从血液中去除高亮信号，以进行高清晰的血管壁成像。在外周血管造影装置中，黑血稳态成像序列与未改变的稳态成像序列结合，通过从未改变的图像中减去黑血图像来生成血管图像。此外，静脉和动脉脉管系统的血管造影可通过在不同获取中来自不同方向的抑制流获得。如果二者都被抑制，那么就能获得来自血液的具有消除信号的图像。另外，可以预期的是，调节血液信号抑制序列施加至不同区域的频率，这取决于血液流过那些区域的速度有多快。即使血液信号抑制未完成，后一种方法也会起作用，正如两个图像相减会产生血管造影图像，因为在通常的稳态成像中，血液信号比来自其他组织的信号要高得多。
在心脏功能成像(电影(cine)装置)中，抑制区域可包括肺，肺，抑制来自在肺内经过氧化的血液的自旋，降低心脏左心房和心室中血液的信号强度。类似地，如果该抑制区域包括下腔和上腔静脉，右心房和心室可被黑血电影方式捕获。该方法的有意义之处在于它允许以黑血方式获取用于功能分析的十分常用的稳态成像电影。
在冠状动脉成像装置中，抑制区域可包括心脏的左心室，使得在心脏收缩射血期间离开心室的血液受到抑制。之后，进入冠状动脉口的血液信号强度降低，并可以以不受干扰的方式获取。假定运动自旋在抑制区域中花费的时间足够长以经历由连续RF抑制脉冲产生的多重激励，如果更加经常性地施加血液信号抑制序列，就会被进一步抑制运动自旋。然而，可应用较高翻转角以不经常施加血液信号抑制序列，从而提高成像数据获取效率。
本发明结合优选实施例进行描述。通过阅读并理解以上的详细描述可进行修改和改变。本发明包括所有这类修改和改变，这类修改和改变仍然落入附属权利要求或其对等形式的保护范围。

Claims (23)

1.以上描述了所述优选实施例，本发明现提出如下权利要求：
1、一种成像方法，包括：
施加周期性维持射频脉冲(α，-α)以维持成像区域中的稳态磁共振激励；
在维持射频脉冲之间的选定间隔期间执行从所述成像区域中读出(66)成像数据；以及
在维持射频脉冲之间的选定的其他间隔期间执行空间选择性血液信号抑制序列(62，62’)，所述血液信号抑制序列抑制与所述成像区域不同的抑制区域中的血液信号，所述血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
2.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述血液信号抑制序列(62)基本上没有第一磁矩施加的磁场梯度。
3.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述血液信号抑制序列(62，62’)包括：
空间选择性射频激励(RF抑制)，其针对所述抑制区域并采用空间选择磁场梯度(G抑制)；增加在连续选定的其他间隔中施加的所述空间选择性射频激励的相位，以引起RF扰相。
4.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述血液信号抑制序列(62，62’)包括：
空间选择性射频激励(RF抑制)，其针对所述抑制区域并采用空间选择磁场梯度(G抑制)；以及
失相磁场梯度(GSK)，其具有的时间-积分面积与所述空间选择磁场梯度的面积相等或相反。
5.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述血液信号抑制序列包括：
(i)补偿磁场梯度(GSP)，其后为(ii)空间选择性射频激励(RF抑制)，其针对所述抑制区域并采用空间选择磁场梯度(G抑制)，所述空间选择磁场梯度之后为(iii)失相磁场梯度(GSK)；所述补偿磁场梯度、所述失相磁场梯度以及所述空间选择磁场梯度的组合时间-积分面积基本等于零。
6.如权利要求5所述的成像方法，其中，所述补偿磁场梯度(GSP)与和前述周期性维持射频脉冲(α，-α)相关的平衡磁场梯度整合。
7.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述血液信号抑制序列(62，62’)包括：
时间逆转的自聚焦空间选择性射频脉冲(RF抑制)。
8.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述抑制区域置于静脉血流相对于所述成像区域的上游。
9.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述抑制区域置于动脉血流相对于所述成像区域的上游。
10.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述抑制区域包括置于静脉血流相对于所述成像区域的上游的静脉抑制区域部分，以及置于动脉血流相对于所述成像区域的上游的动脉抑制区域部分。
11.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述选定间隔与所述选定的其他间隔的比在1：10和10：1之间。
12.如权利要求1所述的成像方法，其中，所述成像区域包括至少一条腿的一部分、至少一条胳膊的一部分、至少一个肺的一部分或心脏的一部分。
13.如权利要求1所述的成像方法，还包括：
随时间重复所述施加和执行操作以获取电影时间序列。
14.一种设备(10)，用于执行如权利要求1所述的成像方法。
15.一种磁共振成像系统，包括：
主磁体(20)，其至少在成像区域中生成静态磁场；
梯度生成系统(28、38)，其至少在所述成像区域中将选定磁场梯度叠加到所述静态磁场上；
射频系统(30、36、40)，包括布置成向所述成像区域发射射频脉冲并从所述成像区域接收磁共振信号的至少一个射频线圈(30)；
重建处理器(44)，其重建所述接收到的磁共振信号以形成重建图像；以及
序列控制器(54)，其根据权利要求1所述的成像方法控制所述梯度生成系统和磁共振激励系统。
16.一种成像系统，包括：
装置(28、30、36、38、54)，用于施加周期性维持射频脉冲(α，-α)以维持成像区域中的稳态磁共振激励；
装置(28、30、38、40、54)，用于在维持射频脉冲之间的选定间隔期间执行从所述成像区域中读出(66)成像数据；以及
装置(28、30、36、38、54)，用于在维持射频脉冲之间的选定的其他间隔期间执行空间选择性血液信号抑制序列(62、62’)，所述血液信号抑制序列抑制与所述成像区域不同的抑制区域中的血液信号，所述血液信号抑制序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
17.一种成像方法，包括：
执行配置为对成像区域成像的稳态磁共振成像序列(60)；以及
在所述执行操作期间，用空间选择性运动组织信号变更序列(62、62’)取代所述稳态磁共振成像序列的选定读出部分(66)，所述空间选择性运动组织信号变更序列配置成改变经过其所述运动组织运动到所述成像区域的运动组织变更区域中的所述运动组织的信号，所述运动组织信号变更序列基本上没有零阶磁矩施加的磁场梯度。
18.如权利要求17所述的成像方法，其中，所述运动组织变更序列(62)也基本上没有第一磁矩施加的磁场梯度。
19.如权利要求17所述的成像方法，其中，所述运动组织变更序列(62、62’)包括：
空间选择性射频激励(RF抑制)，其针对所述变更区域并采用空间选择磁场梯度(G抑制)；增加所述连续施加的空间选择性射频激励的相位，以引起RF扰相。
20.如权利要求17所述的成像方法，其中，所述运动组织变更序列(62、62’)包括：
(i)补偿磁场梯度(GSP)，其后为(ii)空间选择性射频激励(RF抑制)，其针对所述变更区域并采用空间选择磁场梯度(G抑制)，所述空间选择磁场梯度之后为(iii)失相磁场梯度(GSK)；所述补偿磁场梯度、所述失相磁场梯度以及所述空间选择磁场梯度的组合时间-积分面积基本等于零。
21.如权利要求17所述的成像方法，其中，所述运动组织变更序列(62、62’)包括：
时间逆转的自聚焦空间选择性射频脉冲(RF抑制)。
22.如权利要求17所述的成像方法，其中，所述运动组织包括流动的血液，并且所述变更包括对来自所述流动血液的磁共振信号的抑制。
23.一种设备(10)，用于执行如权利要求17所述的成像方法。
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