技术领域
[0001] 本
发明是一种使用血液的动脉自旋标记（Arterial Spin Label）作为内源性示踪剂和利用多相平衡稳态自由进动（Multiphase Balanced Steady State Free Precession, b-SSFP）读取序列来实现4D时间分辨动态磁共振血管成像的方法。
背景技术
[0002] 通过评估体内血管动态流量模式可以对某些临床适应症进行检测和诊断，如狭窄闭塞
疾病，动静脉畸形和
动脉瘤。
[0003] 目前动脉数字减影
血管造影（DSA）是通过高时间及空间分辨影像获取脑部血液循环和其他脉管系统是否存在病灶的参考标准，但该方法需在
电离辐射（X光）下成像，且需注射含碘
造影剂，存在辐射暴露及过敏等
风险。
[0004] 另一
现有技术对比增强动态扫描
磁共振成像技术（CE-dMRA）也被广泛使用。该技术在静态的3-D对比增强MRA技术之上还可提供时间上的信息。但CE-dMRA时间
分辨率一般在“秒”这一数量级，且需要静脉注射造影剂，需在检查过程中利用团注技术来定义通过时间。在目前阶段，所注射造影剂一般使用钆增强对比剂，这类造影剂已被发现可能在多次检查后在脑内蓄积，美国FDA已经发出警告：为减少钆蓄积的风险，医生考虑应限制钆对比剂的使用。
[0005] 上述两技术均在获取血液动
力学定量信息上存在困难。例如，对于动静脉畸形（AVM）这一适应症，为了正确显示血流模型以及血管的解剖结构，
采样的
帧速率需要大于1帧/秒，且分辨率需大于1mm，这两点DSA/CE-dMRA技术目前还很难实现。
[0006] 非对比增强磁共振血管造影技术试图降低采集时间，
扫描仪局限性，操作人员技术程度不同，和肾功能不全患者使用造影剂的问题。然而，以往的解决方案通常通过缩短采样时间及减少造影剂注射剂量，增加空间分辨率等方法来实现，但这样的方法牺牲了
信噪比（SNR），并降低了图像
质量。
[0007] 因此，需要从提高空间分辨以显示血管结构，以及提高
时间分辨率增强血液流动模型这两方面来改进磁共振血管造影技术对脑血管病症的检查和诊断，并降低甚至消除注射造影剂及
电离辐射暴露带来的不良影响。
发明内容
[0008] 有鉴于此，本发明提供了一种4D时间分辨动态磁共振血管成像的方法，满足了上述的需求。
[0009] 本发明提供了一种MR脉冲序列和后处理
算法，可用于将动态血流量
可视化，并且可以定量获得包括血流量、血容量以及平均通过时间等血液动力参数，且无需使用X光或造影剂。
[0010] 本发明中无创4D时间分辨动态MRA方法通常由动脉自旋标记（ASL）的标记序列结合多实时成像
相位平衡稳态自由进动（bSSFP）读取序列来实现。包括以下步骤：（1）利用动脉自旋标记脉冲对动脉血液中的
水分子进行
磁性标记，将其作为内源性示踪剂。
[0011] （2）对标记团注在较高的空间（ 1 mm3）及时间（50-100 ms）分辨率下进行连续采~样。
[0012] （3）利用所采集数据重构以形成一组磁共振成像。
[0013] 步骤（1）中，自旋标记脉冲可以是脉冲式自旋标记脉冲，连续式自旋标记脉冲，伪连续自旋标记脉冲，或速度选择自旋标记脉冲。
[0014] 步骤（2）中，采样所使用的序列是SSFP序列，该序列由可变翻转
角和笛卡尔或非笛卡尔取样策略实现。
[0015] 步骤（2）可在步骤（1）实施后立即施加，或步骤（2）在步骤（1）实施后某个特定的延迟时间后施加。
[0016] 步骤（3）中，对被测血管结构中的某段流入血液进行标记，用本发明所示方法即可获得标记图像，若不标记则获得控制图像，两者对比形成的减影即可获得被测区域的结构信息。
[0017] 步骤（3）包括使用了快速成像技术，以及延长标记团注过程，因此具有较高的时间分辨率（在50-100ms这一数量级），能够在与以往技术相同的时间内实现重复扫描。对比现有的成像方法，使用这两种方法能够提高成像速度，时间、空间分辨率以及信噪比，从而得到更好的成像结果。
[0018] 本发明方法通过调整步骤（1）与步骤（2）之间的延迟时间，可研究不同血管结构，如动脉，毛细血管，静脉等。
[0019] 本发明可提供具有高时间分辨率和空间分辨率的4D动态血流量信息，以及多个血液动力定量参数，如血流量，血容量及平均通过时间。
[0020] 图像的后处理需要将同一范围或相位的标记图像与控制图像形成减影。这一系列减影图像可延轴向，箭形，冠状或延某一角度得到可视化影像。该技术可以灵活使用，一方面可以使动态磁共振血管造影（dMRA）有数字减影血管造影（DSA）类似程度的高分辨率图像，也可以降低分辨率提供与MRI灌注成像分辨率类似的低分辨率微血管图像。
[0021] 在体现本发明的具体实施方案中，是以黄金角度视图增量方式进行动态径向采集来实现4D dMRA方法的。该方法在可追溯
动态图像重建上具有高效性和灵活性。在另一个体现本发明的具体实施方案中，利用3D星形堆积黄金角度径向采集联合时间过滤策略（k-space加权图像对比）来实现高分辨4D dMRA，这种方法具有较高的时间和空间分辨率，且信噪比高，时间精确度高。
[0022] 一方面，本发明为磁共振血管造影技术提供了可显示血管结构的高空间分辨率，并为可视化动态血液流型提供了高时间分辨率。
[0023] 另一方面，本发明提供了一种无创且无需使用电离辐射（X-ray）或注射碘化造影剂的磁共振成像方法。
附图说明
[0024] 图1是本发明中无创4D时间分辨动态磁共振血管成像方法的
流程图。
[0025] 图2是无延迟时间的可变4D dMRA脉冲图。
[0026] 图3是多团注PASL dMRA脉冲序列示意图。
[0027] 图4是本发明一个
实施例中利用动态黄金角度采集和k-space加权成像对比（K-Space Weighted Imaging Contrast, KWIC）技术的4D dMRA脉冲序列图。具体实施方案
[0029] 据图示进行详细说明，本发明中几个具有说明性磁共振成像方法的具体实施方案均采用图1和图4所显示的序列。在实际使用过程中，具体的实施方法会根据特定步骤、序列、器官结构的变化而变化其脉冲的结构细节，但基本概念不变。该方法中的步骤仅仅是典型步骤，会根据不同的实施目的使用部分步骤或以不同顺序使用。
[0030] 图1是无创4D时间分辨动态磁共振血管成像的流程图。这种方法可以在传统的磁共振成像设备中
磁场均匀的成像区域（即一般受试者接受测试的区域）来实现。
[0031] 在图1的模
块12，动脉血液通过自旋标记过程进行了磁标记成为了内源性示踪剂。优先使用速度选择动脉自旋标记方法。脉冲自旋标记方法存在信噪比低的问题，伪连续标记方法虽可提高4D dMRA的信噪比，但是此种方法会延长扫描时间，且动脉流入的部分初始相位会被抵消。
[0032] 通过使用多点dMRA技术为提高图像质量，增强动态血液流量可视化的
时间窗口。该技术的原理是：当自旋标记产生后，通过SSFP方法施加π/2 脉冲产生的磁化矢量能够被暂存在z轴方向。利用图3所示的序列可以施加另外的π/2 脉冲以重新进行SSFP方法。通过施加一系列不连续的反相脉冲，多点dMRA能够产生多个被延长的团注，较单点dMRA显著提高了信噪比。伪连续ASL较dMRA技术缺失了少部分动脉血流相位，可用来作为对比。
[0033] 基于dMRA的多点脉冲ASL技术可以提高血管畸形情况下引流静脉的可视化程度。但由于受试者的动脉血液存在动脉输入功能和动脉通过时间的不确定性，此种方法也存在一定的
缺陷。在体内实验中，动脉输入功能可以由多点dMRA技术获得，因而本发明采用的多点dMRA技术可以与多点ASL灌注技术联合使用。
[0034] 如图2所示的4D dMRA脉冲序列18，在ASL标记脉冲后跟随着一组多相位SSFP读取序列。平衡稳态自由进动脉冲（bSSFP）序列包括TrueFISP，Balanced-FFE，FIESTA，以及Ture SSFP序列。多相位bSSFP读取序列可以在ASL标记脉冲施加后立即施加（如图2的序列18）。ASL标记序列和读取序列之间的延迟时间可以根据所研究的不同的血管结构进行调整。
[0035] 如图1，一旦区域12所示的标记完成，区域14标记点即开始采样。区域14的针对自旋标记进行的
图像采集时间通过快速采集技术达到了最大化。4D dMRA的快速成像方法包括沿径向的笛卡尔采样及沿螺旋方向的非笛卡尔采样。
[0036] 笛卡尔及非笛卡尔采样可以与平行成像联合使用。平行成像是一种可以缩短扫描时间的成像方法，其原理是利用扫描仪线圈表面排列的几何特点来缩短扫描时间。每一个线圈在同一个相位排列时间接收数据（即“平行”）。平行成像包含有灵敏度编码技术（SENSE）、广义动自校正平行采样技术（GRAPPA）。其他的一些平行成像技术包括空间排列和灵敏度编码技术（ASSET），笛卡尔采样自动校正重建技术（ARC），集成平行采样技术（IPAT），以及平行成像设计快速采样技术（RAPID）。
[0037] 提高4-D成像的成像速度的方法可以使用可变采样速率。对于不同空间
频率的k-space数据，使用可变采样速率不会明显降低时间信息的精确度。图像共享可以有效降低扫描时间，其原理是在一段连续的时间范围内，低频k-space数据比高频k-space数据更新的更频繁。图像共享可以与椭圆中心编码，keyhole，局部傅里叶变换或平行成像的方法联合使用，以进一步提高图像的成像效率以及时间、空间分辨率。
[0038] 在本发明所的具体实施过程中，图1中区域16所示的是利用动态黄金角度径向采集的4D dMRA和k-space加权图像对比（K-Space Weighted Imaging Contrast KWIC）所得到的重建图像。如图4所示的脉冲序列，随后的径,向轮廓被黄金角度（111.246°）所区分，该角度是径向MRI进行图像重建最优化的角度。对于4D dMRA，这种采样方式可以根据所需要的空间/时间分辨率灵活调整视窗的大小，从而提升sliding窗口的重建。
[0039] 在图1的区域16，使用KWIC技术以获得图像，中心k-space（该参数决定图像的
对比度）在某种特定研究条件所需要的时间范围内（Ti-1,Ti）由径向视图来取样获得，而外围的k-space则在邻近的时间范围内进行径向视图取样（类似视图共享）。KWIC同样可以与平行成像技术联合使用。
[0040] 径向dMRA联合KWIC最值得关注的特点是与空间/时间分辨率相关的信息均可非常灵活的重现及优化。例如，神经外科医生可以根据个人选择，先看在所有角度进行径向采样，具有高空间分辨率的静态MRA，随后再看在一定时间范围内的具有时间分辨率的dMRA图像。
[0041] 此方法已由径向dMRA（
加速系数为10，成像时间1分钟）与标准笛卡尔采样（成像时间10分钟）进行了对比。在针对大脑动脉（MCA）所研究的区域实施实验的时间过程中，径向dMRA图像未显出时间上
波动。同时，因为心脏的搏动，笛卡尔方法获得图像存在重影的问题，但径向dMRA图像则不存在这个问题。高质量dMRA图像可在较高的时间分辨率下，排除时间波动的影响，利用远小于标准笛卡尔采样的采样时间的来获得。
[0042] 延长标记点以及使用快速成像技术使得利用4D dMRA建立定量示踪动力学模型成为可能。4D dMRA技术一个显著的特点是血流的纵向磁化矢量在多相位SSFP扫描的过程中得到了保存。已经观察到在动脉的多相位SSFP ASL
信号与单相位ASL信号完全一致，且没有明显的饱和效应。饱和效应仅仅在血流速度明显缓慢的组织及毛细血管中出现，这些标记
位置的T2/T1比较低，该现象已被布洛赫方程模拟证实。
[0043] 因此，标准的示踪动力学模型可以用于预估脑部血液体积（CBV），脑部血液流量（CBF）以及平均通过时间（MTT）。
[0044] CBV =∫C(t)dt/∫Ca(t)dtC(t) = CBF • Ca(t)⊗R(t)
MTT = CBV/CBF
其中Ca(t)是动脉中自旋标记的浓度，C(t)是动脉中自旋标记在
像素（Pixel）里的浓度，R(t)是驻留函数。
[0045] 具体来说，C(t)=M(t)W(t)et/T1 blood，Ca(t)=Ma(t)W(t)et/T1blood，其中Ma(t)是动脉测量信号，M(t)是每一个像素的动脉测量信号，W(t)是翻转角带来的影响的加权系数。Ma(t)值可以通过动脉测量，也可根据标记的持续时间及效率推算。脑部血液流量（CBF）可以用奇异值分解（SVD）进行去卷积或在频率域进行除法的方法获得。基于上述步骤被测物的血管多参数血液动力学图像即可快速获取。
[0046] 因此，4-D动态流量信息以及通过计算获得的可体现血液动力学参数的图像能够对定向外科手术的提供重要参考。这种方法还可将动态血流信息可视化，量化血液动力学参数的改变，从而应用于fMRI的研究领域。
[0047] 以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何
修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
