專利名稱：用于建立磁共振血管造影圖像的方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種用于建立檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法和為此的MR設備。
背景技術：
對于借助磁共振斷層造影(MRT)的血管的顯示，一方面使用對檢查對象注射造影齊U、檢測造影劑在身體中的擴散的方法。此外還公知沒有造影劑工作的血管造影技術，其中使用流動的自旋對MR信號的影響。在該沒有造影劑工作的MR血管造影技術中，除了別的之外，利用所謂的自旋標簽技術、即自旋的標記工作。在此將切片形狀的體積，該體積包含了待顯示的血管，借助切片選擇的飽和脈沖來標記。該體積形成飽和體積，該飽和體積通過入射一個或多個HF飽和脈沖而被激勵。
“飽和脈沖”的稱謂在以下一般地用作對于為了磁性地標記飽和體積而被采用的脈沖的稱謂?？梢允牵灰欢ū仨毷蔷哂?0度激勵角的脈沖，其與所謂的擾相梯度(Spoilergradient)組合可以直接導致體積的飽和?！帮柡兔}沖”的稱謂事實上應當精確地表示另一種脈沖，所述脈沖例如在后面的時刻導致磁化飽和，如具有180度目標翻轉(zhuǎn)角的反轉(zhuǎn)脈沖那樣。在激勵飽和體積中的自旋之后，在反轉(zhuǎn)時間TI之后采集自旋，其中這樣選擇反轉(zhuǎn)時間，使得反轉(zhuǎn)的自旋在信號采集中理想地對總信號不提供信號。通過供血血管從飽和體積的外部流入到體積中的自旋與在信號拍攝中飽和的自旋相比具有高的信號強度，這然后被用于建立MR血管造影圖像。然而在具有小的心輸出量的檢查對象或具有緩慢的血流的區(qū)域的情況下，難以充分地利用新鮮的未飽和的流入的血液充滿感興趣的血管樹，特別是當反轉(zhuǎn)時間短的時候。由此新鮮的未飽和的自旋沒有到達的血管樹的那些部分在產(chǎn)生的MR血管造影圖像中保持暗。從飽和的體積流入到血管樹的那些血液由于前面的反轉(zhuǎn)而幾乎不產(chǎn)生信號并且由此縮短血管樹的在MR血管造影圖像內(nèi)可見的部分的長度。為了在具有小的心輸出量的患者的情況下也能夠確保盡可能整個血管樹直到血管結(jié)構(gòu)的外圍分支的可見性，嘗試將飽和的體積和未飽和的體積之間的邊界面盡可能密集地與待檢查的血管樹相鄰。

發(fā)明內(nèi)容
由此本發(fā)明要解決的技術問題是，改善特別是在具有小的心輸出量的患者的情況下MR血管造影圖像的質(zhì)量。按照本發(fā)明的第一方面，提供一種用于建立檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中檢查區(qū)域中的自旋通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和并且其中該自旋在用于建立MR血管造影圖像的接下來的MR信號拍攝中具有比如下的自旋更小的信號強度，所述自旋由主動脈經(jīng)過供血動脈流入到檢查區(qū)域中并且沒有通過至少一個HF飽和脈沖而飽和并且由此相對于飽和的自旋具有明顯更高的信號強度。按照本發(fā)明的一個方面，此時確定飽和體積，所述飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和，以便能夠顯示在檢查區(qū)域中的血管結(jié)構(gòu)。按照本發(fā)明這樣確定飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支的高度上沒有位于飽和體積中。然后可以通過使用確定的飽和體積來建立MR血管造影圖像。在本發(fā)明中已經(jīng)認識到，圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支的高度上，當其未飽和時，不一定具有干擾的信號分量。由此可以將圍繞主動脈的該區(qū)域從飽和中去除。然而這一點意味著，未通過飽和脈沖而飽和的流動的自旋的分量，可以更靠近真正感興趣的血管結(jié)構(gòu)。由此未飽和地流入檢查區(qū)域中的自旋的信號分量被提高，這反映在在待顯示的血管結(jié)構(gòu)的血管中的改善的信號強度。按照本發(fā)明，由此血管樹直到外圍的分支的可見性即使在具有小的心輸出量的患者情況下也得到提高。已經(jīng)認識到，位于供血動脈的分支高度的血管結(jié)構(gòu)的片段不一定必須包含在飽和體積中，因為包圍的組織在沒有飽和的情況下在對于建立MR血管造影圖像的實際的信號拍攝中也不提供明顯亮的信號分量。在另一種實施方式中可以在確定飽和體積之前檢查，圍繞在供血動脈的分支高度上的主動脈的組織是否在MR血管造影圖像中具有比飽和的自旋明顯提高的信號強度。如 果否，則該區(qū)域可以如上所述從飽和體積中留出。這一點意味著，在該實施方式中在最終確定飽和體積之前檢查，在供血動脈的分支高度上的組織的飽和是否是完全必要的。如果是必要的，則包圍的組織應當包含在飽和體積中。如果否，即，如果圍繞主動脈的組織未飽和地不提供比否則的話位于檢查區(qū)域中的飽和的自旋明顯更高的信號份額，則該圍繞主動脈的組織的飽和是不必要的。在另一種實施方式中還可以在檢查區(qū)域內(nèi)部識別信號組織，該信號組織當其沒有位于飽和體積中時在MR血管造影圖像中具有相對于飽和的自旋強烈提高的信號強度。然后這樣確定飽和體積，使得飽和體積基本上限于圍繞該信號組織的區(qū)域。在本申請中信號組織指檢查區(qū)域內(nèi)的組織，該組織當其沒有被飽和時，在MR血管造影圖像的拍攝時具有干擾的高信號分量。信號組織當其沒有被飽和時在MR血管造影圖像中與血管類似地提供高的信號，由此影響MR血管造影圖像中實際的血管的可見性。在這種MR血管造影技術中所有的自旋，除了在血管中的自旋，應當在信號拍攝中具有低的信號，由此在MR血管造影圖像中達到在亮的血管和暗的背景信號之間的好的對比度。在另一個實施方式中可以由兩個分離的部分飽和體積組合得到飽和體積。該兩個分離的部分飽和體積此時可以這樣定位，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在分支的高度上沒有位于飽和體積中。本發(fā)明的應用可能性在于建立雙腎的MR血管造影圖像。在此大動脈在各個腎動脈的分支高度上不需要包含在飽和體積中。由此未飽和自旋的分量在腎動脈附近被放大，從而總體上改善血管結(jié)構(gòu)的顯示，因為未飽和的血管可以深入更小的腎動脈中直到接通下一個飽和脈沖。在本發(fā)明的對于建立腎臟MR血管造影圖像的應用中，此時也可以這樣選擇兩個分離的部分飽和體積，使得選擇兩個傾斜的部分飽和體積，其覆蓋腎臟本身，然而不覆蓋在各個腎動脈分支高度上的大動脈。此外可以這樣選擇這兩個部分飽和體積，使得心臟不包含在這兩個部分飽和體積中。優(yōu)選應當避免在心臟內(nèi)部自旋的飽和，因為否則流入大動脈的自旋在其流入飽和體積中之前已經(jīng)飽和。在另一個實施方式中還可以將飽和體積基本上限于檢查區(qū)域中容納了這兩個腎的體積。這意味著，飽和體積可以特別地限于檢查區(qū)域中的體積，該體積容納了檢查區(qū)域中的這兩個腎。為了飽和體積內(nèi)部自旋的飽和，例如可以使用二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖。利用該空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖可以將自旋僅在空間上有限的目標體積中反轉(zhuǎn)并且由此飽和。還可以在使用多個發(fā)送信道的情況下利用并行的發(fā)送技術組合二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖的使用。在使用具有多個信道的并行發(fā)送技術的情況下還可以改進空間有限的飽和體積的選擇。此外可以通過圖像后處理技術自動地識別檢查區(qū)域，其中，自動地根據(jù)識別的檢查區(qū)域確定飽和體積。例如，如果借助圖像后處理技術將檢查區(qū)域作為腎的區(qū)域識別，則可以這樣構(gòu)造系統(tǒng)，使得存儲信息，即，在此大動脈的飽和在腎動脈分支的區(qū)域中不必被飽和，從而飽和體積可以自動地與之一致。
為了計算二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖，可以以計算激勵視野或激勵K空間為基礎，這樣選擇所述計算激勵視野或激勵k空間，使得在檢查對象中飽和體積的相應的尺寸僅覆蓋這兩個部分飽和體積中的一個，并且飽和體積的邊緣位于這兩個部分體積之間的中間。由此可以在時間上更短地構(gòu)造飽和脈沖。此外對于檢查圍繞的組織是否是干擾的可以進行MR測量，該MR測量關于時間流程和成像序列的構(gòu)造來說基本上相應于血管造影測量，但其中位置分辨率被降低或者替代三維測量進行二維測量。優(yōu)選這樣選擇該預測量，使得其可以在20秒和30秒之間的時間段中被拍攝。一個例子是具有反轉(zhuǎn)脈沖的所謂的二維Trufi序列。本發(fā)明還涉及一種用于如上所述拍攝MR血管造影圖像的MR設備，具有用于入射至少一個HF飽和脈沖的HF控制單元和用于計算飽和脈沖的單元，其中該單元這樣確定飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支高度上不位于飽和體積中。
此外還設置了 MR圖像拍攝單元，其在使用確定的飽和體積的條件下拍攝MR血管造影圖像。


以下在參考附圖的情況下詳細解釋本發(fā)明。附圖中圖I示意性示出了 MR設備，利用該MR設備可以拍攝具有改善的血管結(jié)構(gòu)顯示的MR血管造影圖像，圖2示出了具有用于按照本發(fā)明產(chǎn)生MR血管造影圖像的步驟的流程圖，圖3示意性示出了按照現(xiàn)有技術和按照本發(fā)明的飽和體積的位置，圖4示出兩個空間上劃界的部分飽和體積的示意性位置的實施例，以及圖5示出了腎臟中兩個空間上劃界的飽和體積的位置的另一個例子。
具體實施例方式圖I示意性示出了 MR設備，利用所述MR設備可以拍攝具有改善的血管樹顯示的MR血管造影圖像。MR設備具有用于產(chǎn)生極化場Btl的磁體10。位于臥榻11上的檢查對象12被推入磁體10中，其中在檢查對象中產(chǎn)生的磁化通過入射高頻脈沖從平衡位置翻轉(zhuǎn)，其中在入射HF脈沖之后出現(xiàn)的降級過程(Relegationsprozess)利用未示出的線圈來檢測。為了對檢測的信號進行位置編碼此外通過梯度線圈施加磁場梯度，以便實現(xiàn)檢測的共振頻率的位置依賴性。如何可以通過入射的HF脈沖的序列和磁場梯度的接通產(chǎn)生并且讀出信號的一般方法是專業(yè)人員公知的并且在此不詳細解釋。MR設備還具有中央控制單元13，利用該中央控制單元控制MR設備。中央控制單元具有用于控制入射的HF脈沖的HF控制單元14。此外設置操作單元，利用該操作單元用戶可以圖形地規(guī)定飽和體積，該飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而應當飽和。此外設置用于計算飽和體積的單元，該單元根據(jù)圖形的規(guī)定來確定飽和體積，對于血管結(jié)構(gòu)的顯示，該飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和。輸入單元利用圖I中的附圖標記15表示。用于計算飽和脈沖的單元一般地稱為計算單元16。中央控制單元13還具有用于控制磁場梯度的接通的梯度控制單元17。圖像拍攝單元18根據(jù)選擇的成像序列控制入射的HF脈沖的和使用的梯度的流程。這一點意味著，圖像拍攝單元除了別的之外控制HF控制單元14和梯度控制單元17。在通過未示出的線圈檢測MR信號之后，MR信號可以如一般公知的那樣被換算成MR圖像并且在顯示器19上顯示。如結(jié)合圖2至5將詳細解釋的那樣，圖I示出的MR設備能夠在具有小的心輸出量 的檢查對象的情況下在MR血管造影測量中也詳細顯示血管結(jié)構(gòu)。在此處使用的血管造影技術中，布置在檢查區(qū)域中的自旋通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和。飽和體積在此通常由MR設備的用戶來選擇。圖3示意性示出了飽和體積30，該飽和體積由操作人員按照現(xiàn)有技術選擇，以便進行雙腎的MR血管造影測量。飽和體積30在此可以由操作人員置于事先建立的概覽圖上。在圖3的左圖示出的按照現(xiàn)有技術的實施方式中，大動脈31中的自旋的大部分也一起飽和，如在這兩個腎動脈32中的自旋一樣。在圖3的中間的圖和圖3的右圖此時示出了本發(fā)明的實施方式。如在圖3的中間的圖中可以看出的，此時飽和體積通過兩個分開的部分飽和體積35a和35b代替，它們也將腎臟中的組織飽和。然而可以看出，大動脈直到腎動脈的分支沒有包含在飽和體積中。同樣不是整個腎動脈包含在飽和體積35a或35b中。圖3中在中間示出的例子中選擇兩個傾斜重疊的部分飽和體積35a和35b。中間的部分飽和體積35a和35b的選擇與飽和體積30相比基于如下認識，即，在腎動脈出口高度上圍繞大動脈的組織不是信號組織，即，不是如下組織，所述組織當其沒有飽和時在拍攝用于MR血管造影的信號時提供高的信號強度。借助圖2如下解釋本發(fā)明。該方法在步驟S21開始并且在步驟S22產(chǎn)生概覽圖，在該概覽圖上然后可以標記多個飽和體積或飽和體積，例如借助操作單元16。在選擇飽和體積時在步驟S23中檢查包圍的組織是否是信號組織。如果在步驟S23中識別，在其未飽和時圍繞血管的組織在拍攝MR血管造影時不具有干擾的信號分量，則可以在步驟S24中這樣規(guī)劃飽和體積，使得包圍的組織不包含在飽和體積中。然而如果在步驟23中得到，圍繞的組織是信號組織并且由此不干擾在MR血管造影圖像中的飽和，則在步驟S25中這樣進行飽和體積的規(guī)劃，使得作為干擾而識別的信號組織包含在飽和體積中。在下一個步驟S26中然后可以通過使用在步驟S24或S25中確定的飽和體積進行血管造影測量。血管造影測量本身在此相應于迄今為止公知的血管造影測量，在所述血管造影測量中使用在飽和的和未飽和的自旋之間的信號強度中的區(qū)別來顯示血管。最后可以在步驟S27中在計算的MR血管造影圖像中顯示在步驟S26中拍攝的MR信號，然后該方法在步驟S28結(jié)束。又參考圖3，這一點意味著，在步驟S23中確定，在腎動脈高度上存在的圍繞大動脈的組織不是信號組織并且由此不必被飽和，從而該區(qū)域可以從飽和中留出。通過比較圖3的左邊和中間圖像中的飽和體積可以看出，在圖3的中間的例子中在腎臟附近的較大區(qū)域具有未飽和的自旋。未飽和的自旋到動脈的更小分支的路徑比圖3中左邊示出的實施例中的短。這一點意味著，即使對于更小的動脈也能夠?qū)崿F(xiàn)與飽和的體積的更高信號區(qū)別。在中間的例子中示出的實施方式中在選擇兩個部分體積35a和35b時注意，心臟38不包含在飽和體積35b中。在圖3的右邊例子中還示出具有按照本發(fā)明兩個部分飽和體積36a和36b的飽和。因為看出，圍繞大動脈的組織不必被飽和，所以飽和體積可以被限制到腎臟組織本身。 如通過比較右邊和中間的實施例可以看出的，在選擇部分飽和體積36a和36b時未飽和自旋的分量直接在腎臟附近進一步變大，由此可以進一步改善產(chǎn)生的MR血管造影圖像。在圖3右邊示出的例子中不是將切片形狀的體積(諸如圖3左邊的體積30)飽和，而是將特定的體積飽和。通過使用二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖，可以飽和這樣限制的空間體積。借助傅里葉分析或進一步的計算方法可以從特定體積出發(fā)計算時間上改變的梯度走向和飽和脈沖的所屬的HF脈沖走向，其然后被用于飽和或反轉(zhuǎn)特定體積(諸如體積36a和36b)。此處的基礎方案與MR圖像的產(chǎn)生在一定程度上類似，在該MR圖像的產(chǎn)生中通過施加時間上改變的磁場梯度來掃描k空間。長的或多個較短的先后跟隨的HF脈沖的接通表示沿著該軌跡的權(quán)重。結(jié)果的激勵輪廓，即特定的飽和體積，從該加權(quán)的激勵k空間的傅里葉變換中得到。要求的HF走向和梯度走向可以從期望的激勵輪廓中借助傅里葉分析或進一步的計算方法來產(chǎn)生。在此可以考慮不同的軌跡走向，以便覆蓋和掃描激勵k空間。關于這兩個部分飽和體積36a和36b,這一點意味著,橢圓形構(gòu)造的體積必須被飽和，由此必須填充合適的激勵k空間。這一點意味著，在激勵脈沖期間必須通過軌跡遍歷該激勵k空間，其中在軌跡中必須按照模式沉積HF能量，該模式導致期望的飽和體積。通常必須將激勵場選擇得足夠大，以避免不期望地重復在檢查對象中，即人體中的激勵。激勵場的大小(即區(qū)域，在該區(qū)域上也清楚定義不要激勵的區(qū)域)與在激勵k空間中遍歷的點的距離倒數(shù)地相關。這一點意味著，對于清楚限制飽和體積，通過激勵k空間的軌跡通常必須足夠密集。圖4中示出，對于在兩個部分飽和體積36a和36b中的飽和，實際上需要在激勵k空間中的軌跡40，如其在圖4右邊的圖中所示的那樣。在此激勵場FOVy選擇得越大，則所需的激勵k空間的相應距離Aky必須選擇得越小。在激勵場內(nèi)部的激勵模式在外面周期性地重復，但這一點在圖4中沒有示出。由于如下事實，即應當飽和兩個相同的幾何形狀，并且由于如下事實，即在部分飽和體積外部的徑向距離中不再存在可以干擾飽和的關鍵的組織，也可以使用如圖5所示的激勵軌跡。這一點意味著，可以使用減小的激勵視野，如通過不太密集地掃描通過軌跡50的激勵k空間所示。在此這樣選擇在計算中考慮的激勵視野，使得其與兩個部分飽和體積的距離一樣寬，并且使得邊緣剛好位于在兩個部分飽和體積之間的中間。由此例如得到部分飽和體積36b直接作為部分飽和體積36b的延續(xù)。雖然附加地得到其他部分飽和體積37a和37b，但是所述部分飽和體積37a和37b在MR血管造影成像中不是干擾的，因為在部分飽和體積37a和37b沒有幾乎同時流入目標體積并且其飽和導致不期望的效果的血管。通過不太密集掃描激勵k空間可以如圖5所示地產(chǎn)生用于產(chǎn)生飽和模式的必要的HF脈沖。HF脈沖由此可以在時間上更短地構(gòu)造，這可以是具有優(yōu)勢的。替換地，可以利用獲得的時間，以便比圖4的實施例更遠地向外遍歷激勵k空間，從而使得在飽和的體積和未飽和的體積之間更清晰的邊成為可能。在步驟S23和S24中進行的步驟可以通過MR設備的 操作人員來進行或者自動進行。在自動進行這些步驟的情況下通過圖像后處理技術識別在概覽圖中示出的解剖結(jié)構(gòu)，并且根據(jù)識別的解剖結(jié)構(gòu)自動確定，必須如何設置飽和體積，即在系統(tǒng)中存儲信息，是否必要時在檢查區(qū)域中存在不是信號組織的組織類型，從而可以將該組織區(qū)域從飽和體積中排除。總之本發(fā)明實現(xiàn)了 MR血管造影圖像的建立，其中流入檢查區(qū)域中的未飽和的血液的分量可以被提高。
權(quán)利要求
1.一種用于建立檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中，該檢查區(qū)域中的自旋通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和，并且該自旋在用于建立MR血管造影圖像的接下來的MR信號拍攝中具有比如下的自旋更小的信號強度所述自旋由主動脈經(jīng)過供血動脈流入到檢查區(qū)域中并且沒有通過至少一個HF飽和脈沖而飽和并且由此相對于飽和的自旋具有明顯更高的信號強度，所述方法具有以下步驟 -確定飽和體積，所述飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和，以便能夠顯示在檢查區(qū)域中的血管結(jié)構(gòu)，其中，這樣確定該飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支的高度上沒有位于該飽和體積中，和 -在使用所確定的飽和體積的條件下建立MR血管造影圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其特征在于，在確定所述飽和體積之前檢查圍繞在供血動脈的分支高度上的主動脈的組織在MR血管造影圖像中當其沒有位于所述飽和體積中時是否具有比飽和的自旋明顯提高的信號強度，其中，如果否，則這樣確定所述飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支的高度上沒有位于該飽和體積中。
3.根據(jù)權(quán)利要求I或2所述的方法，其特征在于，在所述檢查區(qū)域內(nèi)部確定如下的信號組織該信號組織當其沒有位于所述飽和體積中時在MR血管造影圖像中具有相對于飽和的自旋強烈提高的信號強度，其中，這樣確定所述飽和體積，使得該飽和體積基本上限于圍繞該信號組織的區(qū)域。
4.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的方法，其特征在于，所述飽和體積由兩個分離的部分飽和體積組合得到。
5.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的方法，其特征在于，建立雙腎的MR血管造影圖像，其中，大動脈在各個腎動脈的分支高度上不包含在飽和體積中。
6.根據(jù)權(quán)利要求4和5所述的方法，其特征在于，這樣選擇所述兩個分離的部分飽和體積，使得心臟沒有包含于這兩個部分飽和體積中。
7.根據(jù)權(quán)利要求3或4所述的方法，其特征在于，所述飽和體積基本上僅限于檢查區(qū)域中容納了這兩個腎的體積。
8.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的方法，其特征在于，所述飽和體積通過使用二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖來飽和。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，為了計算所述二維或三維空間選擇的反轉(zhuǎn)脈沖，以計算激勵視野為基礎，這樣選擇所述計算激勵視野，使得在檢查區(qū)域中所述飽和體積的相應的尺寸僅覆蓋這兩個部分飽和體積中的一個，并且所述飽和體積的邊緣位于這兩個部分體積之間的中間。
10.根據(jù)權(quán)利要求2或3所述的方法，其特征在于，借助另一個MR測量來進行對于提高的信號強度的檢查，該MR測量就其時間流程和構(gòu)造而言基本上相應于用于建立血管造影圖像的測量，但是，通過降低位置分辨率和/或尺寸，該另一個MR測量與該測量相比被縮短。
11.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的方法，其特征在于，通過圖像后處理技術自動識別所述檢查區(qū)域，其中，自動根據(jù)所識別的檢查區(qū)域來確定所述飽和體積。
12.—種被構(gòu)造為產(chǎn)生檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的MR設備，其中，為了產(chǎn)生MR血管造影圖像，所述檢查區(qū)域中的自旋通過入射至少一個HF飽和脈沖而被飽和，并且該自旋在用于建立MR血管造影圖像的接下來的MR信號拍攝中具有比如下的自旋更小的信號強度所述自旋由主動脈經(jīng)過供血動脈流入到檢查區(qū)域中并且沒有通過至少一個HF飽和脈沖而反轉(zhuǎn)以及相對于飽和的自旋具有明顯更高的信號強度，其中所述MR設備具有-用于入射至少一個HF飽和脈沖的HF控制單元， -用于圖形地規(guī)定飽和體積的輸入單元，所述飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而被飽和，以便能夠顯示檢查區(qū)域中的血管結(jié)構(gòu)， -用于根據(jù)圖形的規(guī)定來計算所述飽和體積的單元，該圖形的規(guī)定確定飽和體積，該飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而被飽和，以便能夠顯示檢查區(qū)域中的血管結(jié)構(gòu)，其中，用于計算飽和體積的單元這樣確定所述飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支高度上不位于該飽和體積中，和 -圖像拍攝單元，其在使用所確定的飽和體積的條件下拍攝MR血管造影圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于建立檢查區(qū)域的血管結(jié)構(gòu)的MR血管造影圖像的方法，其中，檢查區(qū)域中的自旋通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和，并且該自旋在用于建立MR血管造影圖像的接下來的MR信號拍攝中具有比如下的自旋更小的信號強度所述自旋由主動脈經(jīng)過供血動脈流入到檢查區(qū)域中并且沒有通過至少一個HF飽和脈沖而飽和并且由此相對于飽和的自旋具有明顯更高的信號強度，具有以下步驟確定飽和體積，所述飽和體積通過入射至少一個HF飽和脈沖而飽和，以便能夠顯示在檢查區(qū)域中的血管結(jié)構(gòu)，其中這樣確定飽和體積，使得主動脈和圍繞主動脈的組織在供血動脈的分支的高度上沒有位于飽和體積中；和在使用所確定的飽和體積的條件下建立MR血管造影圖像。
文檔編號A61B5/055GK102749603SQ20121011985
公開日2012年10月24日 申請日期2012年4月23日 優(yōu)先權(quán)日2011年4月21日
發(fā)明者P.施米特 申請人:西門子公司