专利名称：用于产生血管造影的磁共振图像的方法在现有技术中公知有用于无造影剂的动态磁共振血管造影的不同方法，该无造影剂的动态磁共振血管造影即所谓的无造影剂增强(NCE)磁共振血管造影。在这些方法中借助所谓的自旋标记方法对流入的血液进行标记，并且在流入检查区域期间对该血液成像， 该检查区域是所谓的感兴趣成像体积(VOI，Volume of Interest，感兴趣体积)。为了对流入的血液进行标记和显示，通常用不同的标记对同一个检查区域拍摄两次。对此在现有技术中例如公知方法FAIR(Flow-Sensitive Alternating Inversion Recovery,、流动敏感交替反转恢复)禾口 STAR (Signal Targeting with Alternating Radio Frequency Sequences，利用交替射频序列的信号定靶)。在FAIR方法中，在选择性地反转 (标记)VOI之后进行第一次测量，并在非选择性地反转VOI和周围区域之后进行第二次测量。在STAR方法中，在第一次测量之前反转VOI之外的这样一个区域，血液从该区域中流入VOI中，并且在没有标记的情况下进行第二次测量。在这两种方法中，在各次测量中流入的磁化分量分别展示出不同的信号，并因此可以通过接着对第一次测量和第二次测量形成差值来加以显示，而静态区域分别相同地响应并由此通过相减基本上消除静态的测量信号。通常，在这些方法中分别在特定的流入时间之后，即在所谓的Inflow时间之后拍摄一幅图像。通过用不同的流入时间重复，可以将这些方法用于NCE磁共振血管造影。为了提高该方法的效率，可以在标记之后用一系列图像，即所谓的帧来扫描整个期望的观察时间段， 以由此时间分辨地获取该流入过程的流程。为此可以采用梯度回波方法，例如FLASH(Fast Low Angle Shot, ^jI/Jn^IS ) j^ft^FISP TrueFISP (Fast Imaging with steady State Precession，稳态进动快速成像，也作为 b_SSFP(Balanced Steady State Free Precession，平衡稳态自由进动)公知)成像。在对流入过程的这种连续扫描中，通过永久作用的测量来显著影响磁化的时间上的 演化以及由此显著影响信号的时间上的演化。标记，也就是在这两次测量中流入的血液的信号值之差，随着时间而消失，从而在这些差数据中血液信号越来越弱。由此在标记后的迟些时候才被所标记的血液充满的血管未被获取和显示或者被不足地获取和显示。标记的这种丢失在FLASH成像的情况下特别快速地进行，但是在FISP(Fast Imaging with steady State Precession，稳态进动快速成像)成像的情况下也是一种极大的限制。因此在现有技术中，将“标记边缘”靠近感兴趣的血管，以尽可能好地获取在这些区域中流入的血液。但是，由此极大地限制了其中可以获取流入过程的体积。这尤其是在检查具有不清楚的通量比(Flussverhaltniss )的病理时特别关键，这种病理例如是动静脉畸形，其中正是应当弄清楚关于导入和导出的血管的问题。
因此本发明要解决的技术问题是提供一种用于在连续扫描流入过程时产生磁共振血管造影的改进的方法。根据本发明，上述技术问题通过用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法，用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备，计算机程序产品和可电子读取的数据载体来解决。本发明提供了一种用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法。该序列包括预定第一数量个时间上连续的血管造影磁共振图像。在该方法中，确定具有预定第二数量个翻转角的序列，这些翻转角例如可以借助索引设置在该序列中。在该序列开始时的第一个翻转角小于在该序列末尾的最后一个翻转角，并且该序列内的任意的翻转角基本上大于或等于该序列中前面的翻转角。此外，通过获取属于第一磁共振数据的k域的预定第三数量个第一子片段来确定该第一磁共振数据。第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且分别具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记。此外，通过获取属于第二磁共振数据的k域的预定第四数量个第二子片段来确定该第二磁共振数据。第二子片段中的每一个子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记。对于每一幅血管造影磁共振图像，分别从翻转角序列中确定关联的翻转角索引区域。通过为了产生血管造影磁共振图像之一分别将一部分第一磁共振数据和一部分第二磁共振数据相互组合，来产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。所述一部分第一磁共振数据在此包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。所述一部分第二磁共振数据在此包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。第二数量，即翻转角的数量，可以选择得大于第一数量，也就是血管造影磁共振图像的数量，由此在该获取期间可以实现翻转角的连续变化，并且同时实现磁共振图像的高分辨率。可替换的，还可以将第一数量和第二数量选择得相同，即每幅磁共振图像使用恰好一个翻转角来确定。第一和第二预定自旋标记例如可以借助选择性的和非选择性的反转来执行(FAIR 方法)。在此，例如在第一时间间隔开始时分别选择性地反转感兴趣的检查区域，使得流入的液体(诸如流入的血液)不具有自旋标记。第一预定自旋标记在这种情况下相应于“未标记”或“非标记”。相反，在第二时间间隔开始时既在感兴趣的检查区域中又在感兴趣的检查区域的周围执行非选择性的反转，使得流入的液体具有通过该反转引起的自旋标记。第二预定自旋标记在这种情况下相应于通过该反转引起的标记。同样可以使用在现有技术中公知的其它标记方法，例如开头提到的STAR方法。在使用STAR方法时，第一预定自旋标记相应于通过反转所述周围引起的标记，而第二预定自旋标记在这种情况下相应于“未标记”。通过上述方法，在获取时间上连续的血管造影磁共振图像时，翻转角在液体(诸如血液)流入检查区域的流入过程的变化中从较小的值到较大的值单调升高。因此在STAR 方法的示例性使用中，在第一时间间隔开始时(在所述第一时间间隔期间流入检查区域的液体具有自旋标记)，利用新流入的磁化的比较大的部分，以便在具有比较小的翻转角的情况下也获得足够的信号。小的翻转角伴随着大的有效时间常数，也就是视在弛豫时间正好在真实的Tl附近变化。由此通过用小的翻转角进行获取，不太会附加地加快弛豫，而且标记只是被很小地减弱。相反在第一时间间隔内的稍后的时刻，使用更大的翻转角，由此磁化的演化_尤其是在TrueFISP成像中-在尽可能高的值方向上移动。因此对于新流入的液体获得第一和第二磁共振数据之间的较大的差，尤其是在自旋标记后的时间间隔内的稍后时刻。通过在该时间间隔开始时获取磁共振数据的小的翻转角，对流入液体的标记的影响保持得很小。通过在该时间间隔结束时的更大的翻转角，在该时间间隔结束时流入液体的信号电平被保持在更高的值处。由此可以在第一磁共振数据中被标记的液体与在第二磁共振数据中未标记的液体之间实现比较均勻的差。在获取第一磁共振数据时，在多个不同的第一时间间隔中获取属于第一磁共振数据的k域的多个第一子片段。在该多次获取的每一次中，获取该k域的至少部分不同的子片段。最后通过组合该多个第一子片段来产生该第一磁共振数据。同样，为了获取第二磁共振数据在多个不同的第二时间间隔中获取属于第二磁共振数据的k域的多个第二子片段。在该多次获取的每一次中，获取该k域的至少部分不同的第二子片段，并通过组合该多个第二子片段来产生该第二磁共振数据。由此总是仅拍摄相应磁共振数据的k域的子片段。该过程针对缺少的片段一直重复，直到存在再现磁共振图像序列所需的磁共振数据为止。由此向每个磁共振图像分配在相应时间间隔内的相应短的时间段，使得也能以高质量对于短的时间间隔产生比较大的预定第一数量个时间上连续的血管造影磁共振图像。翻转角在梯度回波方法中用于定义激励角，通过使用在拉莫尔频率附近的高频激励脉冲将净磁化(Nettomagnetisierung)旋转或翻转该激励角。旋转轴在此垂直于主磁场的方向取向。在梯度回波方法中，典型地使用介于0°和90°之间的翻转角，在TrueFISP 的情况下部分也使用120°以及更大。根据本发明的一种实施方式，在翻转角序列中的一个翻转角的值与该翻转角在该翻转角序列中的位置的平方成比例。在该序列开始时的第一个翻转角例如可以在10-15°的范围内，优选是12°，该序列结束时的最后一个翻转角例如可以在40-50°的范围内，优选是45°。由此例如可以在磁共振血管造影中在大约1秒的时间间隔上将被标记的血液与未被标记的血液之间的差值保持为几乎恒定。第一子片段的预定第三数量和第二子片段的预定第四数量可以相等。由此产生具有 相同分辨率的第一和第二磁共振数据，因此简化了将第一和第二磁共振数据组合为血管造影磁共振图像序列。根据一种实施方式，在时间上交错地获取预定第三数量个第一子片段和预定第四数量个第二子片段。可替换的，时间上连贯地获取预定第三数量个第一子片段，并且在此之前或者在此之后时间上连贯地获取预定第四数量个第二子片段。根据一种实施方式，总共仅在一个第一时间间隔中获取第一磁共振数据，也就是没有分割地获取第一磁共振数据，因此在这种情况下第一子片段的预定第三数量是值1。同样，可以总共仅在一个第二时间间隔中获取第二磁共振数据，也就是没有分割地获取第二磁共振数据，因此在这种情况下第二子片段的预定第四数量是值1。根据一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤将第一磁共振数据的部分从k域变换到图像域，以获得第一磁共振图像。将第二磁共振数据的部分从k域变换到图像域，以获得第二磁共振图像。由第一和第二磁共振图像确定差图像，该差图像被分配给相应的血管造影磁共振图像。根据另一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤通过第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分在k域中的复数相减，形成差磁共振数据。将这些差磁共振数据从k域变换到图像域，并将由此获得的磁共振图像分配给相应的血管造影磁共振图像。根据再一种实施方式，为了产生血管造影磁共振图像，第一磁共振数据的部分与第二磁共振数据的部分的组合包括以下步骤将第一磁共振的数据部分和第二磁共振数据的部分交错地排列在混合k域中。将这些交错的磁共振数据从混合k域变换到图像域，经过变换的磁共振数据的子区域被分配给相应的血管造影磁共振图像。根据另一实施方式，将第一和第二时间间隔与待检查患者的心跳或者心跳的一个阶段同步。由于尤其是动脉血流的本质是脉动性的，因此在对动脉血管进行血管造影时在心跳时间间隔期间血液的流动速度强烈改变。通过将第一和第二时间间隔与心跳匹配，例如借助EKG触发，并由此将流入的血液的或检查区域的自旋标记也与心跳匹配，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一个可以与心跳时间间隔的一个特定阶段相应。为此，优选在第一或第二时间间隔中在预定的以及例如等间隔的时刻获取第一和第二磁共振数据的子片段的组成部分。根据另一实施方式，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一个都包括检查区域的三维数据组。因此第一和第二磁共振数据也包括检查区域的三维数据组。由此利用合适的显示器件可以例如对检查区域的血管中的通量比进行时间上动态的三维显示。为了概貌地显示这些血管造影数据中的血管，例如可以使用现有技术中公知的 MIP(maximale Intensitatsprojektion,最大强度投影)方法。根据另一实施方式，时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像以及因此第一和第二磁共振数据可以分别包括检查区域的二维数据组。二维数据组的使用在简单的血管结构合适地存在于相应的二维截平面中的时候特别有用。与获取三维数据组相比的主要优点在于需要更少的数据量，由此需要更少的子片段并因此可以缩短总测量时间。根据另一实施方式，借助非笛卡尔扫描来获取时间上连续的血管造影磁共振图像中的每一幅磁共振图像以及因此获取第一和第二磁共振数据。尤其是在非笛卡尔扫描的情况下，由于在时间上连续的扫描中的冗余而可能发生不足扫描，并由此实现总的来说更为快速的扫描，由此可以加快整个成像。示例性的非笛卡尔扫描模式是三维径向扫描(“3D Radial”)，其中每个回波是穿过k域中心的投影；圆柱体扫描(“ Stack-Of-Star s”，星形堆叠)，其中获取二维径向信号的堆叠并且借助相位编码梯度对第三维(分割方向)进行 编码；或螺旋形的轨迹。 由于在第一和第二时间间隔开始时流入检查区域中的液体的自旋标记不同，因此可以与造影剂注入无关地产生时间上连续的血管造影磁共振图像。由此可以简化整个成像过程并且降低患者的负担。作为梯度回波方法，例如现有技术公知的FLASH梯度回波方法或TrueFISP梯度回波方法是合适的，其中一般对液体的横向磁化达到更高的平衡状态。根据本发明，还提供一种用于产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备。时间上连续的血管造影磁共振图像序列具有按规则顺序的预定第一数量个磁共振图像。磁共振设备包括控制单元，该控制单元构成为确定具有预定第二数量个翻转角的序列。在该序列开始时的第一个翻转角小于在该序列末尾的最后一个翻转角，并且该序列内的任意的翻转角基本上大于或等于该序列中前面的翻转角。此外该控制单元构成为，通过获取属于第一磁共振数据的k域的预定第三数量个第一子片段来确定该第一磁共振数据。第一子片段中的每一个子片段分别在第一时间间隔期间被获取，并且分别具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法利用如下的翻转角获取， 该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第一时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有第一预定自旋标记。此外该控制单元构成为，通过获取属于第二磁共振数据的k域的预定第四数量个第二子片段来确定该第二磁共振数据。第二子片段中的每一个子片段分别在第二时间间隔期间被获取，并且具有第二数量个组成部分的序列。每个组成部分都根据梯度回波方法利用如下的翻转角获取，该翻转角在翻转角序列中位于与该组成部分相应的位置上。在第二时间间隔开始时，流入检查区域的液体具有与第一自旋标记不同的第二预定自旋标记。对于每一幅血管造影磁共振图像，控制单元分别从翻转角序列中确定关联的翻转角索引区域。控制单元这样来产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列，其中该控制单元为了产生血管造影磁共振图像之一分别将一部分第一磁共振数据和一部分第二磁共振数据相互组合。第一磁共振数据的部分在此包括第一子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。第二磁共振数据的部分在此包括第二子片段的以下组成部分，即这些组成部分是用针对相应的血管造影磁共振图像的所述翻转角索引区域的翻转角来获取的。所述磁共振设备可以构成为，使得该磁共振设备构成为执行上述方法。因此该磁共振设备包括与上述方法相同的优点。术语“第一时间间隔”和“第二时间间隔”不应当是对时间流程的任何限制。因此， 第二磁共振数据也可以在第一磁共振数据之前被获取。此外，通过交错地获取或者交替地获取第一子片段和第二子片段，第一和第二磁共振数据还可以几乎同时被获取。用于执行第一和第二自旋标记的可能方法例如可以类似于FAIR或STAR，但是对磁共振数据的获取要以随时间可变的翻转角进行。此外，本发明包括计算机程序产品，尤其是软件，该软件可以加载到磁共振设备的可编程控制单元的存储器中。利用该计算机程序产品的程序装置可以在该计算机程序产品在磁共振设备中被运行时执行本发明方法的上述所有实施方式。最后，本发明提供一种可电子读取的数据载体，例如CD或DVD，在该数据载体上存储了可电子读取的控制信息，尤其是软件。如果从该数据载体读取这些控制信息并且将该控制信息存储在磁共振设备的可编程控制单元中，则可以利用所述磁共振设备执行上述方法的所有根据本发明的实施方式。下面参照附图借助优选实施方式来解释本发明。图1示意性示出根据本发明的实施方式用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的磁共振设备。图2示出具有用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的步骤的流程图。图3示意性示出根据本发明的实施方式对第一磁共振数据的子片段的获取。图4示意性示出根据本发明的实施方式对第二磁共振数据的子片段的获取。图5-8示出在根据现有技术的磁共振血管造影中被标记的血液和未被标记的血液的信号变化过程。图9示出在根据本发明实施方式的磁共振血管造影中被标记的血液和未被标记的血液的信号变化过程。图10示出根据现有技术的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。图11示出根据本发明实施方式的时间上连续的血管造影磁共振图像序列。图12示意性示出根据本发明的实施方式用于产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法的流程。


本发明涉及产生检查区域的时间上连续的血管造影磁共振图像序列的方法。其中确定具有预定数量个翻转角的序列。在序列开始的第一个翻转角小于在序列末尾的最后一个翻转角且任意翻转角基本上大于或等于序列中前面的翻转角。通过获取属于第一和第二磁共振数据的k域的预定数量个子片段确定第一和第二磁共振数据。每个子片段分别在第一或第二时间间隔期间被获取且具有组成部分的序列。每个组成部分根据梯度回波方法用在翻转角序列中与该组成部分相应位置上的翻转角获取。流入检查区域的液体在第一时间间隔开始时具有第一预定自旋标记且在第二时间间隔开始时具有第二预定自旋标记。将第一和第二磁共振数据组合产生时间上连续的血管造影磁共振图像序列。