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在 磁共振成像中的对比度增强

阅读：502发布：2020-09-28

专利汇可以提供在磁共振成像中的对比度增强专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本专利涉及磁共振成像，并且尤其涉及对比度增强。用于采集感兴趣区域的医学图像的系统和技术被描述。多个电磁激发脉冲根据预定的参数被施加给所述感兴趣区域，并预定的延迟周期被引入，在所述延迟周期之后在所述感兴趣区域内所产生的第一核素的纵向磁化达到零，并且在所述感兴趣区域内所产生的第二核素的纵向磁化处于稳定状态。，下面是在磁共振成像中的对比度增强专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种用于采集感兴趣区域的医学图像的方法，所述方法包括：
根据预定的参数对所述感兴趣区域施加多个电磁激发脉冲，所述多个电磁激发脉冲足以在所述感兴趣区域内激发第一和第二核，使得所述第一受激核的纵向磁化相对于零被反转，所述第一受激核具有比第二受激核的纵向弛豫时间常数长的纵向弛豫时间常数；
施加足以使所述第一和第二受激核的横向磁化失相的电磁能量，所述横向磁化以相对于所施加的磁场横向的方向来取向；并且
等待预定的延迟周期，在所述延迟周期之后所述第一受激核的纵向磁化达到零，并且所述第二受激核的纵向磁化处于稳定状态。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括：
在预定的延迟周期已经终止之后测量来自所述感兴趣区域的共振信号；并且从所述共振信号来重建图像，其中所述图像显示产生了所述第二受激核的组织，但不显示产生了所述第一受激核的组织。
3.根据权利要求1所述的方法，其中施加电磁能量包括实施梯度失相和RF扰流中的一个或多个。
4.根据权利要求1所述的方法，其中施加电磁能量包括在单独地施加所述多个电磁激发脉冲中的每一个之后使所述第一和第二受激核失相。
5.根据权利要求4所述的方法，利用计算机仿真和体模实验中的一个或多个来确定预定的参数，所述体模实验包括要成像的结构的模型。
6.根据权利要求1所述的方法，其中预定的参数包括：
预定数目的电磁激发脉冲、在施加连续的电磁激发脉冲之间的重复时间、所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角、和预定的延迟周期。
7.根据权利要求1所述的方法，还包括把所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角选择为在30和60度之间的范围中的值。
8.一种用于采集感兴趣区域的医学图像的系统，所述系统包括：
控制顺序单元，其被配置用以指导RF线圈以：
根据预定的参数对所述感兴趣区域施加多个电磁激发脉冲，所述多个电磁激发脉冲足以在所述感兴趣区域内激发第一和第二核，使得所述第一受激核的纵向磁化被反转，所述第一受激核比所述第二受激核具有较长的纵向弛豫时间常数；
施加足以使第一和第二受激核的横向磁化失相的电磁能量，所述横向磁化以相对于所施加的磁场横向的方向来取向；以及
与所述控制顺序单元通信的控制器，所述控制器被配置用以确定预定的延迟周期的终止，在所述预定的延迟周期之后所述第一受激核的纵向磁化达到零，并且所述第二受激核的纵向磁化处于稳定状态。
9.根据权利要求8所述的系统，还包括：
与所述控制器通信的数据采集单元，所述数据采集单元被配置用以在预定的延迟周期已经终止之后从所述感兴趣区域采集共振信号；以及
其中所述控制器还被配置用以从所述共振信号重建图像，其中所述图像显示产生了所述第二受激核的组织，并且不显示产生了所述第一受激核的组织。
10.根据权利要求9所述的系统，其中产生了所述第一受激核的组织包括脂肪。
11.根据权利要求9所述的系统，其中所述多个电磁激发脉冲足以抑制在所述感兴趣区域中的第三受激核，所述第三受激核具有与所述第一受激核的纵向弛豫时间常数不同并且比所述第二受激核的纵向弛豫时间常数长的纵向弛豫时间常数；以及
其中所述图像不显示产生了所述第三受激核的组织。
12.根据权利要求8所述的系统，其中所述控制顺序单元还被配置用以指导RF线圈施加预定数目的顺序交变的激发脉冲和足以使第一和第二受激核的横向磁化失相的电磁能量。
13.根据权利要求8所述的系统，其中预定的参数包括以下中的一个或多个：
预定数目的电磁激发脉冲；
在施加连续的电磁激发脉冲之间的重复时间；
所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角；以及
预定的延迟周期。
14.根据权利要求13所述的系统，其中所述延迟周期为在10ms和70ms之间的值。
15.根据权利要求9所述的系统，其中所述数据采集单元还被配置用以利用从组中所选择的数据采集过程来采集共振信号，其中所述组包括：快速低角度投射采集、梯度回波采集、自旋回波采集、稳定状态自由进动采集、和回波平面采集。

说明书全文

在磁共振成像中的对比度增强

技术领域

[0001] 本专利申请涉及磁共振成像，并且尤其涉及对比度增强。

背景技术

[0002] 磁共振成像(MRI)可以结合多种对比度增强技术以提高图像对比度并防止在图像中捕获不期望的组织(比如脂肪)。这种常规的对比度增强技术的例子是反转恢复(inversion recovery)。反转恢复用于测量“T1常数”以及用于抑制来自不期望的组织的共振信号。有时也称作纵向弛豫常数的T1常数确定约63％的受激核(也称为核素(species))与所施加的均匀磁场重新对准的速率。核素与所施加的均匀磁场重新对准的过程称为“弛豫”。不同组织和材料的核素具有不同的T1常数。反转恢复测量对特定的不期望的T1核素在以180度射频(RF)脉冲被反转之后达到零磁化所花费的时间。此时，来自其他核素的共振信号被测量并被用于构建一个图像。因为不期望的T1核素的磁化在数据采集时为零，所以产生不期望的T1的材料或组织从该图像消失。发明内容

[0003] 本发明提供用于采集感兴趣区域的医学图像的系统和方法，尤其包括计算机程序产品。

[0004] 在一方面，通常本发明的特征在于包括控制顺序单元的系统，该控制顺序单元被配置用于根据预定的参数来指导RF(射频(radiofrequency))线圈向感兴趣区域施加多个电磁激发脉冲。所述多个电磁激发脉冲足以在感兴趣区域内产生第一和第二核素，使得第一核素的纵向磁化被反转，其中第一核素具有比第二核素长的纵向弛豫时间常数(T1常数)。该控制顺序单元还被配置用于指导RF线圈施加足以使第一和第二核素的横向磁化失相(de-phase)的电磁能量，其中该横向磁化相对于所施加的磁场以横向方向取向。该系统还包括与该控制顺序单元通信的控制器。该控制器被配置用于确定预定的延迟周期的终止，其中在所述预定的延迟周期之后，第一核素的纵向磁化达到零，而该第二核素的纵向磁化处于稳定状态。

[0005] 在另一方面，通常本发明的特征在于用于采集感兴趣区域的医学图像的方法和计算机程序产品。多个电磁激发脉冲根据预定的参数被施加给感兴趣区域。所述多个电磁激发脉冲足以在感兴趣区域内产生第一和第二核素，其中第一核素具有比第二核素的T1常数长的纵向弛豫时间常数(T1常数)，使得第一核素的纵向磁化相对于零被反转。足以使第一和第二核素的横向磁化(也即横向磁相对于所施加的磁场以横向方向取向)失相的电磁能量被横向施加。引入预定的延迟周期(比如约在10ms和70ms之间)，在该预定的延迟周期之后第一核素的纵向磁化达到零，而第二核素的纵向磁化处于稳定状态。

[0006] 实施例可以包括以下的一个或多个。在所述预定的延迟周期终止之后可以从感兴趣区域测量共振信号；并且共振信号可以用于重建图像，该图像显示产生第二核素的组织，但并不显示产生第一核素的组织(比如脂肪)。施加电磁能量可以包括实施一个或多个梯度失相和RF扰流(spoiling)；和/或在单独施加所述多个电磁激发脉冲中的每一个之后使第一和第二核素失相。所述预定的参数可以利用计算机仿真和使用待成像的结构模型的体模实验中的一个或者多个来确定。所述预定的参数的例子包括：预定数目的电磁激发脉冲、在连续电磁激发脉冲的施加之间的重复时间、所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角、以及预定的延迟周期。所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角可以被选择为在30和60度之间范围内的一个值。

[0007] 该系统还可以包括与所述控制器通信的数据采集单元，该数据采集单元被配置用于在所述预定的延迟阶段终止之后从感兴趣区域采集共振信号。所述多个电磁激发脉冲能够足以抑制感兴趣区域内的第三核素，使得感兴趣区域的图像不显示产生第三核素的组织。比如，第三核素可以具有与第一核素的T1常数不同并且比第二核素的T1常数长的T1常数。顺序控制单元可以被配置用以指导RF线圈来施加预定数目的顺序交变的激发脉冲和足以使第一和第二核素的横向磁化失相的电磁能量。所述预定的参数可以是以下的一个或多个：预定数目的电磁激发脉冲、在连续电磁激发脉冲的施加之间的重复时间、所述多个电磁激发脉冲中的每一个的倾倒角、以及预定的延迟周期。该数据采集单元还可以被配置以使用从组中所选择的数据采集过程来采集共振信号，其中所述组包括：快速低角度投射(fast low-angle shot，FLASH)采集、梯度回波采集、自旋回波采集、稳定状态自由进动(steady-state free precession，SSFP)采集、和回波平面采集。

[0008] 特定的实施可以提供以下优点中的一个或多个。RF准备可以用于抑制不期望的长T1核素，而维持来自所期望的短T1核素的高信号。RF准备允许短T1核素在数据采集之前进入稳定状态，并在数据采集期间保持在稳定状态以降低所生成的图像的模糊。RF准备可以同时抑制T1核素的范围，以提高活体(in-vivo)成像的背景抑制的一致性。

[0009] 在较高场强(比如高于3T)的情况下，反转脉冲难以设计，并可能导致在图像中出现B1不均匀性假影。RF准备使用具有比在常规反转恢复中所使用的倾倒角更低的倾倒角的反转脉冲，以降低B1不均匀性假影的出现。RF准备还可以用于许多其他对比度增强成像应用中，比如对比度增强冠状动脉MRA、心脏灌注成像和心脏存活性成像。

[0010] 本发明的一个或多个实施例的细节在附图和以下说明书中予以阐述。本发明的其他特征、目标和优点将从说明书和附图以及权利要求书得以明白。

附图说明

[0011] 图1根据示出了反转恢复准备的T1核素的磁化曲线。

[0012] 图2示出了磁共振成像(MRI)系统的框图。

[0013] 图3示出了用于图1的系统的控制器的框图。

[0014] 图4A示出了用于使用图2的MRI系统来采集图像的过程的流程图。

[0015] 图4B示出了示例性RF准备过程和数据采集过程。

[0016] 图5示出了RF准备过程的流程图。

[0017] 图6根据时间示出了RF准备的T1核素的磁化曲线。

[0018] 图7示出了T1核素的所仿真的信号轨迹曲线。

[0019] 图8示出了T1核素的所测量的信号轨迹曲线。

[0020] 图9示出了短T1核素的所测量的信号轨迹曲线。

[0021] 图10示出了从体模(phantom)中所采集的图像。

[0022] 图11示出了从人类志愿者所采集的图像。

具体实施方式

[0023] 当采集对象内的区域(比如器官或其他结构)的图像时，经常希望防止特定类型的组织被捕获到图像中，特别是如果那些组织使感兴趣的其他组织变得模糊的话。通常，对于对比度增强成像，不期望的组织或材料(诸如脂肪或肌肉)的受激核具有比期望出现在图像中的组织或液体(比如血液)的受激核长的T1常数。被成像的对象的区域称为“感兴趣区域”。

[0024] 在常规的反转恢复过程中，在感兴趣区域内长的和短的T1核素的磁化在对感兴趣区域施加180度脉冲之后被反转。在施加180度脉冲之后，每个核素根据其T1时间常数以不同的速率与静态磁场对准(也即短T1核素比长T1核素更快地与静态磁场对准)。当一种核素经受弛豫时，其磁化沿着轨迹而行，该轨迹从负值(反转)进行到正值，并最终达到稳定状态。

[0025] 参照图1，示出了在反转恢复过程期间经受弛豫的短T1核素和长T1核素的磁化曲线8。在标为Tacq的确定时间，短T1核素的磁化达到正值，长T1核素到达过零点。在该时间Tacq处，来自感兴趣区域的共振信号被采集，并稍后被用于构建图像。因为长T1核素对共振信号的贡献为零，所以产生长T1核素的组织不在图像中显现。随着反转恢复，在采集来自短T1核素的共振信号的时间Tacq时，短T1核素的磁化不处于稳定状态。因此，在数据采集期间、尤其在数据被采样时发生信号调制，造成在所形成的图像中的模糊。

[0026] 完成反转恢复准备所需的时间(也即在核素被反转时和恰好在共振信号被采集之前之间的时间的持续时间)典型地在100ms或更高数量级。希望缩短采集每个图像所需的时间，例如希望在灌注扫描中增加在每次心跳中可以采集的切片的数目。由于通常仅仅在造影剂第一次通过心脏期间实施成像，所以仅仅存在对成像所允许的小时间窗口。在这种受限的成像时间期间增加可达范围是至关重要的。

[0027] 用于增强图像对比度的RF准备过程抑制了不期望的长T1核素，而允许短T1核素在数据采集之前进入稳定状态以降低所形成的图像中的模糊。与一些常规的准备过程相比，例如反转恢复，RF准备能够在更少的时间内被实施，以缩短对一个图像所需的整个成像时间。

[0028] 现在参照图2，示出了可配置用于实施RF准备过程的磁共振成像(MRI)系统10。该MRI系统10包括磁体系统12、控制系统20、梯度线圈驱动器30、和RF线圈驱动器28。磁体系统12包括磁体14、梯度线圈16、和RF线圈18。控制系统20包括顺序控制单元22、数据采集单元26、和控制顺序控制单元22和数据采集单元26的操作的控制器24。控制系统
20可以通过任何类型的(多个)处理装置来实施，例如在单独的计算装置上或作为(例如经由LAN)相互联网的多个计算装置。

[0029] 磁体14包括产生稳定、均匀的磁场的电阻或超导线圈(未示出)。在待检查的对象所置于的扫描空间或区域中产生均匀的磁场。比如，如果对象是待检查的人或患者，那么待检查的人或人的部分被放置在扫描区域中。

[0030] 梯度线圈16产生磁场梯度，所述磁场梯度被用于使由磁体14所产生的静态磁场的强度经历在x、y和z方向或其组合上的梯度。梯度线圈驱动器30与梯度线圈16通信，并向该梯度线圈16施加驱动信号，以产生磁场梯度。

[0031] RF线圈驱动器28与RF线圈18通信，并向该RF线圈18发射驱动信号。响应于接收到驱动信号，该RF线圈18产生RF激发信号(称为“RF脉冲”)，所述RF激发信号被用于在静态磁场的空间内被成像的对象的感兴趣区域(比如器官)中产生核素(比如激发核)。所述核素产生共振信号，所述共振信号由该RF线圈18来探测。在一些实施例中，使用分离的线圈来探测共振信号。与该RF线圈18通信的数据采集单元26采集来自RF线圈18的共振信号(有时称为“回波”)。该共振信号在二维频域或傅立叶空间(称为“k空间”)中被定义。数据采集单元26对共振信号进行采样和数字化，并把结果信号提供给控制器24作为数字数据用于存储和/或进一步处理。

[0032] 该控制器24对数字数据进行处理以获得感兴趣区域的图像。该控制器24可以应用多种已知的图像处理技术来构建图像，其中可以在与该控制器24相耦合的显示器(未示出)上观看所述图像。该显示器比如可以作为监控器或终端来提供，比如CRT或平板显示器。

[0033] 顺序控制单元22连接到梯度线圈驱动器30、RF线圈驱动器28、和控制器24的每一个上。控制器24存储具有指令的程序，其中所述指令使顺序控制单元16指导来自RF线圈18和梯度线圈16的RF脉冲和梯度场向感兴趣区域传送。响应于接收从顺序控制单元22所提供的控制信号，梯度线圈驱动器30向梯度线圈16提供驱动信号，并且RF线圈驱动器28向RF线圈18提供驱动信号。

[0034] 参照图3，控制器24可以是任何类型的计算装置，或者可以包含多个计算装置。该控制器24包括一个或多个处理器40(简称为“处理器40”)、通信装置46、和存储器42，所述存储器存储RF准备参数58并且执行软件44。通信装置46把信息变换为适于通过通信信道(比如网络或总线)传输的形式。在一些实施中，通信装置46是端口(比如通用串行总线端口)。在其他实施中，通信装置46是以太网卡，该以太网卡把信息变换为分组用以通过以太网LAN传输。通信装置46的其他例子包括无线接入卡、和其他网络接入硬件。

[0035] 软件44包括、但并不局限于用于实施RF准备序列的RF准备逻辑50、用于操作数据采集单元26的数据采集逻辑52、用于从由数据采集单元26所提供的数据来构建图像的数据处理逻辑54、和用于与用户面接的用户接口逻辑56。控制器24还包括操作系统软件环境48，其包括、但并不必局限于操作系统49，比如Windows XP 。

[0036] RF准备逻辑50执行对于实施RF准备例行程序必要的功能，用以在采集MRI数据之前在感兴趣区域中产生核素。RF准备逻辑50访问存储在存储器42中的RF参数58，并根据所述RF参数58来指导RF脉冲和梯度场的施加，其中所述RF参数确定在RF准备中所施加的RF脉冲和扰流子(spoiler)脉冲的属性。由RF准备逻辑50所执行的这些和其他功能在下文中被进一步描述。

[0037] 数据采集逻辑52控制数据采集单元26的功能。比如，该数据采集逻辑52确定数据采集单元26采集来自RF线圈18的共振信号的时间、数据采集单元26对共振信号进行采样的速率、和对所采样的数据进行数字化的分辨率。数据采集逻辑52还可以指导数据采集单元26对所采集的数据进行初步图像处理。

[0038] 数据处理逻辑54对所采集的数据应用图像处理技术以构建感兴趣区域的图像。这些图像处理技术比如可以包括傅立叶变换的计算、图像分割算法的应用、过滤过程、和其他适当的MRI图像处理技术。

[0039] 用户接口逻辑56提供了一个接口，用户可以通过该接口配置RF准备逻辑50、数据采集逻辑52、和数据处理逻辑54的操作。该用户接口逻辑56还允许用户来配置MRI系统10的包括RF准备参数58的操作参数。

[0040] 参照图4A，用于使用图1的MRI系统10来获得感兴趣区域的图像的过程60包括用于确定RF准备参数58的参数确定过程62、RF准备过程64、在准备过程64之后的数据采集过程66、和用于从通过数据采集过程66所采集的数据来构建图像的数据处理过程68。RF准备过程64根据通过过程62所确定的RF准备参数58来实施，并主要用于通过抑制不期望组织(比如脂肪)的信号来提高MRI图像的对比度。数据采集过程66可以是任何数据采集过程或用于MRI的数据采集过程的组合。数据采集过程66的例子包括、但并不局限于快速低角度投射(FLASH)、梯度回波采集、自旋回波采集、稳定状态自由进动(SSFP)、和回波平面采集。数据处理过程68应用一种或多种数据处理技术用于从所采集的数据构建图像。比如，数据处理过程68可以对所采集的数据应用傅立叶变换和多种过滤。RF准备过程64参照图4B进一步详细地得以描述。

[0041] 参照图4B，示出了RF准备过程64和示例型数据采集过程74的示意图。在RF准备过程64期间，RF线圈18将具有所选择的倾倒角(flip angle)的预定数目的RF脉冲引向感兴趣区域。

[0042] 在施加RF脉冲之后，施加扰流信号以使感兴趣区域中的核素的横向磁化失相，使得这些磁化为零。所述横向磁化以相对所施加的均匀磁场的方向横向的方向取向。为了使横向磁化失相，所述扰流信号可以被施加以实施梯度失相、RF扰流、或两者。在梯度失相期间，沿着x、y和z方向的不同组合来施加梯度，使得受激核素开始失相，并且其净横向磁化变为零。仅仅保留核素的纵向磁化。此时，相对所施加的磁场横向的共振信号为零。在RF扰流中，具有不同相位的连续RF脉冲被施加给感兴趣区域。所述RF脉冲可以递增相同的值或不同的值。比如，连续的RF脉冲可以具有50度递增的相位(比如相位零、50、100、150等)。与梯度失相相比，RF扰流一般花费更多的时间来使受激核失相。另外，梯度失相是可逆的(也即，在稍后阶段，横向磁化可以被重相(rephase))。相反RF扰流是不可逆的。

[0043] 由随后的梯度失相跟随的单个RF脉冲称为“准备周期”。在图4B中，准备周期71a-d分别用一对相邻的空白和阴影方块以图示方式表示。在准备过程64的最后的准备周期71d期间，施加大的梯度扰流子72，以防止感兴趣区域内的核素的相干性在数据采集过程74期间重相。此时，不期望的核素的纵向磁化被反转。在该梯度扰流子72之后跟随着时间延迟，以允许不期望的核素的反转了的磁化达到零，之后执行数据采集。

[0044] 准备周期的数目、RF脉冲的倾倒角和脉冲长度、重复时间、和在数据采集之前的延迟时间是RF准备参数58，所述参数取决于要被抑制的核素以及感兴趣区域的生理机能。比如，足以对来自水的信号成分进行抑制的准备周期的数目可能不同于足以对来自脂肪的信号进行抑制的准备周期的数目。适于对各种环境中不同类型的核素进行抑制的RF准备参数58的组合在过程62(图4A)中利用数字仿真、体模实验、和人体实验来确定。通常，RF准备脉冲的倾倒角可以处于30和60度之间，虽然在一些实施例中，倾倒角可以小于或大于这个典型的范围。

[0045] 在实际中，RF准备过程64的时间延迟处于约10ms和70ms之间，虽然根据在准备过程64中所使用的参数和选择要被抑制的核素，该时间延迟可以低于或高于该范围。比较而言，与反转恢复有关的时间延迟通常约为100ms或更长。

[0046] 发生RF准备周期的时间间隔称为“重复时间”。减少准备周期的重复次数以减少准备过程64的总时间。比如，完成RF准备过程64所需的总时间可能典型地在10-50ms数量级。使用数字仿真、体模实验、和人体实验来确定给定核素的适当参数的例子在下文的例子部分进行描述。

[0047] 数据采集过程66可以采用用于采集共振信号的任何标准的数据采集过程。图4B示出了示例性的数据采集过程66，该数据采集过程对以下的过程进行重复，即施加给定倾倒角α的RF脉冲、采集表示k空间(也即频率空间)的一条线的回波、并利用梯度失相、RF扰流或两者来使核素的横向磁化分量失相。该数据采集过程66重复所述过程，直到完整的频率空间被采集为止。比如，为了采集k空间(也即空间频率)的200条线的完整的频率空间，该过程被实施200次。在一些涉及心脏成像的实施例中，数据采集过程66每次心跳重复性地采集k空间的25条线，直到整个频率空间已经被采集为止。被采集的数据根据k空间包括所探测的共振信号的有关量值和相位分量。为了从所采集的数据构建图像，数据采集过程68对数据应用傅立叶变换和/或其他数学算法。

[0048] 参照图5，RF准备逻辑50实施控制过程80，用以对准备过程64的执行进行控制。最初，该控制过程80从存储器42(图3)取回(82)RF准备参数58，所述RF准备参数被用于对在已知生理环境中所期望的核素进行抑制，并在图4A的过程62中从实验或计算机仿真确定了先验。RF参数比如包括要应用的准备周期的次数、RF脉冲的倾倒角和脉冲长度、重复时间、梯度失相参数、和在数据采集之前要引入的延迟时间。该控制过程80指导顺序控制单元22施加(84)具有由倾倒角参数所规定的倾倒角的RF脉冲。该控制过程80然后指导控制顺序单元22实施(86)梯度失相以使核素的横向磁化失相。在一些实施例中，该控制过程80可以指导该控制顺序单元22实施RF扰流而不是梯度失相。由梯度失相相跟随的RF脉冲施加被重复，直到控制过程80确定(88)所实施的准备周期的数目等于在相应参数中所存储的数目。该控制过程80指导控制顺序单元22对感兴趣区域施加(90)足以使在所期望的最小体素尺寸中360度自旋失相的大的梯度扰流子，以防止相干性(coherence)重相。在施加扰流子梯度之后，要被抑制的核素的纵向磁化被反转。该控制过程80引入(92)时间延迟，此后要被抑制的被反转核素的纵向磁化达到零，而其他核素的纵向磁化保持于稳定状态。这时，图4A的数据采集过程66开始采集数据。

[0049] 参照图6，根据时间示出了在刚施加大的梯度扰流子(图5的步骤90)之后短T1核素和长T1核素的纵向磁化曲线100。如在曲线100中所示，在长T1核素的磁化随着从最初的反转状态进行到非反转状态时在时间Tacq处到达零之前，短T1核素的磁化达到稳定状态。该时间Tacq等于在图5的步骤92中所引入的时间延迟，并且正好是数据采集过程(图4A的步骤92)通过测量从感兴趣区域所产生的共振信号来采集数据的时间。在数据采集之前和整个过程中，短T1核素的磁化处于稳定状态。

[0050] 例子

[0051] 使用了数字仿真、体模研究、和志愿者研究来评估RF准备过程64的性能。

[0052] 数字仿真

[0053] 在(来自MathworksInc.，Natick，MA，USA)Matlab 实施了数字仿真以仿真在具有两个不同T1值：57ms( 对比度增强的血液的T1)和970ms( 心肌的T1)的样本中的纵向和横向磁化的轨迹。对激发、梯度失相、和RF扰流进行了仿真。体素被认为包括由于梯度失相而在横向平面中零到2π范围上展开的200个自旋。对RF扰流使用了50°的RF相位递增。每个自旋的轨迹之后都跟着每个RF激发和失相，并在每个准备周期之后，体素中的纵向和横向磁化被计算为体素中所有自旋的磁化复数总和。

[0054] 参照图7，根据所施加的RF激发(也即完成的准备周期)的数目示出了通过短T1核素(57ms)和长T1核素(970ms)均衡磁化而标准化的所仿真的纵向磁化轨迹。对于给定数目的RF激发，沿y轴的相应点是在RF准备过程的延迟周期之后为每个短和长T1核素所仿真的纵向磁化。比如，在10RF准备周期之后，短T1核素在延迟时间之后呈现了正的磁化，而长T1核素呈现了零磁化。当仿真了约7个或更多RF准备周期时，短T1核素的所形成的磁化呈现了近似FLASH式的信号行为，并在不经历反转的情况下就接近于稳定状态。相反，长T1核素的仿真的磁化随准备周期的数目而变化。如曲线100中所示，在实施了总共10、30、50和60个准备周期之后，长T1核素的磁化被相位反转。为了缩短完成RF准备所需的总时间，这些值的最小值(也即10)被选择作为在随后RF准备过程中要使用的准备周期的数目。

[0055] 体模实验

[0056] 为了证实图7中所示的数字仿真的信号轨迹，对具有包含不同T1材料的试管的体模应用利用不同数目的准备周期的RF准备过程。一些试管的内容包括搀杂不同浓度钆造影剂(Magnevist(马根维显)，Berlex)的水。试管中的两个包括植物油和花生油，并被用于观测对脂肪的RF准备效应。

[0057] 在每个RF准备过程中，在非选择性激发脉冲以及相位编码梯度被切断的情况下，施加单个投射梯度回波序列(single-shotgradient-echo sequence)。在数据采集之前在40°时应用多个准备周期。在这些准备周期之后紧接着利用FLASH序列的数据采集。数据采集的倾倒角为5°。准备周期的数目被改变，并且在第一回波处的信号的量值被测量。时间延迟被设置用以对来自具有T1＝970ms( 心肌的T1)的样本的信号进行抑制。在实验中所使用的RF准备参数在表格1中示出。

[0058] 表格1

[0059]RF准备参数值
RF准备倾倒角 40°
时间延迟 30ms
重复时间 3ms

[0060] 使这些准备脉冲是非选择性的，以降低B1不均匀性并在整个片(slab)中保持类似的图像对比度。所有成像实验都在Siemens 1.5TSymphony 扫描仪上进行，其中该扫描仪具有30mT/m的最大梯度强度和150mT/m/ms的最大梯度切换率。

[0061] 所施加的磁场诶假定均匀地横跨体模，从而在第一回波处所测量的信号代表了在体模中所有自旋磁化之和、以及在数据采集前净磁化的纵向状态。

[0062] 利用所分割的RF准备FLASH序列采集图像数据。在数据采集的每个块之前应用了RF准备和时间延迟。在数据采集期间，使用了非部分选择性(non-section-selective)的数据采集RF脉冲来降低由于磁场的不完整切片轮廓而形成的误差。针对数据采集使用了小的倾倒角(5°)来使不良扰流的影响最小化，并从而使在RF准备之后在估计纵向磁化中的误差降低。所测量的回波量值除以sin(5°)来形成在所应用的RF准备之后纵向磁化的幅度。数据采集参数在表格2中示出。

[0063] 表格2

[0064]数据采集参数值
重复时间 4.2ms
回波时间 1.75ms
采集倾倒角 20°
视场(FOV) 197×300mm2
矩阵尺寸 252×384
分区的数目 6
内插分区的数目 12
每分段的线数目 33
读出带宽 490Hz/pixel

[0065] 参照图8，根据所施RF激发数目示出了在短T1(95ms)体模和长T1(900ms)体模中所测量的纵向磁化轨迹曲线120。在曲线120中所示的轨迹与在图7的曲线110中所示的仿真结果相类似。当RF准备的激发数目超过约7时，短T1体模呈现近似FLASH式的信号行为，并在不经历反转的情况下接近稳定状态。相反，长T1体模则呈现随激发数目而变化的磁化。如曲线120中所示，当实施了约10个准备周期时，长T1核素的磁化被相位反转(例如零)。在曲线120中所示的结果证实了在图7中所示的数字仿真结果。

[0066] 参照图9，示出了在RF准备的30ms时间延迟之后短T1体模(95ms)的信号轨迹曲线130。来自短T1体模的信号相对恒定。该曲线130表明：在数据最初被采集时短T1体模的磁化处于稳定状态，并在整个数据采集中保持处于稳定状态。

[0067] 参照图10，实施了另一实验以评定是否能够在体模中通过准备来获得稳定状态信号幅度，其中在所述准备中对体模应用了十个RF准备周期，之后跟着30ms的时间延迟。在每个回波处都对共振信号进行测量，并根据RF激发来绘图。图10示出了在没有任何RF准备的情况下利用FLASH序列从体模中所采集的图像140、以及在对体模应用了RF准备之后利用FLASH序列所采集的图像142。在图像140和142中所示的被填充的圆是体模的单独试管的图像，其中每一个都包含具有唯一T1值的液体。表格3示出了在体模中所包含的液体的T1值，并且在图像140和142中示出了它们的对应标签。

[0068] 表格3

[0069]标签 T1值(ms)
a 270
b 970
c 483
d 158
e 280
f 76
g 57
h 57
m 46
n(油) 256
r 56
s(油) 256
t 2000

[0070] 图像140和142中的体模图像b的比较表明：当使用了30ms时间延迟时，来自包含具有T1＝970ms液体的试管的信号完全被抑制，而来自包含具有范围在57ms和100ms之间的T1的液体的试管的信号(体模图像f、g、h、m、和r)没有被抑制。此外，来自其内容具有大于100ms的T1值的试管的信号相对地被完全抑制。在体模图像a、b、c、d、e、n、s、和t中对来自这些试管的信号的抑制是明显的，其中体模图像n和s对应于脂肪。在一些实施例中，对具有大于100ms的T1值的信号进行抑制在活体成像中提供更加均匀的抑制。

[0071] 志愿者实验

[0072] 在一个健康的志愿者中，使用所分割的RF准备梯度回波序列用于对比度增强冠状动脉磁共振血管造影术(contrast-enhancedcoronary magnetic resonance angiography，MRA)，以证明RF准备的T1选择性反转特性。在志愿者实验中所使用的RF准备参数在表格4中示出。

[0073] 表格4

[0074]RF准备参数值
RF准备倾倒角 50°
重复时间 3ms

[0075] 数据采集参数在表格5中示出。

[0076] 表格5

[0077]数据采集参数值
重复时间 3.9ms
回波时间 1.5ms
采集倾倒角 20°
视场(FOV) 206×300mm2
矩阵尺寸 140×256
分区的数目 6
内插分区的数目 12
每分段的线数 35
读出带宽 490Hz/pixel
总扫描时间 24次心跳

[0078] 在数据采集期间不使用脂肪抑制脉冲。为了后对比度扫描，利用Spectris MR注射器(Medrad，Inc.，Idianola，PA)通过右臂的反肘(anti-cubital)静脉均匀地注射造影剂的剂量。以1.5ml/s注射30mlGd-DTPA，接着注射20ml盐水。为了改善后对比度成像，在高分辨率扫描之前进行计时运行以估计团块到达冠状动脉的时间。

[0079] 参照图11，示出了从志愿者所采集的图像150。该图像示出了志愿者的心脏，其包括右冠状动脉。获得了高的血液背景对比度，从而改善了对冠状动脉的描绘。如从图像150可以看出，RF准备FLASH序列在保持高的血液信号的同时实现了背景抑制。在不使用脂肪抑制脉冲的情况下通过RF准备也抑制了脂肪信号和心肌信号。如通过图像150所表明的，通过使用RF准备来对具有宽范围T1值的不期望信号进行抑制，可以达到高的清晰度和图像对比度。

[0080] RF准备可以与通常用于灌注成像的饱和恢复(SR)准备FLASH序列相组合。RF准备尤其可以被用于改善使用SR准备FLASH技术所采集图像的分辨率和对比度，并用于缩短成像流程的时间。

[0081] RF准备可以被应用于心脏存活性成像以对来自正常心肌的信号进行抑制并同时从损伤的心肌产生高的信号。常规反转恢复准备具有局限性，即每个反转时间的选择对于特定T1核素的抑制是唯一的，并同样可以导致对不期望的T1核素的范围的次佳抑制。与常规反转恢复相比，RF准备可以针对不期望的T1核素的范围更均匀地对背景进行抑制，同时保持来自短T1核素的强稳定状态信号。

[0082] RF准备可以被应用于对比度增强冠状动脉MRA成像技术。当前，这些技术采用IR准备FLASH序列，其中当血液信号从瞬时状态转变为稳定状态时，所述IR准备FLASh序列对信号进行采集。由于IR准备FLASH序列是从瞬时信号而不是从稳定状态信号采集数据，所以从数据所构建的图像经常是模糊的。在对比度增强冠状动脉MRA中使用RF准备而不是IR准备，通过当血液信号比较接近稳定状态时允许从血液信号中采集数据来降低或防止图像模糊。

[0083] 在常规对比度增强冠状动脉MRA中，经常通过对感兴趣区域施加光谱选择性脂肪抑制脉冲来实现脂肪抑制。脉冲被配置用以如在标准顺序中那样在采集数据之前选择性地使脂肪质子饱和，使得脂肪质子产生可忽略的信号。这种脉冲的施加所具有的缺陷是使感兴趣区域更易受场不均匀性的影响，这又降低了图像的质量。相反，RF准备则根据脂肪的T1实现脂肪抑制并且不依赖于其化学位移(shift)。因此，已经经历RF准备的感兴趣区域与已经被给予常规脂肪抑制脉冲的感兴趣区域相比对场不均匀性更稳健。

[0084] 在此所述的过程包括成像过程60、参数确定过程62、RF准备过程64、数据采集过程66、信号处理过程68、和控制过程70，所述过程可以在数字电子电路中、或者在包括在本说明书中公开的结构装置和其结构等效物的计算机软件、固件、或硬件中、或在其组合中来实施。所述过程可以被实施为一个或多个计算机程序产品、也即有形地收录在信息载体中(比如在机器可读存储装置中)的一个或者多个计算机程序或者在所传播的信号中被实施，用于通过诸如可编程处理器、一个计算机、或多个计算机之类的数据处理设备来执行或控制其操作。计算机程序(也公知为程序、软件、软件应用、或代码)可以以包括汇编或解释语言的任何形式的编程语言来写，并且可以以任何形式、包括作为独立程序或作为模块、组件、子例行程序、或其他适于在计算环境中使用的单元来展开。计算机程序不必对应于文件。程序可以存储在还含有其他的程序或数据的文件的一部分中，还可以存储在所述程序专用的单个文件中，或者存储在多个协同文件中(比如存储一个或多个模块、子程序、或代码部分的文件)。计算机程序可以被展开以在一个计算机上或在同一地点或跨越多个地点分布式地并通过通信网络互连的多个计算机上来执行。

[0085] 包括方法步骤的在此所述的过程可以由执行一个或多个计算机程序的一个或多个可编程处理器来实施，以通过对输入数据进行操作并产生输出来执行所述过程的功能。所述过程还可以通过诸如FPGA(现场可编程门阵列(field programmable gate array))或ASIC(专用集成电路(application specific integrated circuit))的专用逻辑电路来实施，并且所述过程的装置可以被实施为上述的专用逻辑电路。

[0086] 适于执行计算机程序的处理器例如包括通用和专用微处理器和任何类型数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器从只读存储器或随机存取存储器或两者中接收指令和数据。计算机的基本元件是用于执行指令的处理器和用于存储指令和数据的一个或多个存储器器件。通常，计算机还包括或在操作上被耦合以从或向一个或多个用于存储数据的大容量存储装置(比如磁盘、磁光盘、或光盘)接收数据或者发送数据或者两者。适于收录计算机程序指令和数据的信息载体包括任何形式的非易失存储器，例如包括半导体存储器器件，比如EPROM、EEPROM、和闪速存储器器件；磁盘，比如内部硬盘或可移动盘；磁光盘；和CD ROM和DVD-ROM盘。处理器和存储器可以附加或结合于专用逻辑电路。

[0087] 处理器可以被实施或分布于不同的系统组件上。系统组件可以通过数字数据通信的任何形式或者媒介(比如通信网络)互连。通信网络的例子包括局域网(“LAN”)和广域网(“WAN”)，比如因特网。

[0088] 计算系统可以包括客户端和服务器。客户端和服务器通常相互远离，并典型地通过通信网络来相互作用。客户端和服务器的关系依靠在相应的计算机上运行并且相互具有客户端服务器关系的计算机程序来形成。

[0089] 前述的仅仅是示例性的例子，并且不以任何方式限制替代方案。在此所述的过程的步骤可以以不同的次序被执行和/或一个或者多个这种步骤可以被省略，并依然达到所期望的结果。所述过程的步骤不需要实时地被实施，虽然所述步骤的一些或全部可以实时地被实施。此外，所述过程的一些步骤可以异步地被实施。

[0090] 本发明的多个实施例已经被描述。然而，应当理解的是：在不脱离本发明精神和范畴的情况下可以进行各种修改。比如，所述准备过程可以与探测感兴趣区域的共振信号的任何数据采集过程相组合。数据采集过程的例子包括、但不局限于快速低角度投射(FLASH)采集、梯度回波采集、自旋回波采集、稳定状态自由进动(SSFP)、和回波平面采集。准备过程可以以不同的磁共振成像方案被实施，包括核磁共振成像(NMRI)、磁共振血管造影(MRA)、磁共振波谱分析、扩散MRI、功能性MRI、和介入性MRI。准备过程还可以应用于能够利用磁共振成像被成像的身体或对象的任何结构或部分，包括心脏、脑、肌肉、肝脏、和其他生物学器官和组织。

[0091] 在此没有详细描述的其他实施例也处于以下权利要求书的范畴之中。

标题	发布/更新时间	阅读量
专利信息自动采集方法	2020-05-12	495
专利数据显示系统	2020-05-12	671
专利检索系统	2020-05-11	700
一种专利文献聚类方法	2020-05-13	213
专利互联网申请平台	2020-05-13	950
一种专利查新管理系统	2020-05-13	299
专利检索方法及其系统	2020-05-13	300
专利数据分析系统	2020-05-12	276
一种专利指标分析系统	2020-05-12	747
专利对比分析方法	2020-05-12	504

在磁共振成像中的对比度增强

在磁共振成像中的对比度增强

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