专利名称：微脉管血容量磁共振成像的制作方法
技术领域：
本发明涉及诊断成像领域。其在通过对脑血容量的磁共振成像而进行的非侵入性测量中具有特定应用，并且将具体参照它们来描述。当然，它亦在通过对其它组织中的血容量的磁共振成像而进行的测量中具有应用。
背景技术：
对血容量的就地测量在各种临床、诊断和研究应用中的有用的。例如，本地脑血容量变化与脑中的本地神经元活动相关。生理学刺激期间的脑血容量测量由此提供了用于脑活动的功能研究的工具。脑血容量测量亦可提供有关中风受害者中的受损害和/或受损伤的组织的信息，以及有关许多病症中的损害的信息，所述病症包括但不局限于癌症、脉管病症等。对除脑以外的其它器官的血容量成像可类似地提供在临床研究、诊断和测试(例如压力测试或脉管顺应性测试)中有用的功能和诊断数据。
各种成像形态已被用于测量血容量特性，包括正电子发射层析X射线照相术、单光子发射计算层析X射线照相术和磁共振成像。这些的大多数是侵入性途径，在其中受检者服用适当的对比剂，其选择性地提高所选成像形态中的血对比度。对于磁共振成像，各种顺磁性对比剂一般被用于该目的。对被服用的对比剂的要求是这些技术的基本缺点。
对血充氧水平依赖(blood oxygenation level dependence，BLOD)的磁共振成像是用于间接测量血容量的非侵入性技术。在该技术中，血红蛋白被用作内生对比剂。在一种BOLD成像途径中，磁共振成像被实施为导致血充氧水平变化的生理学刺激的函数。血容量是通过进行属于影响血充氧水平的其它参数，如血流的假设而从BOLD测量估算的。因此，BOLD不提供对血容量的直接测量。
在被应用于血容量测量时侵入性技术和BOLD技术两者的缺点是，这些现有技术通常在一方面的大血管中的血和另一方面的小毛细血管或其它微管中的灌注血之间没有区别。较大血管中的血容量主要由交感调整(sympathetic regulation)来控制。相对而言，具有小于大约200微米的典型直径的微管中的血容量趋向于变化以维持本地内平衡或响应于化学药品，如血管舒张药或血管收缩性(vasorestrictive)化合物。因此，微管的血容量对诸如本地神经元活动的生理学扰动做出响应。对于功能磁共振成像，微管中的血的容量典型地是主要感兴趣的，而来自较大血管的血信号是干扰的并因此是不理想的。另一方面，总的微脉管和宏脉管血容量可在一些疾病中变化，包括但不局限于例如动静脉畸形。
本发明设想了一种克服上述局限和其它方面的改进设备和方法。

发明内容
依照一个方面，提供了一种磁共振成像方法。执行基本上零化来自血的磁共振信号的血零化(blood nulling)磁共振激励序列。在执行血零化磁共振激励序列之后，执行读出磁共振序列以从除了零化的血以外的组织采集磁共振信号。
依照另一个方面，公开了一种磁共振系统。血零化装置被提供用于执行基本上零化来自血的磁共振信号的血零化磁共振激励序列。读出装置被提供用于执行读出磁共振序列以从除了零化的血以外的组织采集磁共振信号，读出装置在血零化装置的工作之后工作。
一个优点在于测量实质(parenchymal)脉管空间占用率，其比包括大血管的总脉管容量对生理学扰动更敏感。
另一个优点在于提供了对绝对血容量的测量。
又一个优点在于给影像提供了具有基本上零化的血磁共振信号，即足以使剩余的MRI信号主要来自其它组织的血信号减小。
基于对优选实施例的以下详述的阅读，诸多附加优点和好处对于本领域的普通技术人员将变得显而易见。


本发明采取不同部件和部件的设置的形式，以及不同过程操作和过程操作的设置的形式。附图仅仅是为了说明优选实施例的目的而不应被理解为对本发明的限制。
图1示意性地示出用于测量脉管空间占用率的磁共振成像系统。
图2示意性地示出采用反转恢复以零化血信号的磁共振成像脉冲序列。在图2中，时间间隔TI、TE、TR未按比例画出。
图3示出一个处理器的方块图，该处理器用于计算静止的血容量和响应于生理学扰动而发生的血容量变化。
图4示出一个处理器的方块图，该处理器用于使用重构影像来计算绝对血容量，所述重构影像是借助由反转恢复准备所零化的血信号而采集的。
图5示出一个处理器的方块图，该处理器用于计算具有用于脉管空间占用率异常的增强对比度的差异影像。
具体实施例方式
参照图1，磁共振成像扫描器10包括主磁体线圈12，其优选为超导线圈，尽管亦可使用电阻性主磁体线圈或永磁体。主磁体线圈12被供能以产生检查区14中的基本上均匀的主磁场。磁场梯度线圈16产生所选空间方向上的梯度以在空间上编码通过对射频线圈18供能而产生的磁共振。在图1中，整体射频线圈18被示出；然而，诸如头线圈、定相射频线圈阵列、SENSE线圈等的本地线圈可取代或结合整体射频线圈18来使用以激励磁共振和/或检测磁共振回波。
磁共振序列控制器30协调和控制被耦合于整体射频线圈18或另一个射频线圈的射频发射器34以激励磁共振回波，并且控制被耦合于梯度线圈16的磁场梯度控制器32以在空间上编码被激励的磁共振回波。被耦合于整体射频线圈18或另一个射频线圈的一个或多个射频接收器36检测、解调和数字化磁共振回波并将数字磁共振采样存储在k空间存储器40中。重构处理器44执行基于傅立叶变换的影像重构或其它类型的影像重构以从所存储的k空间磁共振采样来产生一个或多个重构影像。
重构影像被存储在影像存储器46中，由视频处理器50处理，并且被显示在用户界面52上，在本地计算机网络或互联网上被传输或否则被处理。优选地，用户界面52包括显示器、打印机或其它输出装置，其允许放射科医师或其它操作者察看、再现或否则操纵重构影像。而且，用户界面52优选地使放射科医师或其它操作者能与磁共振序列控制器30通信以创建磁共振成像序列，修改成像序列、执行成像序列或否则控制磁共振成像扫描器10。
继续参照图1，对于对血容量关注的临床或诊断应用，执行对脉管空间占用率(vascular space occupancy，VASO)的测量。该途径使用具有反转时间60的反转恢复磁共振激励序列，所述反转时间在特定于某个磁场强度和血细胞比容范围的血T1值的基础上被最优化用于对血信号的基本零化。反转恢复磁共振激励序列基本上零化来自血的信号以使磁共振信号主要对应于组织，而血的贡献基本上可忽略。该途径利用了血的T1值对血充氧的基本独立性，其允许反转恢复血零化对于各种类型的管(动脉、小动脉、毛细血管、小静脉和静脉)以及整个生理学扰动循环是可操作的。
用于零化血的反转时间(TI)60的适当值可以以许多方式获得。在一种适当的途径中，血T1测量序列62由序列控制器30施加以使用血灌注设备来测量代表性血样的T1值，并且从它来计算反转时间(TI)60。可替换地，主要血管可被识别于重构影像中，并且使用常规磁共振成像序列来获得对所识别的血管内的血的T1值的直接测量。在另一种途径中，由于在实际中已发现血的T1通常对于具有基本上正常血的大多数人类受检者来说不是受检者相关的，适当的反转时间(TI)可从基本上正常的人血或适当哺乳动物起源的动物血的代表性血样的测量来计算并被收集在表64中，如在此包含的表I和表II。这些值通常适合于基本上正常的人血，并且包括对主磁场强度(表I提供了用于1.5T场的值，并且表II提供了用于3.0T场的值)和对序列重复时间(TR)的反转时间相关性。如果不采用表列数据，反转时间60可涉及磁场强度、重复时间TR和任选地通过经验函数关系或其它适当的关系而涉及其它参数。表列TI值优选地被用作用于确定基本上零化血以使信号主要来自组织的反转时间TI的指导原则。表列值不排除亦可实现血零化的其它TI值。

表I-在1.5特斯拉磁场处用于血的最优反转时间(TI)

表II-在3.0特斯拉磁场处用于血的最优反转时间(TI)反转时间调节任选地被执行以补偿由特定成像受检者的异常血细胞比容值、镰状细胞病理学或另一种血异常导致的血T1的偏差。在一种适当的调节技术中，血零化反转恢复成像序列被执行几个反转时间，所述反转时间在从表I和II中选择的血零化反转时间附近，并且血零化反转时间60被选择为自大血管的提供基本上可忽略的影像信号反转时间。图1中的数据流线66对应于基于使用扫描器10进行的磁共振测量来选择血零化反转时间60。
图2示意性地示出适当的磁共振成像脉冲序列，其采用血零化反转恢复磁共振激励序列以零化血信号，以及示例的单次激发回波平面成像读出72。注意，回波平面成像读出仅仅是示例的，并且不排除采用附加的或其它磁共振成像、磁共振光谱学或本地化光谱学检测方案。例如，读出序列72可以是单次激发成像序列，单次激发回波平面序列，多次激发成像序列，光谱学序列，多切片影像，一维、二维或三维空间编码序列，分数k空间采集序列，自旋回波读出序列，梯度回波读出序列等。
首先看反转恢复激励序列70，反转脉冲74被施加以反转自旋。优选地，反转脉冲74是实施180°翻转角用于自旋的180°脉冲。在此情况下，反转时间TI60基本上具有代表性地基于对于特定实验条件(场、血细胞比容、充氧等)的血T1值来导致适当血信号减小。然而，亦可设想使用具有比90°大但不是180°的翻转角的反转脉冲，在此情况下适当的反转时间TI60从适当T160和诸如重复时间TR的采集参数容易地计算。一般而言，反转时间TI60被选择为这样一个时间，在此期间血的翻转自旋的纵向分量从翻转角衰减到交叉或零化位置。零化条件对应于纵向自旋分量的零交叉点；在纵向自旋分量从翻转或反转的队列(alignment)向着正常的、非反转的队列而衰减回来时，它经过纵向分量基本上经过零的点，即纵向自旋分量通过基本上为零的交叉点。基本上为零被理解成对应于基本上可忽略的血信号，因此所采集的磁共振信号主要包含来自除了血以外的组织的信号。
优选地，反转脉冲74不伴随有空间编码磁场梯度脉冲或者伴随有相对小的空间编码磁场梯度脉冲。这确保了在整个受检者关注区的血的自旋在反转时间延迟TI60之后到达零化条件。具体而言，血零化独立于血流，这是因为血零化反转脉冲74在空间上是非选择性的，或者选择相对大的区域。这样，在激励时或在读出时流到兴趣切片中的流动血被适当地零化。
在血零化条件下，即在对应于反转时间TI60的延迟时间之后，激励脉冲80结合切片选择性磁场梯度脉冲82而被施加以激励受检者关注区的所选切片中的自旋。激励脉冲80优选为具有90°翻转角的90°激励脉冲；然而，亦可设想具有除了90°翻转角以外的激励脉冲。由于血在施加激励脉冲80时处于零化条件，可忽略的磁共振信号由激励脉冲80激励于零化的血中。诸如脂肪、灰和白脑组织等的组织通常具有与血不同的T1值，因此这些组织在施加激励脉冲80时不处于零化条件。因此，激励脉冲80主要激励组织中的磁共振。
示例的单次激发回波平面成像读出72采样激励脉冲80在组织中激励的磁共振。所示的单次激发回波平面成像读出72是常规的读出，其包括180°自旋重聚焦射频脉冲84和切片选择性梯度脉冲86，它们在激励脉冲80之后的时间到回波间隔TE处生成所选切片中的自旋回波。在图1的射频接收器36执行对自旋回波的采样92的同时，一系列相位编码磁场梯度脉冲88和通常正弦的读取磁场梯度波形90步进经过所选切片中的k空间值的网格(grid)。磁共振信号k空间采样被存储在图1的k空间存储器中并且被处理以产生如前所述的重构影像表示。
图2中示出的单次激发回波平面成像读出72仅仅是示例性的。基本上任何类型的磁共振成像或磁共振光谱学读出或采集序列均可被采用。对于成像应用，读出序列可以是快的单次激发序列，其每个激励采集至少一个切片。例如，示例的单次激发回波平面成像读出72可被替换成短梯度回波读出序列。图2中所示的读出的回波时间(TE)优选地被保持短以使在血基本上保持在零化条件的同时执行读出并且使诸如来自血氧水平相关(BOLD)效应的贡献最小。任选地，一个或多个附加反转脉冲被施加以保持血在较长的读出序列期间接近于零化条件。
尽管反转恢复血零化序列70是优选的，其它脉冲序列可被用于基本上零化血信号以使磁共振主要是由于除了血以外的组织。例如，在高磁场处使用长回波时间(TE)产生基本上血零化的信号；然而，在这种类型的序列中，脉管外血充氧水平依赖(BOLD)贡献是大的，从而使对诸如脑血容量(CBV)等的其它生理学参数的确定复杂化。在用于克服这种大BOLD效应的一种适当途径中，CBV贡献以足够长的TE由一系列TE值的TE相关性的插入被量化，以避免将以较短TE发生的脉管内贡献，和/或由不同生理学条件下这种插值之间或正常和患病组织之间的差异来量化。
图2的血零化磁共振序列任选地以重复时间(TR)被重复以采集用于多个切片或用于多个三维(3D)、二维(2D)或一维(1D)空间编码的重构影像，从而例如获得三维重构影像体积。在图2中，示例的相继空间非选择性反转恢复脉冲74’对应于血零化成像序列的接下来的重复的开始。任选地，由于血零化建立基本上可忽略的血信号，有可能根据单个量化条件来采集多个切片或多个1D、2D或3D空间编码。这适用于成像和光谱学应用两者。
使用诸如图2的示例序列的反转恢复血零化磁共振序列所采集的重构影像可以以各种方式来使用。例如，尽管在本领域公知的是处理重构影像以确定光子密度(ρ)、T1和T2加权，所确定的加权值典型地为合成的值，其具有来自血和组织两者的贡献。通过将基本上相同的处理应用于血零化的重构影像，可获得用于组织的较为精确的ρ、T1和T2加权而没有来自血信号的干扰。任选地，除了血以外亦零化其它组织以使来自那些其它组织或组成部分的贡献最小。例如，这样的组合血和组织零化可被用于在很大程度上隔离磁共振信号与脑中的脑脊髓液(cerebralspinal fluid，CSF)。
在影像包括来自组织的贡献但基本上排除了来自血容量的贡献的情况下，使用反转恢复血零化磁共振序列所采集的重构影像包含属于脉管空间占用率的信息。通过施加生理学扰动，血容量可被改变。例如，脑血容量响应于视觉刺激和屏息而经历血管舒张。类似地，脑血容量响应于换气过度而经历血管收缩。血容量变化亦可通过服用所选药物而引起，所述药物例如但不局限于用于压力测试或评估脉管顺应性。而且，诸如心脏缺血、中风、癌症、脉管变形等的某些疾病表示可导致血容量变化的慢性或短暂生理学扰动，所述变化可借助在此所述的方法学来检测。
在大多数以上情况下，血容量的变化主要发生在微管而不是大管和实质中。有利地，使用血零化的重构影像所测量的血容量变化反映了实质血容量(在此表示为BV)，其基本上对应于微管的容量而没有来自较大管的贡献。相比而言，通过BOLD和许多其它现有技术测量的脉管容量效应包括大管以及接近这些管的实质和其它组织(例如脑脊髓液)。对于实质组织(具有灌注血的组织)，实质脉管空间占用率(VASO，在此亦表示为ξ)由以下给出ξ=BVBV+Vtissue=BVVpar------(1)]]>其中BV是血容量，Vtissue是纯组织容量(没有血)，并且Vpar是实质组织的容量，即Vpar＝BV+Vtissue。所测的实质脉管空间占用率ξ有利地比总脉管容量对生理学扰动更敏感，所述扰动包括永久的疾病引起的扰动。大管容量(即实质区以外)的变化亦可通过血零化途径来获得。在适当的分辨率处，由于所应用的空间编码，大管容量的变化不干扰所指示的实质血容量变化。
对于实质组织，磁共振信号(在此由S来表示)与微管和纯组织的磁化强度贡献之和成比例。一般而言，来自实质组织(包括组织和灌注血两者)的总信号Spar可被写为Spar＝Sblood+Stissue(2)其中Sblood和Stissue分别是血和组织信号。将脉管空间占用率ξ和分别用于实质组织和血的水密度因子Cpar和Cblood插入方程(2)得到Spar≅Cblood·ξ·Mblood·e-TE/T2blood+(Cpar-ξ·Cblood)·Mtissue·e-TE/T2tissue------(3)]]>其中T2blood和T2tissue是由于射频脉冲84产生的自旋重聚焦而导致的用于图2的示例自旋回波读出72的适当时间常数。对于梯度回波读出，T2值在方程(3)中应被替换成T2*值。项Mblood和Mtissue对应于分别由激励射频脉冲80产生的血和组织的初始横向磁化强度。然而，作为使用血零化激励序列70的结果，对应于血的项Mblood基本上为零，因此方程(3)简化为
Spar≅(Cpar-ξ·Cblood)·Mtissue·e-TE/T2tissue------(4)]]>响应于生理学扰动而发生的分数实质信号变化被定义为ΔSS=Sparact-SparrestSparrest------(5)]]>其可通过组合方程(4)和(5)而写为ΔSS=(Cpar-ξact·Cblood)·e-TE/T2tissueact-(Cpar-ξrest·Cblood)·e-TE/T2tissueact(Cpar-ξrest·Cblood)·e-TE/T2tissueact------(6)]]>其中上标“act”指的是扰动状态而上标“rest”指的是未扰动静止状态或另一个合适的基准状态。将方程(6)的分子和分母除以Cpare-TE/T2(tissue，rest)，分数实质信号变化ΔS/S可被写为ΔSS=(1-ξact·CbloodCpar)·e-TE/(1/T2tissueact-1/T2tissuerest)-(1-ξrest·CbloodCpar)(1-ξrest·CbloodCpar)------(7)]]>利用级数展开近似ex～1+x，并将组织的横向松弛速率的表观变化ΔR2定义为ΔR2=1T2tissueact-1T2tissuerest-----(8)]]>方程(7)可被重写为ΔSS=-ΔR2·TB-ξact·CbloodCpar+ξact·CbloodCpar·ΔR2·TE+ξrest·CbloodCpar(1-ξrest·CbloodCpar)------(9)]]>
将脉管空间占用率的变化率Δξ定义为Δξ＝ξact-ξrest并忽略方程(9)中的项ξact(Cblood/Cpar)ΔR2 TE并简化得到ΔSS=-ΔR2·TE-Δξ·CbloodCpar(1-ξrest·CbloodCpar)------(10)]]>图3示出示例处理器100的方块图，该处理器基于方程(10)来计算静止血容量BVrest和血容量变化ΔBV。处理器100接收来自影像存储器46的成像数据输入。成像数据包括在成像受检者静止时在多个回波时间TE 102获取的影像和在成像受检者处于扰动状态时在多个(即两个或多个)回波时间获取的对应影像。处理器104为每个回波时间TE计算处于静止状态的受检者的影像和处于扰动状态的受检者的影像之间的分数信号差异ΔS/S以形成分数信号差异ΔS/S对回波时间TE的表106。认识到方程(10)是回波时间TE的线性方程，线性回归处理器110计算ΔS/S对TE的关系的斜率112和纵坐标截距114。
静止血容量BVrest计算器116从依照以下的斜率112来计算静止血容量BVrestslope=-ΔR21-ξrest·CbloodCpar-ΔR21-BVrestVpar·CbloodCpar(11)]]>其中方程(11)是方程(10)的ΔS/S和TE之间的线性关系的斜率分量。根据方程(1)，方程(11)的最右侧是在静止实质脉管空间占用率ξrest替换成血容量BVrest除以考虑中的实质组织的容量Vpar时写出的。BVrest计算器116使用用于水密度因子Cpar和Cblood的文献值，考虑中的实质组织的已知容量Vpar，和用于从T2tissue，act和T2tissue，rest值计算的ΔR2的值，所述T2tissue，act和T2tissue，rest值是通过分别为扰动和静止状态的每个在几个回波时间TE处拟合信号值S而获得的。如果Vpar未知，该方法可被用于确定绝对血容量分数或脉管空间占用率(ξrest)。
血容量变化ΔBV计算器122从依照以下的纵坐标截距114来计算血容量变化率ΔBV 124Intercept=-(ΔBVVpar·CbloodCpar)(1-BVrestVpar·CbloodCpar)(12)]]>其中方程(12)是方程(10)的ΔS/S和TE之间的线性关系的纵坐标截距分量，其是在静止实质脉管空间占用率ξrest替换成血容量BVrest/Vpar并且脉管空间占用率的变化Δξ替换成ΔBV/Vpar时写出的。ΔBV计算器122使用用于水密度因子Cpar和Cblood的文献值，考虑中的实质组织的已知容量Vpar，和由BVrest计算器计算的静止血容量BVrest118。可替换的是，如果Vpar未知，可使用绝对血容量分数或脉管空间占用率(ξrest)。
图4示出计算绝对血容量BV的另一个处理器130的方块图。通过处理器130对BV的计算不是基于对生理学扰动的瞬间响应。相反，可以是单个影像的来自影像存储器46的数据可使用方程(4)来处理。所述影像优选地使用短回波时间TE来采集以使方程(4)中的项exp(-TE/T2tissue)被适当地近似为一，从而使信号S由以下给出Spar≅(Cpar-BVVpar·Cblood)·Mtissue------(13)]]>其中实质脉管空间占用率ξ被替换成方程(1)中的表达式。反转时间TI60处的Mtissue的值根据以下而相关于纵向组织松弛时间T1tissueMtissue(TI)=1-2e-TI/T1tissue+eTR/T1tissue------(14)]]>
其中TR是脉冲序列(例如在图2中所示)的重复时间。用于T1tissue的合适值可使用已知磁共振技术，如饱和恢复脉冲序列和反转恢复脉冲序列来测量，或者优选地通过一系列反转脉冲来测量，从而使血保持基本上零化，而组织信号随代表性的T1tissue而衰减。在脑成像的情况下，已知用于白和灰脑质的T1tissue值不同。因此，如图4中所示，T1white值132和T1gray值134优选地被确定。注意Spar亦包含设备因子，其例如涉及线圈灵敏度和激励均匀度，我们将把其组合贡献称为IF。该常数亦可在T1测量期间从仅包含CSF并具有很接近纯水的光子密度的室中的体素来确定。Mtissue处理器136为白和灰脑质计算反转时间T160处的对应Mtissue，并且归一化处理器140根据以下来归一化在影像存储器46中存储的影像以产生归一化影像142Snorm(tissue)=SparIF*Mtissue------(15)]]>其中在方程(15)中，组织磁化强度Mtissue针对灰质被选择为对应于T1gray值134的磁化强度项，并且针对白质被选择为对应于T1white值136的磁化强度项。血容量处理器144通过将方程(13)应用于归一化影像142而估算绝对血容量BV 146或绝对血容量分数或脉管空间占用率(ξrest)。对于纯实质，确定血容量的附加途径是使用组织T1值来零化组织并且仅考察剩余血。通过使用在血零化实验中确定的相同IF，短TE处这种组织零化的体素中的信号由以下给出Snorm(blood)=SparIF·Mblood=Cblood·ξ------(16)]]>根据该方程，对于已知Cblood可确定BV(方程(1))和/或脉管空间占用率。
图5示出从血零化的磁共振影像来计算临床影像的处理器150。处理器150在诊断应用中适合于检测异常，如由诸如心脏缺血、中风、癌症等的某些疾病导致的血管舒张或血管收缩。影像存储器46存储待诊断的成像受检者的影像。该影像通过差异处理器154与基准影像152比较以产生临床影像156。
在一种合适途径中，差异处理器154计算影像之间的绝对差异，从而使由于在异常附近受检者影像和基准影像之间的差异，正常区域在临床影像156中看起来暗而异常区域在临床影像156中看起来较亮。任选地，差异处理器154用恒定强度级偏移来计算有符号的差。在该途径中，血管舒张的区和血管收缩的区关于恒定强度级具有相反强度极性。
基准影像152可从多种源获得。例如，正常受检者的影像可被用于比较。可替换地，在诸如脑的双侧对称解剖结构的情况下，可使用对侧影像。例如，优选地在对侧比较影像的适当左右对换之后，脑的可疑右侧可与假定正常左侧比较。仍进一步，在不存在异常时基本上均匀的解剖结构的情况下，器官的可疑部分可与相同器官的假定正常部分比较。
在脑诊断的情况下，图4的归一化影像142被任选地用在处理器150中。归一化影像142优选地具有脑影像的白质区和灰质区之间的被抑制的对比度，其使脉管空间占用率对比度更可见。
在一些临床应用中，除了微脉管变化以外，亦可发生大管变化。这些亦可被检测，并且在足够的空间分辨率下，可与微脉管变化分离。
已参照优选实施例描述了本发明。显然基于对先前详述的阅读和理解，其它人将想到修改和更改。本发明旨在被理解为包括所有这样的修改和更改，只要它们属于所附权利要求及其等效形式的范围内。
权利要求
1.一种磁共振方法，包括执行血零化磁共振激励序列(70)，其基本上零化来自血的磁共振信号；以及在执行血零化磁共振激励序列(70)之后，执行读出磁共振序列(72)以从除了零化的血以外的组织采集磁共振信号。
2.如权利要求1所述的磁共振方法，其中执行血零化磁共振序列(70)包括执行具有反转时间(60)的反转恢复磁共振激励序列(70)以基本上零化来自血的磁共振信号。
3.如权利要求2所述的磁共振方法，其中执行反转恢复磁共振序列(70)包括施加反转射频脉冲(74)；延迟反转时间(60)；以及施加激励射频脉冲(80)。
4.如权利要求3所述的磁共振方法，其中施加反转射频脉冲(74)在不伴随空间选择性磁梯度脉冲的情况下被执行；并且施加激励射频脉冲(80)在伴随空间选择性磁场梯度脉冲(82)的情况下被执行。
5.如权利要求3所述的磁共振方法，其中执行反转恢复磁共振序列(70)进一步包括施加附加的反转射频脉冲以将血维持在基本上零化的条件下。
6.如权利要求3所述的磁共振方法，其中反转射频脉冲(74)是180°脉冲，而激励射频脉冲(80)是90°脉冲。
7.如权利要求2所述的磁共振方法，进一步包括通过以下来确定用于零化血的反转时间(60)确定血的T1值；以及基于所确定的血的T1值来选择用于基本血零化的反转时间(60)。
8.如权利要求7所述的磁共振方法，其中确定血的T1值包括采集代表性血样；以及测量代表性血样的T1值。
9.如权利要求7所述的磁共振方法，其中确定血的T1值进一步包括确定血的血细胞比容；以及针对所确定的血细胞比容来校正血的T1值。
10.如权利要求2所述的磁共振方法，进一步包括至少识别主磁场强度和重复时间；以及基于用于零化血的反转时间与所识别的主磁场强度和重复时间之间的预定关系(64)来确定用于零化血的反转时间(60)。
11.如权利要求2所述的磁共振方法，进一步包括最优化校准反转恢复磁共振激励序列的反转时间以最小化大血管的磁共振信号；以及选择(66)用于零化血的反转时间(60)作为校准反转恢复磁共振激励序列的经最优化的反转时间。
12.如权利要求2所述的磁共振方法，进一步包括从所述采集的磁共振信号产生重构影像。
13.如权利要求12所述的磁共振方法，进一步包括在执行读出磁共振序列之后，引入生理学扰动；在引入生理学扰动之后，重复执行反转恢复磁共振激励序列(70)和执行读出磁共振序列(72)以从除了零化的血以外的组织采集第二磁共振信号；以及从所述采集的第二磁共振信号产生扰动重构影像。
14.如权利要求12所述的磁共振方法，进一步包括在执行读出磁共振序列(72)之后，引入生理学扰动；在引入生理学扰动之后，重复执行反转恢复磁共振激励序列(70)；在重复执行反转恢复磁共振激励序列(70)之后，执行每个都具有不同回波时间的多个读出磁共振序列(72)以采集对应于所述多个回波时间的多个磁共振信号；从对应于所述多个回波时间的所述采集的多个磁共振信号产生多个扰动重构影像；以及基于所述多个扰动重构影像来确定对生理学扰动的生理学响应的时间演变。
15.如权利要求14所述的磁共振方法，其中确定时间演变包括针对每个回波时间来计算扰动重构影像和对应的未扰动重构影像之间的脉管空间占用率信号的变化以产生脉管空间占用率信号变化对回波时间的数据(106)；以及将脉管空间占用率信号变化对回波时间数据(106)拟合成数学模型以获得血容量参数值(118)。
16.如权利要求12所述的磁共振方法，进一步包括确定组织的T1值(132、134)；基于组织的T1值(132、134)来计算组织磁化强度(M)；通过将重构影像除以组织磁化强度来产生归一化重构影像(142)；以及基于归一化重构影像(142)来估算血容量参数值(146)。
17.如权利要求16所述的磁共振方法，其中重构影像对应于受检者脑区，并且确定组织的T1值(132、134)包括确定对应于白脑质的第一T1值(132)；以及确定对应于灰脑质的第二T1值(134)；其中将重构影像除以组织磁化强度对每个影像单元基于将本地组织类型分类成灰脑质和白脑质之一而使用第一和第二T1值(132、134)的所选的一个。
18.如权利要求12所述的磁共振方法，其中执行读出磁共振序列(72)实现对受检者脑的受检者脑区的成像，并且所述方法进一步包括提供基准脑区的基准影像(152)；以及比较重构影像与基准影像(152)以检测受检者脑区的异常。
19.如权利要求18所述的磁共振方法，其中提供基准脑区的基准影像(152)包括重复执行反转恢复磁共振激励序列(70)，执行读出磁共振序列(72)，以及产生有关基准脑区的重构影像以产生基准影像(152)。
20.如权利要求19所述的磁共振方法，其中基准脑区是从由以下组成的组中选择的对应于受检者脑区的受检者脑的对侧的脑区，除了对应于受检者脑区的受检者脑以外的脑的脑区，以及除了受检者脑区以外的受检者脑的脑区。
21.如权利要求12所述的磁共振方法，进一步包括基于重构影像，在没有血的磁共振信号的干扰下，计算组织的光子密度加权、组织的T1加权和组织的T2加权中的至少一个。
22.如权利要求2所述的磁共振方法，其中执行读出磁共振序列(72)包括执行以下中的一个或多个单次激发成像序列，单次激发回波平面序列，多次激发成像序列，光谱学序列，多切片影像，一维、二维或三维空间编码序列，分数k空间采集序列，自旋回波读出序列，以及梯度回波读出序列。
23.一种磁共振系统，包括血零化装置(10、12、16、18、30、32、34)，用于执行基本上零化来自血的磁共振信号的血零化磁共振激励序列(70)；以及读出装置(10、12、16、18、30、32、36)，用于执行读出磁共振序列(72)以从除了零化的血以外的组织采集磁共振信号，读出装置(10、12、16、18、30、32、36)在血零化装置(10、12、16、18、30、32、34)的操作之后操作。
24.如权利要求23所述的磁共振系统，其中血零化装置(10、12、16、18、30、32、34)包括反转恢复装置(10、12、16、18、30、32、34)，用于执行具有反转时间(60)的反转恢复磁共振激励序列(70)，在其中血的磁共振被基本上零化。
25.如权利要求24所述的磁共振系统，进一步包括装置(64)，用于基于至少包括磁场强度值和重复时间值的一组值来确定反转时间(60)。
26.如权利要求24所述的磁共振系统，进一步包括装置(62)，用于测量血的T1值，所述反转时间(60)从所述测量的血的T1值获得。
27.如权利要求24所述的磁共振系统，进一步包括重构装置(44)，用于从所采集的磁共振信号来产生重构影像。
28.如权利要求27所述的磁共振系统，进一步包括装置(100、130)，用于从重构影像来计算血容量参数值(118、146)。
29.如权利要求28所述的磁共振系统，其中用于计算血容量参数值(118、146)的装置(130)包括装置(136、140)，用于基于组织的T1值(132、134)来归一化重构影像以产生组织归一化的重构影像；以及装置(144)，用于从组织归一化的重构影像来计算血容量。
30.如权利要求28所述的磁共振系统，其中用于计算血容量参数值(118、146)的装置(100)包括装置(104)，用于为多个重构影像来计算在功能上涉及血容量的中间参数(106)，所述多个重构影像是通过以对应的多个回波时间(102)重复调用读出装置和重构装置而产生的；以及装置(110)，用于使参数化模型与中间参数(106)和对应的回波时间(102)拟合，所述参数化模型具有包括静止血容量(118)和血容量变化(124)的参数。
31.如权利要求27所述的磁共振系统，进一步包括装置(154)，用于组合重构影像与基准影像(152)以识别重构影像中的异常。
全文摘要
一种磁共振成像系统包括磁共振成像扫描器(10)，其执行具有血零化反转时间(60)的反转恢复磁共振激励序列(70)，所述时间是基于适合于所选磁场和血液血细胞比容的血TI值来确定的，从而基本上零化血的磁共振。反转恢复激励序列(70)包括反转射频脉冲(74)，其与小或零切片选择性磁场梯度脉冲一起被施加以避免内流效应，以及激励射频脉冲(80)。反转脉冲(74)和激励脉冲(80)被以反转时间(60)分隔。磁共振成像扫描器(10)随后执行读出磁共振序列(72)或光谱学序列以从除了零化的血以外的组织采集磁共振信号。重构处理器(44)根据所采集的磁共振信号产生重构影像。
文档编号G01R33/563GK1685243SQ03820488
公开日2005年10月19日 申请日期2003年8月26日 优先权日2002年8月27日
发明者扎尔 比德·C.M.·范, 陆汉璋, 沙维尔·戈莱 申请人:肯尼迪克里格学院, 扎尔 比德·C.M.·范, 陆汉璋