核自旋系统的纵向和横向弛豫时间的同时和动态确定

摘要

本发明涉及一种用于在DCE或DSE MRI的语境下同时和动态确定对象的核自旋系统的纵向弛豫时间T1和横向弛豫时间T2的磁共振成像方法。对此，本发明利用了包括EPI读出模块的稳态梯度回波脉冲序列。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于同时确定对象的核自旋系统的纵向弛豫特性 （behavior）和横向弛豫特性的磁共振成像方法、一种计算机程序产品以及 一种磁共振成像设备。

背景技术

利用磁场与核自旋之间的交互作用以便形成二维或三维图像的MR成 像方法在今天被广泛使用，特别是在医学诊断领域中，因为对于软组织的 成像而言，它们在许多方面优于其他成像方法，即它们不需要致电离辐射， 并且它们通常是无创的。

根据一般的MR方法，待检查的患者身体或一般对象被布置在强的均 匀磁场B₀中，磁场B₀的方向同时限定了测量所依据的坐标系的轴，通常为 z轴。

磁场根据所施加的磁场强度针对个体核自旋产生不同的能级，能够通 过施加具有定义频率（所谓的拉莫尔频率或MR频率）的交变电磁场（RF 场）来激励个体核自旋（自旋共振）。从宏观角度讲，个体核自旋的分布产 生总体磁化，通过施加适当频率的电磁脉冲（RF脉冲）能够使总体磁化偏 离平衡状态，同时磁场垂直于z轴延伸，使得磁化绕z轴进行进动运动。

借助接收RF天线能够检测磁化的任何变化，所述接收RF线圈被布置 和定向在MR装置的检查体积之内，从而在垂直于z轴的方向测量磁化的 变化。

为了在身体中实现空间分辨率，在均匀磁场上叠加沿三个主轴延伸的 线性磁场梯度，导致自旋共振频率的线性空间相关性。然后在接收天线中 拾取的信号包含可能与身体中的不同位置相关联的不同频率分量。

经由接收天线获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称为k空间 数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码采集的多条线。通过收集若干 样本对每条线进行数字化。利用傅里叶变换将一组k空间数据样本变换成 MR图像。

磁共振成像（MRI）的一种特定应用是分别评估脉管渗透性和组织灌注、 血液体积和流量。获得这种信息的一种方式是执行动态对比增强的MRI （DCE-MRI）和动态灵敏度增强的MRI（DSE-MRI）。DCE-MRI传递关于 脉管渗透性、血管外细胞外空间和灌注的信息。DSE-MRI提供关于血液体 积和流量的反馈。因此，通过对注射之后造影剂在组织和血液中随时间的 浓度的药动学参数建模来导出生理标记。通过由注射药动学造影剂（通常 为钆（Gd））诱发的纵向弛豫率R1（DCE）或R2^*（DSE）的动态变化来确 定浓度的动态变化。DCE最常使用稳态3D扰动梯度回波MR序列和短重 复和回波时间（TR、TE），从信号强度的变化来量化R1。然而，忽略了灵 敏度改变（R2^*效应）对信号强度的影响，以简化该方法，这导致了不准确。 另一方面，DSE通常采用单发（shot）EPI自旋回波或梯度回波序列以及长 TR、TE来量化R2^*，并忽略造影剂的药动学R1效应。

这里必须提到的是，R2^*表示自旋系统的横向弛豫率，其包括由于磁场 不均匀度的贡献，并且R1表示自旋系统的纵向弛豫。纵观整个说明书，“自 旋系统的弛豫特性”被理解为相应的弛豫率或者是该弛豫率的倒数的弛豫 时间。

动态氧气或二氧化碳增强的MRI（D（C）O2E-MRI）目前正日益获得 关注，用以评估组织氧化和血管反应性。存在对癌症处置进行选择的重要 参数。例如，辐射治疗的疗效取决于肿瘤的氧化水平。

该技术通常施加（多）梯度自旋序列，以用于在氧气或二氧化碳呼吸 期间的R2^*量化。R2^*的变化反映血氧或血液流量或体积的变化。由溶解的 氧和流量诱发的R1的同时变化是生理上感兴趣的，但幅度过低并且难以测 量（耗时）以及因此在大多数情况下不予考虑。

在那些动态方法中R1和R2^*的同时测量承载着改善生理性输出的准确 性（DCE）或特异性（同时生理性测量）的潜质。

发明内容

从上文容易意识到，需要一种经改进的MR成像方法。因此，本发明 的目的是使得MR图像能够同时精确确定对象的核自旋系统的纵向弛豫特 性和横向弛豫特性。

根据本发明，提供了一种用于同时确定对象的核自旋系统的纵向弛豫 特性和横向弛豫特性的磁共振成像方法。所述方法包括通过施加稳态梯度 回波脉冲序列来激励核自旋，其中，所述脉冲序列包括一系列通常（但并 非约束）小翻转角的RF激励脉冲，用于将核自旋磁化驱动至稳态水平。所 述RF激励脉冲中的每个跟随有生成多个梯度回波的多梯度回波读出串。所 述方法包括在施加稳态梯度回波脉冲序列的后续RF激励脉冲期间采集所 述梯度回波的MR信号数据，并使用这些数据重建多幅图像。这一图像集 —在k空间中或在真实图像空间中—表示在稳态多梯度回波序列的RF激励 之后的信号衰减，被称为一个动态多梯度回波数据集。

此外，所述方法包括采集这些动态多梯度回波数据集中的至少两个以 在至少两个时间点执行测量。此外，从利用稳态多梯度回波脉冲序列获得 的第一动态多梯度回波数据集，针对第一时间点确定自旋系统的基线横向 弛豫特性和自旋系统的基线平衡磁化。从利用稳态多梯度回波序列获得的 第二动态多梯度回波数据集，获得针对第二时间点的平衡磁化。此外，从 第二动态多梯度回波数据集，确定自旋系统的动态横向弛豫特性。此外， 从平衡磁化和基线平衡磁化，确定自旋系统在第二时间点的动态纵向弛豫 特性。如针对第二动态多梯度回波数据集的确定过程被用于所有可能的随 后的动态多梯度回波数据集。

本发明的实施例具有这样的优点，两种弛豫特性，即，R1和R2^*或者 相应的弛豫时间T1和T2^*能够同时或彼此独立地获得。常规动态R1测量 结果的准确度得到改善并且加速了用于获得纵向和横向弛豫特性的总数据 采集过程。

根据本发明的另一实施例，动态纵向弛豫特性的确定还包括将自旋系 统的平衡磁化与基线平衡磁化相关联并从所述关联关系确定动态纵向弛豫 特性。这样的优点在于，各种系统依赖关系和例如由于所使用的线圈系统 的原因造成的相应伪影被消除，由此进一步改善了所得到的所确定的动态 纵向弛豫特性的质量。

根据本发明的另一实施例，稳态多梯度回波脉冲序列是扰动稳态梯度 回波脉冲序列，其中，所述序列包括在RF激励脉冲之前的扰动器梯度（梯 度扰动），其中，所述扰动器梯度在每个多梯度回波读出串之后被施加。这 具有进一步的优点，即任何剩余的横向磁化被去相，使得其不在后续的信 号读出中产生任何信号。结果，再次改善了测量的质量。

根据本发明的另一实施例，稳态梯度回波脉冲序列是T1加权的快速场 回波脉冲序列（T1FFE），其使用非恒定RF激励脉冲（RF-扰动）。然而， 可以施加任何稳态多梯度回波脉冲序列，例如还可以施加涡（turbo）场回 波序列（TFE）。所述T₁FFE序列具有这样的优点，即自旋系统的纵向弛豫 特性的确定被进一步增强和简化。

根据本发明的另一实施例，所述方法还包括通过所述系列的RF激励脉 冲对动态横向和/或纵向弛豫特性的动态变化进行药动学建模。结果，可以 从例如在钆（Gd）注射之后成相同的测量结果获得由此承载关于组织灌注 的联合信息的动态R2^*和R1曲线。或者，在氧呼吸期间对R2^*和R1的同时 测量传递关于血液和组织氧化的联合信息。

根据本发明的另一实施例，所述磁共振成像方法包括动态对比增强的 或动态灵敏度增强的MRI方法。换言之，为了提高准确度，同时弛豫时间 测量（relaxometry）方面支持同时以及因此有效的DCE-DSE生理测量。

根据本发明的另一实施例，所述方法还包括确定自旋系统的基线纵向 弛豫特性，其描述在不存在稳态多梯度回波脉冲序列的情况下的自旋系统 的纵向弛豫特性，其中，所述方法还包括从所述动态磁化数据确定所述动 态纵向弛豫特性。

这一准确度能够在确定所述动态纵向弛豫特性的过程中通过额外地确 定RF激励脉冲的翻转角以及通过采用所述确定的翻转角而被进一步改善。 结果，还能够避免对关于RF激励脉冲的翻转角的理论假设。

本发明的方法能够有利地在大多数诊所中现有的MR装置中执行。为 此，仅需要利用控制MR装置的计算机程序，使其执行本发明的上述方法 步骤。所述计算机程序可以存在于数据载体上或者存在于数据网络上，以 供下载从而在MR装置的控制单元中初始化。因此，本发明还涉及一种包 括计算机可执行指令以执行上述方法的计算机程序产品。

此外，本发明涉及一种用于同时确定对象的核自旋系统的纵向弛豫特 性和横向弛豫特性的磁共振成像设备。

所述设备包括磁共振成像扫描器，其用于采集磁共振图像数据，其中， 所述设备还包括控制器，其适于控制扫描器执行以下操作：

-通过施加稳态梯度回波脉冲序列来激励核自旋，其中，所述脉冲序列 包括一系列小翻转角的RF激励脉冲，用于将核自旋磁化驱动至稳态水平， 其中，所述RF激励脉冲中的每个都跟随有多梯度回波读出串，其生成多梯 度回波，

-在稳态梯度回波脉冲序列的后续RF激励脉冲的施加期间采集所述梯度 回波的MR信号数据，其中，所述设备还包括数据重建或分析系统，其适 于：

-从在第一时间点的所述MR信号数据重建第一动态多梯度回波数据 集以及从在第二时间点的所述MR信号数据重建第二动态多梯度回波 数据集，

-从所述第一动态多梯度回波数据集确定自旋系统的基线横向弛豫 特性以及自旋系统的基线平衡磁化，

-从所述第二动态多梯度回波数据集确定自旋系统的平衡磁化，

-从所述第二动态多梯度回波数据集确定自旋系统的动态横向弛豫 特性，

-从自旋系统的基线平衡磁化以及自旋系统的平衡磁化来确定自旋 系统的动态纵向弛豫特性。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，所述附图仅仅是 设计用于图示说明的目的，而并非作为对本发明的限制。在附图中：

图1示出了执行本发明的方法的MR装置；

图2图示了同时确定自旋系统的纵向和横向弛豫特性的原理；

图3是用于同时确定自旋系统的横向和纵向弛豫特性的动态处理步骤 的流程图；

图4描绘了健康志愿者对卡波金（Carbogen）（95%）的R2^*和R1反应 图。

具体实施方式

参考图1，示出了MR成像系统1。该系统包括超导或电阻式主磁体线 圈2，使得沿穿过检查体积的z轴生成大致均匀的时间上恒定的主磁场B₀。

磁共振生成操控系统施加一系列RF脉冲和切变的磁场梯度以逆转或 激励核磁自旋、感生磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、对磁共振进行 空间或其他方式的编码、使自旋饱和等等，以执行MR程序。

更具体而言，梯度脉冲放大器3施加电流脉冲至沿检查体积的x、y和 z轴的全身梯度线圈4、5和6中的选定的一个。RF发射器7经由发送/接 收开关8发射RF脉冲或脉冲包至RF天线9，以将RF脉冲发射至检查体 积中。典型的MR成像序列包括彼此同时发生的短持续时间的RF脉冲序列 包，并且任意施加的磁场梯度实现对核磁共振的选定的操控。RF脉冲被用 于使共振饱和、激励共振、逆转磁化、重聚焦共振或者操纵共振以及选择 定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号还可以由RF天线9来拾取。

为了例如借助并行成像生成身体或者通常为对象10的有限区域的MR 图像，邻近所述区域放置一组局部阵列RF线圈11、12和13以进行成像。 所述阵列线圈11、12和13能够被用于接收经由RF天线影响的RF发射感 生的MR信号。然而，其还可能使用阵列线圈11、12和13来发射RF信号 到检查体积。

所得的MR信号由RF天线9和/或由RF线圈11、12和13的阵列来拾 取，并由优选包括前置放大器（未示出）的接收器14来解调。接收器14 经由发送/接收开关8与RF线圈9、11、12和13连接。

主计算机15控制梯度脉冲放大器3和发射器7以生成多种成像序列中 的任意一种，诸如回波平面成像（EPI）、回波体积成像、梯度和自旋回波 成像、快速自旋回波成像等。这包括生成如上文所述的成像序列，以确定 对象10的核自旋系统的纵向弛豫特性和横向弛豫特性。

针对选定的序列，接收器14以跟随每个RF激励脉冲的快速连续方式 接收单条或多条MR数据线。数据采集系统16对所接收的信号执行模数转 换并将每条MR数据线转换成适于进行进一步处理的数字格式。在现代的 MR装置中，数据采集系统16是分离的计算机，其专用于采集原始图像数 据。

最后，所述数字原始图像数据通过重建处理器17被重建为图像表示， 其应用傅里叶或其他适当的重建算法，如关于对象10的核自旋系统的纵向 弛豫特性和横向弛豫特性的确定所描述的。MR图像可以表示穿过患者的平 面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。所述图像然后被存储在图像 存储器中，其中，可以访问所述存储器以将切片或图像表示的其他部分转 换成适当的格式，以供例如经由视频监视器18可视化，视频监视器18提 供所得的MR图像的人可读的显示。

图2a图示了现有技术的横向弛豫特性的状态的原理，尤其是R2^*测量。 R2^*量化通常基于在RF激励之后的不同回波时间处对多梯度回波图像的采 集。如图2a中所示，施加具有翻转角α的RF激励脉冲200，随后是一组 读出梯度202以及多个图像采集点214。如图2所示，磁化M从初始磁化 值M₀随时间下降。R2^*被量化为所有回波的信号强度S的指数衰减的弛豫 率常量：

S=M0·exp(-TE·R2^*)=M0·E2    等式1

图2中的灰色阴影块指示多梯度回波序列的各个扫描，其中，由时间 TR将所述多RF激励脉冲间隔开。

图2b图示了现有技术的借助稳态扰动梯度回波序列的动态R1量化的 原理。所述序列包括一组小翻转角（扰动）（α）的RF脉冲204，其被以短 的重复时间TR施加到自旋系统。在每个个体RF脉冲204中，施加读出梯 度206和扰动器梯度，以使任何剩余的横向磁化去相。在存在例如切片选 择梯度的情况下施加所述小翻转角的RF激励脉冲204，并且在在存在读出 梯度206的数据采集窗口期间采集相应的MR信号数据。

为了成像的目的，所述脉冲序列可以以所述间隔TR来重复，并且所述 相位编码梯度可以通过一组值被分阶，以采集k空间的完整采样，从k空 间的完整采样可以重建图像。因此扫描时间是同相位编码的数量确定的。 RF和梯度扰动的目的是，通常TR小于横向弛豫时间，使得横向磁化保持 在每次个体扫描210的末端（每次扫描210都在相应的读出梯度206中包 括RF脉冲204）。借助扰动器梯度，剩余的横向磁化被去相，使得其不影 响读出MR信号。

非常快速的R1量化的一种方法是使用稳态（TR<1/R1）扰动梯度回波 序列的取决于R1的平衡磁化。在下文中，所采集的信号由S表示：

其中，E1=exp(-TR·R1),E2=exp(-TE·R2^*)

等式2a

通常，使用短回波时间TE<1R2^*并且取决于R2^*的指数E2为负，并 且因此——如上所述——R2^*的影响也改变：

对于TE<1/R2^*，$S\approx M0=\kappa ·\sin \alpha ·\frac{1-E1}{1-\cos \alpha ·E1},$等式2b

然后基于在时间点t的信号S_t相对于基线信号S_t=0（例如动态序列的首 次扫描）的变化来量化R1的动态变化（即R1_t）：

$\frac{S_t}{S_{t=0}}=\frac{1-{E1}_t}{1-\cos \alpha ·{E1}_t}\frac{1-\cos \alpha ·{E1}_0}{1-{E1}_0}$等式3

E1₀和E1_t分别是固有（exp（-TR·R1₀））指数项和动态（exp（-TR·R1_t）） 指数项。如上所述，扰动（通过在每个RF脉冲之间利用RF扰动和压碎 （crusher）进行相位不规则化）是重要的，以消除任何先前的横向磁化对 跟随RF脉冲的信号的贡献。

从等式3以及对翻转角α和R1₀的进一步（例如理论）假设，能够估计 动态纵向弛豫率R1_t。

图2c图示了同时确定核自旋系统的纵向和横向弛豫特性的原理。本发 明提出组合图2a和图2b中所示的两种原理，而所述组合能够被理解为动 态R1量化原理扩展了多梯度回波读出，或者被理解为动态稳态R2_*量化原 理扩展了R1₀量化。

在图2c中所示的这两种原理的组合中。施加一系列RF激励脉冲204， 以将核自旋磁化驱动至稳态水平。RF激励脉冲204中的每个跟随有多梯度 回波读出串202，其中，这种读出串生成多个梯度回波，其利用多个图像采 集步骤被采集为MR信号数据，由箭头214表示。此外，借助扰动器梯度 脉冲216，在施加每个个体多梯度回波读出串之后，扰动剩余的横向磁化。 在图2c中，个体扫描，每次扫描都包括一系列RF激励脉冲204和读出梯 度202，由块214表示。通过连续重复块214（即扫描），能够获得R1和 R2^*的量化以及动态R1和R2^*变化。

任选地，如由参考标记212所表示的，可以确定自旋系统的基线纵向 弛豫特性，其描述在不存在稳态梯度回波脉冲序列的情况下的自旋系统的 纵向弛豫特性，得到R1₀。例如，可以在任何造影剂被注射或者氧气、（D （C）O2E-MRI）被吸入之前确定自旋系统的所述基线纵向弛豫特性。所述 稳态序列自身对R1没有影响。相应的扫描可以在执行扫描214之前执行或 者在执行扫描214之后执行，在任一种情况下，当自旋系统被完全返回到 平衡值。

同样任选地，扫描212可以包括确定RF激励脉冲的精确翻转角，其中， 之后，所述翻转角在成扫描214确定纵向弛豫特性的过程中被采用。

图3是图示了用于同时确定自旋系统的横向和纵向弛豫特性的动态处 理步骤的流程图。每个个体扫描214的多梯度回波信号传递所有回波的信 号强度的指数衰减，如相对于等式1所论述的。结果，对于每个动态步骤 （对于每次扫描），能够在每个动态时间点例如通过使用指数拟合或数值方 法解方程1来获得R2^*_t（动态横向弛豫率）和M0_t（动态磁化）。此外，从 在首次扫描中采集的MR信号数据，可以在步骤300中获得自旋系统（R2^*₀） 的静态横向弛豫特性和自旋系统（M0₀）的静态平衡磁化。

在下文中，讨论步骤320：根据针对扰动梯度回波短TR序列的稳态信 号方程，M0是R1的函数，但独立于R2^*。M0_t和M0₀的相除还消除了系统 相关的常量κ和正弦α项。

在步骤304中，然后量化R1_t的动态变化，其中，通过针对E1_t在步骤 302中表示的方程进行求解来获得在步骤304中表示的方程。在步骤304中 剩余的变量是E1₀、翻转角α和TR。这些值可以或者已经从额外的在步骤 308中（在图2c中的扫描）的先前的测量获得或者是序列特异性常量（TR、 α）。

最后，在步骤306中，从E1_t的算法中获得R1₁。

应当认识到，在扫描212（步骤308）中的额外的（任选的）B1测量 能够通过包含真实的翻转角确定来进一步改善该方法的准确度。由于高的 扫描效率，可变翻转角方法常常被用于R1₀量化，但Look-Locker、逆转恢 复TSE或同时B1和R1₀映射技术当然也是适用的。

本发明的特征是组合R1和R2^*量化方法，使得对于例如在DCE-MRI 和DSE-MRI中所使用的标准动态R1和R2^*测量不同，同时并且相对于彼 此独立地传递两种弛豫率值。常规动态R1测量的准确度得到改善，因为在 方程2中，E2不再需要为负，而是从多梯度回波信号中导出。在提高准确 度之后，同时弛豫时间测量方面支持同时，以及因此有效的DCE-DSE生理 测量。从在Gd注射之后以及由此承载关于组织灌注、流量和脉管渗透性的 联合信息的相同测量结果获得动态R2^*和R1曲线。

本发明可能在D（C）O2E-MRI实验中更为重要。富含氧气或CO₂的 气体的吸入分别改变了血液和组织氧含量以及血流量和体积。同时的R1和 R2^*序列被认为提高了特异性并避免了“假阴性”（参见背景技术部分）。R2^*对在组织和体液中溶解的分子氧敏感，取决与所述序列，还对流量的变化 敏感。

图4中展示了基本原理。该图描绘了健康志愿者对卡波金（95%）的 R2^*（左）和R1（右）响应图。血氧的增加导致R2^*随着时间的下降，以 及在血浆和组织中溶解的药动学分子氧的量的升高，以及血流速度的升高 导致R1随时间的升高。尽管幅度非常低（比R2^*的效果地100倍），但能 够在数秒内对R1的动态变化进行量化。在这一2D范例中，时间分辨率是 2.1s/帧并且平面内空间分辨率小于2mm。

在组织和血浆中流量和分子氧的增加导致急剧的R1变化，其能够利用 在3T时2.1s的时间分辨率进行量化。血氧水平的升高导致更高的R2^*变 化（≈100倍），其借助上文论述的方法被同时量化。

这种方法能够进一步支持对造影剂的递送和分布的定量检测，其利用 R1相关的和灵敏度机制这两者。