固态磁共振成像的制作方法-山东亚星游戏官网机床有限公司

专利名称：固态磁共振成像的制作方法
背景技术：
骨骼系统的骨具有由皮层骨(也可以称为“紧密骨”或“密质骨”)形成的致密的外壳或皮层。在皮层的里面，许多类型的骨或骨的部位还具有主要由与皮层骨相同的材料生成的小梁骨的网状或网孔部分(也可以称为“松质骨”或“网状骨质骨”)。由皮质和／或小梁网孔所包围的区域包含有骨髓，准确地称之为“骨髓隙”。在其它类型的骨或骨的部位中，尤其是长骨，比如大腿骨，皮质骨包围着无小梁的骨髓隙，称为“髓部”或“髓腔”。不管它是否是包含在小梁网孔或髓腔中，骨髓都是由包括细胞和循环系统的活质组成，这些活质供养着骨的活的构成部分。此外骨髓还包括脂肪并且还容纳着身体的某些造血部分和免疫系统。
由皮质和小梁骨组成的密质骨材料是一种由有机和无机的成分组成并充分混合而成的复合的材料。也可以称有机成分为“基质”或“类骨质”，其主要包括蛋白胶原。基质类似于软骨并有柔韧性，它使骨材料具有弹性和韧性。
无机组成成分的极大部分为小的矿物晶体，包含在基质中并结合成粘合的块，它使骨具有硬度和抗压强度。通常在一侧上晶体长为大约几百埃或更小、厚度为几十个埃的平板状。矿物晶体占密质骨的总的干重的大约百分之60至70。
健康人的骨骼系统尤其从结构上支撑着人体，提供一套用于骨骼肌的机械运动的杠杆，保护内部器官，容纳造血部分和免疫系统以及还作为磷酸盐、钙和其它离子的储藏仓库。
在非健康的骨骼系统中，损坏或缺少一个或多个这些特征。在具有骨骼疾病骨质疏松症的人体中，骨骼中骨的量减少，导致骨较弱且易碎，增加了骨折的危险。在骨炎病(Paget’s disease)中，骨无机盐和骨基质周期性地再吸收(溶解)和沉积的速率异常地高，导致畸形的骨结构和痛苦。在骨软化症(当它影响到小孩的成长时通常称为佝偻病)中，无机盐与基质的比例不足。以及在有些情况下，由于骨再生机理失效，即一种称为骨不连合的病理状况，骨折将不能治愈。
由于在RF激励脉冲之前对磁场梯度脉冲进行初始化，因此能够几乎在结束RF激励脉冲之后立即开始对被发射的RF信号进行采集。在RF脉冲之后不需要等待梯度脉冲斜线上升并稳定和／或等待涡流衰减。这就减少了在RF脉冲的末端和采样开始之间的“空载时间”(例如，在模拟到数字转换器处于不能采样所发射的RF信号的时间)。当对相对较短的横向弛豫时间T2的同位素，比如包含在所成像的对象中的固态同位素，进行成像时降低空载时间很重要。如果在RF脉冲之后产生梯度脉冲，则来自这种固态的同位素的MR信号可能大部分地或整个地消失在斜线上升并稳定的梯度的时间中。在RF激励脉冲之前初始化梯度脉冲能够进一步使梯度上升时间相对长一些(即，磁通的变化率(dB／dt)相对更低些)，因而能够防止对所成像的对象的神经刺激。例如，甚至当所关心的同位素(例如，在骨中的固态磷-31(31p))的T2为大约100微秒时，上升时间可以为大约0．1秒左右。
本发明的这方面的实施例包括如下的特征。产生两个附加的梯度脉冲，以使三个梯度脉冲相互正交，并确定一个梯度矢量。在RF激励脉冲之前对所有的这三个梯度脉冲进行初始化，并在三个梯度脉冲中(例如，在梯度脉冲上升到满幅值之后的200微秒时)产生RF脉冲。在产生三个梯度脉冲的过程中采集由受激励的同位素所发射的RF信号，并基本是在结束RF激励脉冲之后立即地开始(例如，小于40微秒，比较可取的是小于20微秒，更为可取的是小于5微秒)。
多次施加包括三个正交的梯度脉冲和RF激励脉冲的脉冲序列，例如大约施加一千次左右。每个脉冲序列具有相应的梯度矢量。虽然这些矢量都基本具有相同的幅值，例如，在2和12G／cm之间的值，比如9G／cm，但每个矢量具有唯一的方向。
重复这种序列组以便对信号进行平均以增强信号噪声比(SNR)。如果一个完整的组大约有一千个梯度矢量并重复4次(即，如果在4个分离的时机产生每个矢量)，则大约总共有四千个采集。可以以任何顺序产生这些采集。
为保持总的采集次数相对较少，脉冲间的重复时间TR小于约1．0秒，比较可取的是小于大约0．5秒，更为可取的是小于大约0．3秒。RF激励脉冲的翻转角度小于大约30度，更为可取的是小于大约20度。虽然这可能导致仅采样一部分纵向磁化M，但是它允许更短的脉冲间重复时间TR，并能够提高在固定图像扫描时间中的信号噪声比。
将所采集的由受激励的同位素发射的RF信号放在k-空间(图像的傅立叶变换)中的球极坐标系中的径向线上，其中可以通过自原点的矢量k表示在球极坐标系中的点。在处理这些数据时，每个数据乘以它的相应的｜k｜2(幅值k的平方)，然后在进行傅立叶变换之前插入到三维笛卡儿坐标网格中。
处理所采集的RF信号进一步包括产生表示在对象，如骨的试样或部位内的同位素，例如，31p或1H的密度的数据。在确定骨试样中的31P空间密度的过程中，将包括已知的一种或多种31P密度的校准模型设置在骨的附近并施加主磁场和脉冲序列，以便对所采集的RF信号进行处理以使骨试样和校准模型都产生图象。通过将试样图像的强度与校准模型的图象的强度进行比较来确定在骨试样中的31P的密度。
在进一步的实施例中，RF激励脉冲激励许多同位素，例如31P和／或1H，采集由两同位素发射的RF信号并进行处理以得到表示在对象中的任一种或两种同位素的空间分布的数据，例如空间密度数据。例如通过比较和对比数据组以确定在对象中的两种同位素的密度比。
在本发明的另一方面中，对包括同位素的对象施加主磁场以及包括RF激励脉冲和磁场梯度脉冲的脉冲序列。基本在接收RF脉冲之后立即采集由受激励的同位素发射的RF信号，然后进行处理并得到表示在对象中的同位素的空间分布的数据。
正如所指出，基本在RF激励脉冲结束之后立即(例如，小于20微秒，可取的是小于5微秒)采集发射的RF信号增加了可用于采集所发射的RF激励信号的时间。
在本发明的另一方面中，体内的固态组织设置在基本静止的磁场中并在至少二维上经受磁场梯度。激励在固态组织中的同位素并采集由受激励的同位素所发射的RF信号，处理这些信号得到表示在固态组织中的同位素的分布的数据。
在上述优点中，本发明的这个方面允许在三维中对复杂的，例如重叠的，固态的骨结构，比如臀骨或手骨，直接进行成像，而不需使用离子化的辐射。该数据可以用于固态结构的定量和定性分析，例如用于确定骨的无机盐密度和／或矿化度。在本发明的这方面的实施例中，采集用于产生在固态组织中的同位素的分布的三维图像的RF信号的时间小于大约35分钟，可取的是小于大约25分钟。
在本发明的另一方面中，骨试样放置在基本静止的磁场中并在至少二维上经受磁场梯度。激励在骨中的一种同位素(例如31P)，然后采集由受激励的同位素所发射的RF信号，处理这些信号得到表示在骨中的同位素的空间分布的数据，然后对这些数据本身进行处理(例如，通过计算它的强度)以确定骨的无机盐密度。
在评估骨的健康状况方面骨的无机盐密度(BMD)是一种重要的定量诊断度量。BMD有利于对包括骨质疏松症和佝偻病的病症的临床诊断，并且它是造成患者危险的骨折或骨不连合的主要因素。就所检查的骨骼部位的种类和数量而言，不进行破坏性的测试(比如活组织切片检查)或不使对象接收离子化辐射(比如X射线)就能够确定BMD的能力使得在相当宽的范围上相当频繁地进行BMD诊断。
在本发明的这一方面的优选实施例中，沿着骨对校准模型施加磁场梯度。校准模型包括至少两种不同密度的31P，处理在成像的过程中采集的RF信号得出在校准模型以及骨试样中的31P的空间分布。将表示骨的强度的数据与表示校准模型的数据强度进行比较。
在本发明的另一方面中，将每种都包括同位素的两种不同的化合物(在两个化合物中该同位素可以相同)放置在基本静止的磁场中。在静止磁场中在一种化合物中的同位素具有不同于在其它的化合物中的同位素的自旋晶格弛豫时间T1。对该对象施加激励在两种化合物中的同位素的RF激励脉冲序列，采集由受激励的同位素发射的RF信号。从这些采集的信号中得出基本只表示自对象内的一种化合物分布的数据组。
在本发明这方面的优选实施例中，还得出基本只表示在对象内的其它的一种化合物分布的数据组。RF激励脉冲序列包括具有不同的翻转角度、脉冲间重复时间或这两种都有的两列RF激励脉冲。依据自旋晶格弛豫时间和一种或两种翻转角度和脉冲间重复时间处理所采集的RF信号得出该数据组。通过适当地增加RF励次数和运用数学方法比如数据组的线性组合计算方法，这种方法也可以用来产生在对象内的两种以上的化合物分布的分离图像。
为了能够以这种方式区别不同的化合物，提供一种非侵入式方法来研究和分析在不同的化合物之间的相互作用，例如，随着时间的相互作用。例如，如果一种植入的假体包括一种或多种含31P的化合物，这种方法允许对假体和骨独立地或共同地进行成像，比如用于研究和分析在活体内具有生物活性的人造材料的重新塑造。
通过对优选实施例的描述和对权利要求的描述本发明的其它特征和优点将会清楚。
图2所示为射频(RF)线圈视图。
图3和图4所示为其它RF线圈的视图。
图5所示为表示应用在固态成像序列中的信号的时序图。
图6所示为表示应用在固态成像序列中的信号的其它时序图。
图7所示为图6所示的时序图，但附加了产生自旋回波信号的RF脉冲。
图8所示为图6所示的时序图，但附加了产生梯度回波信号的反相梯度矢量。
优选实施例说明系统如

图1所示，磁共振成像(MRI)系统8包括围绕对象11的一组电磁线圈10。虽然在图1中所示的对象为一整个人，但是它也可以是人的肢体或某一部位或者是非生物体。如下文的详细解释，MRI系统8有利于包含在硬组织比如骨(“固态成像”)中的同位素的成像和分析并使其成为可能。
一组电磁线圈10包括主线圈12和三个正交的分别朝正交的x、y、z轴取向的梯度线圈14、15和16。
主线圈12是一种产生静止磁场的的超导磁体，例如，一种具有18cm孔(可以从加州的Nalorac公司得到)的2．0特斯拉(T)的磁体或一种具有30cm孔(可以从英国Oxford的Oxford Instruments得到)的4．7T的磁体。
每个梯度线圈14，15，16在它们相应的x、y和z梯度线圈方向上分别产生磁场梯度Gx、Gy或Gz。在2．0T的磁体中，梯度线圈产生例如高达12G／cm的磁场梯度(梯度线圈和驱动它们的电源都可以从Oxford Instruments买到)。在4．7T的磁体中，梯度线圈产生例如高达9G／cm的磁场梯度(梯度线圈可以从General Electric买到，驱动它们的电源可以从Techron买到)。
设置在要成像的点的周围或附近的射频(RF)线圈22产生激励在该地方中的同位素的RF激励脉冲，该线圈还检测通过受激励的同位素发射的RF信号。如图2所示，在2．0T的磁体中的RF线圈22例如是一种直径为3．3cm长2．7cm的单调谐的螺管线圈。在4．7T的磁体中的RF线圈例如是一种单或双调谐的表面线圈。在图3和4中示出了其它的RF线圈20，21。
控制台24驱动并接收来自磁场梯度线圈10和RF线圈22的信号。2．0T的系统应用例如SISCO／Varian(Palo Alto，CA)的控制台，而4．7T的系统应用Bruker Instruments(Fremont，CA)的Omega控制台。
校准模型(calibration phantom)25可以有选择地设置在对象11的所关心的部位上或附近，以便它可以出现在最终图像中。校准模型25具有公知的磁共振特性，并包括有与在所成像的对象中的同位素相同的材料。例如，如果将MRI系统构造为对在对象的骨中的31P进行成像，校准模型25可以包括一种或多种已知密度ρ的31P化合物。例如，校准模型25可以是直径为2．54cm长为2．56cm且具有四个精磨的直立圆柱孔的丙烯酸圆柱体，每个直立圆柱孔都包含有以二氧化硅(从Johnson Matthey，Seabrook，ME可得到)稀释的羟磷灰石粉Ca10(OH)2(PO4)6(从Aldrich，St．Louis，MO可得到)的混合物。每个圆柱体都包含有不同密度的羟磷灰石，例如1．08，0．86，0．54和0．30g／cm3。脉冲序列在固体的磁共振中，当与液态磁共振相比较时“自旋-自旋”或“横向”弛豫时间T2一般非常短。T2是一种指数式时间常数，其特征在于在激励之后的磁共振信号的不可逆转地衰减的时间。因此，如下文进一步描述，T2反映出了可以用来对在该信号中的空间信息进行编码以及检测该信号的时间。
具有固态磁共振特征的相对较短的横向弛豫时间T2对被激励的试样中的核自旋之间耦合的“直接偶极子”或“自旋-自旋”有贡献。在试样中的每种核自旋，不管是否通过MR仪器检测它的信号，它本身都是一种产生双极性磁场(由较短的线性磁体产生的磁场的形状，比如有罗盘磁针)的微观磁体。因此试样中的每个核不仅受到由线圈10产生的磁场的作用，还要受到在试样中的每个其它的核产生的磁场的作用。然而，这些双极性磁场的强度随着在核之间的距离的三次方的倒数下降，因此该影响主要是局部的，只有那些在几个原子直径的距离内的核自旋影响给定的原子核所受到的总的磁场。
由在试样中的特定原子核位置附近的核产生的磁场总量(矢量和)称为“局部场”，并以BL表示。由于在试样中BL的具体幅值和方向随不同的地点变化，因此BL是一种统计量。虽然BL的平均值通常为零，但在固态材料中它的均方平均值不为零(在试样中的不同的同位素通常不相同，例如，1H与13C)。
由于在固态试样中的局部场BL的具体值随地点变化而变化，拉莫尔(共振)频率也随地点变化而变化，因此出现具有相对较大的均方平均值的局部场表示在整个试样中都存在较大的拉莫尔频率分布，由此具有相对较宽的线宽。这相当于具有较短的T2。例如，通常的磁共振仪器应用范围在大约1-10T(10，000-10，0000高斯，G)的磁场强度B0。虽然具体的值取决于所出现的特定的原子核种类和它们在固态的晶体晶格中的空间分布，但是在固态中的局部场大致在1-10G的范围中，并具有在1-50千赫兹的频谱线宽和T2在范围10-1000微秒中。通过对比，在流体试样中的分子快速地各向同性地运动。因此局部场平均值为零，对有效的自旋-自旋耦合的作用消失。
除了偶极-偶极相互作用外，在固态中的原子核自旋还受到其它的相互作用，这些其它作用对线性地扩宽(缩短T2)以及增加自旋晶格弛豫时间T1有作用。这些相互作用包括化学位移各向异性和四极耦合。
由于这些影响的结果，在2．0T磁场中在骨中的固态磷P-31(31p)的T2的数量级为100微秒。为了应用自旋或梯度回波技术对这些材料进行成像，最小的回波时间(TE)必需大约等于这个T2或比它更短以便产生足够的要检测的自旋回波或梯度回波信号。这将包含以相对较高的频率切换相对较高的梯度磁场。这就要求较高的带宽电源并可能导致对对象11的神经刺激。
可替换地，通过采集自由感应衰减(FID)信号来从脉冲序列中消除自旋或梯度回波。在图5中示出了使受激励的同位素的FID能够采集的脉冲序列。在完整的图像扫描中，重复图5中的脉冲序列，例如重复4096次。
图5所示的脉冲序列通过控制台24进行初始化，控制台24驱动梯度线圈14，15和16在相应的x、y和z方向上产生三个梯度脉冲Gx、Gy和Gz，并产生梯度矢量G。在整个图5的脉冲序列中梯度矢量G的幅值基本在一范围(例如2-12G／cm)的一值上保持恒定(除了上升、沉降和下降时间外)。这些梯度比一般的应用在临床MRI中的最大值1-2G／cm更大，以便在短的T2加宽效应下仍然能够增强空间分辨率。考虑到梯度矢量G的相对较高的幅值，选择相当长的梯度脉冲Gx、Gy和Gz的上升和下降时间，大约为0．1秒左右。这就防止对对象11进行神经刺激，与稳定的静止幅值或磁场梯度相反，它基本为磁通变化率(dB／dt)的函数。因为在RF激励脉冲26之前对梯度脉冲Gx、Gy和Gz进行了初始化，这种相对较长的上升时间并不降低总的可利用的采样时间。如果在RF脉冲之后产生梯度脉冲，来自固态同位素的MR信号将全部或大部分地消失在使梯度斜线上升并稳定的时间上。
在梯度脉冲Gx、Gy和Gz上升0．1秒之后，在产生RF激励脉冲26之前控制台24等待200微秒。这种延迟使梯度稳定，衰减了任何涡流，比如在线圈和／或磁体的导电结构中感应的涡流。
RF激励脉冲26是单个的矩形硬脉冲，其具有所研究的化学核素的标称拉莫尔频率或附近的频率。例如，在2．0T下31P的拉莫尔频率是34．27兆赫兹，而1H的为84．67兆赫兹。
这种脉冲的其它参数(即，翻转角度和持续时间)是所需的定量精度、信号噪声比和总的图象采集时间的函数。
例如在硬组织，比如骨中的同位素的特征在于具有相对较长的自旋晶格弛豫时间T1。例如，在2．0T的磁场下在活体外的骨中的固态磷-31(31p)的T1为大约5-20秒，而在1．5T的磁场中的活体内骨中的T1大约5-7秒。在90度RF激励脉冲之后，导致了完全饱和，恢复95％的纵向磁化需要三个T1的时间间隔，而恢复99％的纵向磁化需要5个T1的时间间隔。如果选择脉冲间的重复时间TR等于5个T1的时间间隔以便实现99％的精度，则4096个FID的总的图象扫描时间差不多需要5天。
通过应用小于90度的翻转角度β可以降低总的图象扫描时间。虽然这将导致只采集一部分纵向磁化M，但是它允许更短的脉冲间重复时间TR，并改善了固定图象扫描时间的信号噪声比。
选择TR以便在对对象11来说是可接受的长度的时间内扫描整个图象(例如4096个FID)。例如，可以设定TR为0．3秒，使总的成像时间大约20分钟。连同相应的纵向磁化M0和指数前常数α(在理想的条件下等于2)的值，将反相恢复脉冲序列(在图5所示的FID序列之前，延迟持续时间τ前包括180度RF脉冲)和三参数非线性最小二乘拟合应用到如下的模型中能够确定T1&Mgr;=&Mgr;0(1-αe-τT1)----------(1)]]>在图5中的脉冲序列中在翻转角度β、纵向磁化M、纵向磁化的平衡值M0、TR和T1之间的稳态关系可以表示如下&Mgr;=&Mgr;0(1-E)sinβ1-Ecosβ-----------(2)]]>这里E=e-TRT1---------------(3)]]>对于任何给定的TR和T1，以βopt得到最佳的信号噪声比βopt=cos-1(E)(4)
一旦选择适宜的脉冲持续时间，则应用等式(4)计算翻转角度得到最佳的信号噪声比。例如，当在2．0T的系统中应用大约20秒的T1对骨进行成像时，对于4096 FID的完整的图象扫描可以连同0．3秒的TR应用10度的RF激励脉冲26，结果时间为23分钟(精确的持续时间计算得到20．5分钟，但是扫描器引入了总共为2．5分钟的较小附加延迟)。因为在更强的磁场中T1增加(例如大约为30秒)，对于4096 FID的完整的图象扫描，在4．7T的磁场中可以应用10度的RF激励脉冲26和0．45秒的TR，结果为31分钟(忽略了由于扫描器的延迟)。
如图5所示，考虑到相对较短的T2(对骨中的31P为80微秒)，基本在RF激励脉冲26结束之后立即开始对FID28进行采样，例如在大约40微秒或更少的时间之后，更为可取的是在只有5微秒或更少的时间之后。基本在RF激励脉冲26结束之后立即采样FID能够降低相对较短的固态T2使信号失相或丢失的时间，提高了SNR。在脉冲之后立即对FID进行采样还能够使得由于在试样的不同部位中的T2的变化引起的在所得的图象中的信号强度的变化最小。通过减小T2的权重，这有助于保持图象的定量精确。在每个FID中采集总共256个采样，以恒定的时间间隔集中这些采样。
如上所指出，扫描完整的图象包含采样例如4096个FID。梯度矢量G的幅值与在图5中的每个脉冲序列的幅值相同，例如在范围2-12G／cm中的一个值。每个梯度矢量G的具有256个采样的每组都可以在傅氏域(或“k-空间”)中描述为来自原点的一系列的采样。具体地说，在采集信号的过程中在时间t的梯度矢量G的作用下波形矢量k=γGt跟着傅氏空间的径向行程。
在单个典型的成像序列中，在998个单一的方向上产生梯度矢量G，并且对每个梯度矢量G采集四次以提高信号噪声比。这就是说，在收集单个图象的数据的过程中，在四个分离的场合中产生梯度脉冲Gx、Gy和Gz的每个组合。对这些四个“重复”扫描过程中收集的数据进行平均并存储在数据矩阵中。在连续的脉冲序列之间不需要关掉梯度脉冲Gx、Gy和Gz以使梯度矢量G的幅值为零。
998个单一梯度矢量方向能够方便地拟合成围绕单位球体的14个纬度环的模型，选择梯度脉冲以使在整个球形k-空间中998个方向都合痕地分布。因此，只应用4096个FID中的4×998(或说3992)个FID来重构图象。将剩余的104个FID放弃，或者可以用于测量拉莫尔频率、接收器噪声级、接收器基线偏移和／或类似的特性。尽管采集了全部4096个FID，由于它通常是更有利于计算机的硬件和软件应用以2的多次幂的数据采集块。更少数量的梯度矢量方向将导致更少的图象采集时间，但是导致更低的空间分辨率，更大数量的梯度矢量方向将导致更高的空间分辨率，但是导致更长图象采集时间。数据处理在采集之后，应用图影重构技术从球面存储的数据D(k)中重构三维图象。在如下参考文献中都公开了图象重构的详细技术内容，在此以引用的方式结合在本申请中C．W．Steams，D．A．Chensler和G．L．Brownell的发表在IEEE Trans．Nucl．Sci(NS-34(1)374-378(1987))上的“Three Dimensional Image Reconstruction In The Fourier Domain”；C．W．Steams，D．A．Chensler和G．L．Brownell的发表在IEEE Trans．Nucl．Sci(NS-37(2)773-777(1990))上的“ Accelerated Image Reconstruction ForA Cylindrical Position Tomograph Using Fourier Domain Methods”；D．A．Chensler等人发表在Society Of Magnetic Resonance，Berlin(1992)上的“Rapid 3-D Reconstruction From 1-D Projection For Metabolic MRImaging of Short T2 Species”。
步骤A．首先对所存储的数据乘以｜k｜2(它的1-256采样数的平方)以补偿在k-空间中的数据的非均匀密度。这就是说，由于以恒定的时间间隔采样在每个投影上的256个数据点，数据点的位点可以描述为一系列的同心球面，每对相邻的球面在径向上间隔相同的距离x，x为通过采样间隔确定的一常数。因此，在半径为256x的最外部的球面上的998个数据点的密度比半径为1x的最里面的球面上的998个数据点的密度更小。
步骤B．然后将被加权的数据“内插”或“�：�(blurred)”到正则的643笛卡儿立方重构点阵中。具体地说，将每个所采样的数据点从它的在k空间中的真正位置�：�643笛卡儿立方重构点阵的8个周围的点中。通过将数值加入到每个立方重构点阵的点上以及将真实的数据采样的的真实的k-空间位置的接近度加入到重构点阵的点中实现这些，每个立方重构点阵的点表现了真实的数据采样的数值。虽然骨信号的谱线宽度和重构过程中的点分布函数将实际的线性空间分辨率限制在大约2mm3中，所重构的643点阵还是对应于4cm3的视场(FOV)，体素大小为0．625mm3。
步骤C．然后从球形数据D’(k)的校准组中形成“校准点阵”，这里在校准组中每个数据点D’(k)的值为1。通过对球面数据D’(k)进行如上所述的用于真实FID数据D(k)的密度补偿(步骤A)和�：街�(步骤B)处理形成校准点阵。然后将立方重构点阵的每个点除以校准点阵的相应的点。
步骤D．然后对校准的立方重构点阵进行三维傅立叶变换。
步骤E．补偿通过�：街枰氲那慷仁д妫诰盗⒁侗浠坏男Ｗ剂⒎街毓沟阏笾械拿扛龅愠匀�-平方函数的相应的值，三维正弦-平方函数以[(sinx·siny·sinz)／(x·y·z)]2变化。数据分析所重构的图象具有各种诊断性的应用。它可以用来估算在对象11中的关心的同位素的分布。例如，骨无机盐的主要成份，复杂的磷酸钙的特征在于类似于羟磷灰石Ca10(OH)2(PO4)6但结晶不好的非化学计量的磷灰石。
骨无机盐的化学成分不同于羟磷灰石的地方在于具有更少的钙，并且具有在羟磷灰石中所没有的离子。更具体地说，骨无机盐是一种包含碳酸盐和少量的钠、镁、氟化物以及其它的有机和无机微量成份的类磷灰石的磷酸钙。这种碳酸化的磷灰石称为“碳酸磷灰石”，包含重量为4至6％的碳酸盐，也是牙齿和一些无脊椎动物骨骼的无机盐的组成成分。在骨无机盐中大多数的磷酸盐离子呈PO4-3的形式，但也有一些质子化并呈HPO4-2的形式。这些质子化的磷酸盐离子称为磷酸氢盐、酸式磷酸盐、磷酸一氢盐，在所有的磷酸盐离子中都出现的这种质子化的磷离子量可高达15％。术语“正磷酸盐”指从磷酸(H3PO4)中得出的质子化的和未质子化的磷酸盐离子的所有种类。
因此，在骨的某一部位中的31P的含量表示整个骨的无机盐的密度。因此重构的31P的图象的强度表示骨本身的无机盐的密度-不需要依赖于假设或组织成份的模型。不需要离子化辐射(比如X-射线)产生31P的图象，并可以用于定性和定量地分析骨的通常认为复杂的三维截面结构，特别是脊柱骨和／或具有许多重叠的骨或骨结构比如肩骨或手骨的骨截面结构。如果也得出了1H数据，则还可以从该图象中得出有关化学成分的信息和基质的矿化度(即骨无机盐与基质的比例)。虽然31P也通常出现在包围骨的软组织中(例如，在磷脂中和在代谢产物比如PCr、ATP、Pi等中)，但是在骨中的磷的浓度通常高几个数量级，并且来自软组织中的MR信号并不干扰来自骨的信号。
正如所指出的，可以定量地以及定性地确定所重构的图象。定性地看，图象无疑地表现了在骨的部位的相对无机盐密度的空间分布，较亮的图象区域比较暗的区域对应有较高的无机盐密度。对于预定的像素强度或对于一定的像素或像素区域的强度可以对这种定性的图象进行标准化。例如，可以计算在整个图象上的平均像素强度，然后对于这种平均像素强度基于逐个像素地对图象进行标准化处理。
一种重要的定量度量是骨无机盐密度(BMD)。在临床诊断骨骼病症，包括骨质疏松症和佝偻病中BMD是一种重要的考虑因素，并且它还是造成患者危险的骨折的主要因素。
如上所讨论的纵向磁化M0的平衡值与在所成像的对象中的所关心的同位素的质量成比例，因此每单位体积的磁化与密度成比例。纵向磁化M还与所测量的信号强度，即所重构的图象的强度成比例。为了将所观测到的纵向磁化M校准到真实的平衡值M0，上述的等式(2)变换为M0=FM(5)这里F=1-Ecosβ(1-E)sinβ----------(6)]]>应用校准模型25以及已知的校准化合物的密度将图象强度数据转换为真实的密度信息。由于校准化合物的真实密度是均匀的，所以在所重构的图象中的校准模型的强度也应是均匀的。首先得出试样图象的所需部位的平均像素强度。然后得出校准化合物的区域的平均像素强度。将试样的平均像素强度除以校准化合物的平均像素强度得到试样区域的相对像素密度(相对于校准化合物的密度)。由于校准化合物的真实密度已知，因此通过将校准化合物的真实密度乘以相对密度得到试样的该区域的真实密度。这里，校准模型包括不止一种密度的化合物，如应用校准模型25的情况，应用校准模型密度和强度值的最小二乘拟合得到相对真实密度的强度绘制的校准曲线。下文结合式(7)进一步解释这些。
然而，在有些实例中，RF场的变化和其它的空间非均匀性都能够在整个FOV上产生非均匀的强度，因此具有相同的同位素密度的区域在所得到的MR图象上具有不同的强度。考虑到这些，可以将校准处理限制在与在所关心的骨的部位中施加相同的RF磁场强度的校准模型部分中。
在初始化校准中识别在FOV中的可比较的RF磁场强度的区域，在该初始化校准中足够大到填充或接近填充FOV的不同的校准模型独立地设置在MRI系统8中。例如这种校准模型完全填充有85％的磷酸H3PO4。这种液体酸能够完全均匀地填充，并且具有很高的信号噪声比(SNR)。检查所得到的与用于产生试样的图象基本相同的条件下产生的31P图象，以定位至少两个可比较强度的区域。由于校准模型的均匀性，与图象的这些区域相对应的FOV的区域明显被施加了基本相同的RF磁场强度。
然后应用校准模型25的图象根据预知的基本相同的RF磁场强度的这些区域的位置确定试样图象的密度。例如，如果在与试样图象的片层45-48相对应的区域的RF磁场强度是在与校准模型图象的片层25-28相对应的区域处的RF磁场强度的2％内，则在校准中应用来自校准模型图象的片层25-28中的强度信息。
校准处理并不需要应用假象或试样图象的每个片层的所有的强度信息。例如，在校准模型的每个所利用的片层内，可能将信号幅值小于三倍背景噪声标准偏差的图象像素放弃，并且只有剩余的像素强度应用在密度计算中。然后采用最小二乘拟合可以应用这些像素的信号强度I来构造线性的校准曲线，即I对于已知的羟磷灰石／二氧化硅的混合物的密度ρ的函数ρ=KI+a (7)这里常数项a是用于校准在图象幅值中的噪声的非零平均值。
除了RF场的强度变化以外，校准还要考虑，一方面校准模型25的不同的磁共振特性，另一方面试样的磁共振特性，这些不同的特性影响图象的强度。例如，如果在31P的固态三维投影图象中未知的试样包含有骨，而校准试样中包含有合成的磷酸钙，比如羟磷灰石，这两种矿物质的自旋晶格弛豫时间T1不同，并且在每种矿物质中由相等密度的磷原子产生的信号强度也不相同。可以应用实验性地测量的或者已知相应的材料的T1计算的校正系数，以及脉冲序列时序的细节来进一步校正校准计算的结果。例如，可以通过将所关心的部位的重构图象的观测的强度乘以F(从式(6)中得到)来计算在所关心的部位中的试样的密度以校正T1对比，还可以乘以K(从式(7)中得出)来考虑校准模型的强度到密度的变换。
另外或者说可替换地，应用在初始化校准中产生的磷酸(H3PO4)模型图象通过首先转换场变化可以校正由RF场变化产生的空间强度变化，例如在软件中进行校正。然后如果需要的话连同T1对比校正值可以应用这种变换来校正随后的图象的强度。这些随后的图象可能仅仅是试样的图象或者除了试样图象外可能还包括假象比如校准模型25的图象。
另外或者说可替换地，通过测量在脉冲序列时序参数中具有适当变化的一系列图象来进行校准以从该系列图象中计算弛豫时间，从该弛豫时间中能够确定并实施正确的校正。
比较测量表明在通过固态31P成像中计算BMD和计算BMD的其它三种方法之间存在高度的相关性。在一种测试中，从年龄为～4个月的小牛腿节的中间皮质层上以及从～6个月大的小羊胫骨上切下2cm长的试样。牛小梁试样还从股骨头上切取，并去除皮层以使重量分析和化学分析最精确，具体细节在下文中讨论。将外部软组织全部从试样上切下，而后将试样放在室温下干燥。所有的试样都全部保留它们的蛋白质和脂肪，但是含水量较低。
首先应用上面描述的MRI技术分析试样。将皮质试样放在2．0T中进行成像，而将小梁试样放在4．7T中进行成像。对牛的皮层和羊的皮层试样以及羟磷灰石校准模型施加10度RF脉冲，TR为0．3秒。对牛的小梁试样施加21度的RF脉冲而TR为2．0秒。对牛的皮层和羊的皮层试样拟合(应用式(1))的T1分别为17．1±0．4(标准偏差)和19．8±0．5，而牛的小梁试样为16．3±1．3和羟磷灰石的为0．26。(对于皮层骨图象只有校准模型的三列填有羟磷灰石，而对于小梁图象所有的四列都填充了。)然后对试样进行双能量的X-射线吸光分析(DEXA或DXA)，在这种吸光分析中除去以两种X-射线能量的一对数字投影X-射线扫描以得到质量密度的图象，从该图象中可以确定骨无机盐的含量(BMC)。应用Hologie羟磷灰石仿人脊骨校准模型对QDR-1000 DXA密度计(从Hologic，Waltham，MA可购买)进行校准。将骨试样放在厚度为3．81cm的精磨的丙烯酸塑料块上以模拟DXA校准模型的背景散射条件，并以0．1cm的步长进行扫描。总共扫描时间为6-7分钟，扫描速率为0．73cm／s。应用厂家的软件进行所有的DXA分析。
接着对试样进行重量分析。对试样进行称重，并涂以清洁丙烯酸指甲油以防止吸收水份，通过排水量测量它们的体积。
在体积测量之后，将试样放在由CC58114PPC可编程的数字控制器控制的HTF55322A型的3英寸水平管式炉(从Blue M，Asheville，NC可购买到)中燃烧成灰烬。将试样在300℃加热2小时，然后在600℃加热16小时。在300℃下很少甚至没有碳酸盐损失，而在600℃下只有少量的碳酸盐损失。
称量每种试样的干灰，在6N HCl中溶解并转移到容量瓶中。应用蒸馏水清洗坩埚，然后将其倒入到容量瓶中直到该刻度。将试样分成两等份。一份试样稀释在包含0．1％的氧化镧(wt／vol)的0．5％(vol／vol)的HCl中，并应用603原子吸收分光光度计(从Perkin-Elmer，Norwalk，CT可购买到)通过与标准的钙溶液进行比较来化验钙。为分析磷，应用快速真空浓缩器通过蒸发将第二份试样干燥。在干燥的剩余物中加入2．0ml的蒸馏水和0．5ml的10N的硫酸，并将该溶液在150-160℃的炉子中加热3小时。加入两滴30％的过氧化氢，然后返回到炉子中至少1．5小时以完全氧化并分解所有的过氧化物。加入4．6ml的0．22％的钼酸铵和0．2ml的Fiske SubbaRow试剂，充分混合，并应用大理石覆层的试管在沸腾的水池中加热7分钟。记录在Perkin-Elmer Lambda 3分光光度计中在830nm下的光密度。通过与标准的磷溶液比较测定磷的含量。通过基于Ca+PO4的钙和磷的分析计算每个试样中的无机盐含量。
在下表1中总结了这些方法的结果。为了进行比较，将DXA测试中的BMC值除以在重量分析中测定的试样的体积。在体内测试中，一般并不能直接测得所研究的部位的体积。相反，DXA系统将BMC除以DXA图象的投影面积以计算面积浓度(例如以g／cm2为单位的密度)。表1
这里所公开的固态MRI方法也可以用于区别并分析相同同位素的不同化合物。例如，在骨和合成的羟磷灰石之间存在不同的分子结构。如上所指出，将这些差别变换为两种化合物的差别较大的T1体外骨的T1大约为20s左右，而体内骨的T1大约为7s左右，合成的羟磷灰石的T1大约为0．5s左右。
通过改变脉冲重复时间TR、RF脉冲翻转角度或这两者可以引入T1“权重”。因此，例如在TR为0．3s和翻转角度为20度下可以得到包含有骨和羟磷灰石的部位的第一图象。这个图象显示了骨和羟磷灰石两者。然后在例如TR为0．3s和翻转角度为90度下得到第二图象。在较大的翻转角度下，由于它具有更长的T1，来自骨的信号接近饱和。然而，来自羟磷灰石的信号并没有饱和，因此所得的第二图象基本仅仅是合成材料的图象。例如可以逐个像素地数字地减去原始图象以仅示出骨的材料。通过增加图象的数量，这种方法也可以用于区别在相同的部位中的三种或更多种不同的化合物，这些所有的化合物都包含有相同的同位素(例如31P)，但具有不同的T1。
这种T1加权技术的一种应用是区别骨和例如所植入的包含一种或多种31P的化合物的假体。这就提供了一种对体内的具有生物活性的合成材料的重新塑造的非侵入式的研究和分析方法。其它的应用包括鉴别两种或多种在各种不同的发育阶段的骨无机盐、在重塑周期的不同阶段中的骨，即在重塑周期中材料循环地再吸收(溶解)和沉积，以及在各种病变情况下的骨。例如，一种骨无机盐的少量成份离子(HPO4-2)的浓度随着无机盐成熟显著地降低，因此可作为无机盐的发育的标志。通过对这种标志的评定能够得到在诊断上用于涉及骨无机盐更新的病症或处理的很有用的信息，这些病症包括骨质疏松症、骨炎病以及能够治疗或不能治疗的骨缺陷，比如骨折和瘤切除。
这里所公开的固态MRI技术还可以用于研究非磷骨的化学特性或其它的在生物体中或来自生物体或非生物体的固体试样的化学特性。应用前文所述的技术具有磁矩并能够产生磁共振信号的任何颗粒或物质都可以用于这种检测(包括但并不限于1H、3He、11B、13C、14N、23Na、27Al、29Si、129Xe、电子、介子、铁磁性的和反铁磁性的材料)。
例如，可以按照上面的描述获得1H的图象，或者比如应用已调整到1H的拉莫尔频率(在2．0T中为84．67兆赫兹)和31P的拉莫尔频率(在2．0T中为34．27兆赫兹)的双调谐RF线圈同时获得31P图象。图6示出了一种脉冲序列，在该脉冲序列中分离的RF脉冲30、32分别激励31P和1H同位素。分别处理来自线圈的31P和1H的FID信号34、36，每组信号如上所述，轮流交叉地或不同地处理所得的图象。虽然在图6中示出了在对1H的RF激励脉冲之前产生的对31P的RF激励脉冲，但是该顺序可以转换，或者他们可以同时产生。
例如，应用该图象以有利于在体内测定无机盐与基质的比例，它是骨健康和完整性的重要的诊断指标。具体地说，如上所指出，31P图象主要说明BMD无机盐的浓度(在周围组织中的磷的浓度相对较低)。通过1H的FID36重构的1H图象示出了所有的质子，即那些在基质中的质子以及那些在骨髓和无机盐中的质子，可以称该图象为“总的1H图象”。为了仅识别在基质和无机盐中的质子，例如应用自旋回波或梯度回波技术产生只有流态的1H图象。在图7中所示为产生只有流态的1H图象的脉冲序列以及两个固态的31P和1H的图象。1H 38的第二RF激励脉冲产生流态1H的自旋回波信号40，从该信号中可以得出1H的空间分布的流态图象。可替换的是，如在图8中所示，产生反相梯度矢量脉冲42以产生梯度回波信号44，采集该梯度回波信号44用于流态1H。
应用任一种技术从总的1H图象中减去这种所得到的流态1H图象。剩下的图象仅仅是固态质子的图象。由于在骨无机盐中的质子浓度比在基质中的质子浓度小很多，实际上这种结果图象只反应了基质浓度。也可以应用类似于如上所描述的从31P图象中确定无机盐浓度的技术来确定基质浓度的量。然后通过将无机盐浓度除以基质浓度来计算无机盐与基质的比。同样地通过计算图象的像素与像素的比例来得出矿化度图象。这是前文所述的方法的一般特征的具体实例，即对一幅图象的数据进行处理和／或与另一图象的数据进行合并得到新的图象或其它的数据组。
除了骨以外应用前文所述的技术能够成像的材料还包括，但并不限于这些，软骨、腱、木材以及制品、其它的农用材料、纤维、粮食、煤炭、矿物、化石、岩石和其它地球物理的或石油化学的物质和剩余物、化学制品、聚合物、橡胶、陶瓷、玻璃、宝石、气体、流体、凝胶体、液晶材料、核材料以及复合材料，所有这些单种材料或相结合而成的材料。此外，前述的技术还并不限于对固态材料进行成像，而且还可以用来对流体进行成像，尤其是具有较宽的谱线宽度的流体和／或在其中扩散效应能够严重地衰减自旋或梯度回波信号的流体。
如在前文的骨成像的实例中，应用相同或不同的核自旋种类、改变或不改变脉冲序列参数可以得到相同试样的多幅图象，其中可以执行校准步骤或不执行校准步骤，并且应用适当的计算进行数学组合或处理以得到这样的一种图象在该图象中像素的强度值代表或反映所感兴趣的特性。
其它的实施例包括在所附的权利要求中。
权利要求
1．一种通过磁共振采集数据的方法，该方法包括对包括第一同位素的对象施加主磁�。欢愿枚韵笫┘勇龀逍蛄校寐龀逍蛄邪ǖ谝淮懦√荻嚷龀澹挥糜诩だ谝煌凰氐腞F激励脉冲，该RF激励脉冲在所述第一磁场梯度脉冲的过程中产生；在RF激励脉冲之后采集由受激励的第一同位素发射的RF信号；处理该RF信号以得到表示在对象内第一同位素的空间分布的数据。
2．权利要求1所述的方法，其中，在第一磁场梯度脉冲过程中采集由受激励的第一同位素发射的RF信号。
3．权利要求1所述的方法，其中，基本在RF激励脉冲结束之后立即开始采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的步骤。
4．权利要求3所述的方法，其中，在RF励脉冲结束之后40微秒之内开始采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的步骤。
5．权利要求4所述的方法，其中，在RF励脉冲结束之后5微秒之内开始采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的步骤。
6．权利要求1所述的方法，其中，所述脉冲序列进一步包括第二磁场梯度脉冲，且在第二磁场梯度脉冲的过程中产生所述RF激励脉冲。
7．权利要求6所述的方法，其中，所述脉冲序列进一步包括第三磁场梯度脉冲，且在第三磁场梯度脉冲的过程中产生RF激励脉冲，第一、第二和第三磁场梯度脉冲确定了一梯度矢量。。
8．权利要求7所述的方法，其中，重复脉冲序列许多次，每个脉冲序列都具有相应的梯度矢量。
9．权利要求8所述的方法，其中，在多次重复中每次梯度矢量的幅值基本都相同。
10．权利要求9所述的方法，其中，梯度矢量的幅值基本在大约2G／cm和大约12G／cm之间。
11．权利要求10所述的方法，其中，梯度矢量的幅值基本在大约2G／cm和大约4G／cm之间。
12．权利要求11所述的方法，其中，梯度矢量的幅值大约为2G／cm。
13．权利要求8所述的方法，其中，在多次重复中的至少两次的梯度矢量具有不同的方向。
14．权利要求13所述的方法，其中，在多次重复中的大约一千次左右的梯度矢量具有不同的方向。
15．权利要求8所述的方法，其中，在多次重复中的至少两次的梯度矢量具有相同的方向。
16．权利要求15所述的方法，其中，在多次重复中的大约4次左右的梯度矢量具有相同的方向。
17．权利要求8所述的方法，其中，脉冲间的重复时间TR小于大约1．0秒。
18．权利要求17所述的方法，其中，脉冲间的重复时间TR小于大约0．5秒。
19．权利要求18所述的方法，其中，脉冲间的重复时间TR小于大约0．3秒。
20．权利要求1所述的方法，其中，第一磁场梯度脉冲的上升时间大约为0．1秒左右。
21．权利要求1所述的方法，其中，在第一磁场梯度脉冲的上升时间之后的大约200微秒时对RF激励脉冲进行初始化。
22．权利要求1所述的方法，其中，RF激励脉冲的翻转角度小于大约30度。
23．权利要求22所述的方法，其中，RF激励脉冲的翻转角度小于大约20度。
24．权利要求1所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括傅立叶变换。
25．权利要求1所述的方法，其中，将表示RF信号的数据放在k-空间中的球极座标系中的径向线上，通过来自原点的矢量k表示在球极座标系中的点。
26．权利要求1所述的方法，其中，第一同位素为31P。
27．权利要求26所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的31P的密度的数据。
28．权利要求27所述的方法，其中，所述对象为骨。
29．权利要求28所述的方法，进一步包括对包含31P的校准模型施加主磁场和脉冲序列的步骤。
30．权利要求29所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中和在校准模型中的31P的空间密度图象的步骤。
31．权利要求29所述的方法，其中，产生表示在对象中的31P的密度数据的步骤包括相对于校准模型的图象强度计算该对象的图象强度。
32．权利要求1所述的方法，其中，第一同位素为1H。
33．权利要求32所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的1H的密度的数据。
34．权利要求1所述的方法，其中，所述对象进一步包括第二同位素，由第二RF激励脉冲激励第二同位素，且在第二RF激励脉冲之后采集由受激励的第二同位素发射的RF信号。
35．权利要求34所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的第二同位素的空间分布的数据。
36．权利要求35所述的方法，其中，所述对象为骨。
37．权利要求36所述的方法，其中，第一同位素为31P，而第一同位素为1H。
38．权利要求37所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的31P的密度的数据。
39．权利要求38所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的1H的密度的数据。
40．权利要求39所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生表示在对象中的流态和固态的1H的密度的数据。
41．权利要求40所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括产生基本只表示在对象中的流态1H的密度的数据。
42．权利要求41所述的方法，其中，处理RF信号的步骤包括测定在对象中的31P与1H的密度比。
43．权利要求42所述的方法，其中，测定在对象中的31P与1H的密度比的步骤包括处理表示在对象中的流态和固态1H的密度数据和基本只表示在对象中的流态1H的密度数据以得到基本只表示在对象中的固态1H的密度数据。
44．权利要求43所述的方法，其中，测定在对象中的31P与1H的密度比的步骤包括将表示在对象中的31P的密度数据除以基本只表示在对象中的固态1H的密度数据。
45．一种采集磁共振数据的装置，该装置包括对包括第一同位素的对象施加主磁场的装置；对该对象施加脉冲序列的装置，该脉冲序列包括第一磁场梯度脉冲；用于激励第一同位素的RF激励脉冲，该RF激励脉冲在第一磁场梯度脉冲的过程中产生；在RF激励脉冲之后采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的装置；处理该RF信号以得到表示在对象内的第一同位素的空间分布数据的装置。
46．一种通过磁共振采集数据的方法，该方法包括对包括第一同位素的对象施加主磁�。欢愿枚韵笫┘勇龀逍蛄校寐龀逍蛄邪ǖ谝淮懦√荻嚷龀澹挥糜诩だ谝煌凰氐腞F激励脉冲；在RF激励脉冲之后采集由受激励的第一同位素发射的RF信号，且基本在RF激励脉冲结束之后立即开始采集RF信号；处理该RF信号以得到表示在对象内的第一同位素的空间分布的数据。
47．权利要求46所述的方法，其中，在RF励脉冲结束之后20微秒之内开始采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的步骤。
48．权利要求47所述的方法，其中，在RF励脉冲结束之后5微秒之内开始采集由受激励的第一同位素发射的RF信号的步骤。
49．权利要求46所述的方法，其中，在第一磁场梯度脉冲的过程中产生RF激励脉冲。
50．权利要求46所述的方法，其中，在第一磁场梯度脉冲的过程中采集由受激励的第一同位素发射的RF信号。
51．权利要求46所述的方法，其中，所述脉冲序列进一步包括第二磁场梯度脉冲，且在第二磁场梯度脉冲的过程中产生RF激励脉冲。
52．权利要求51所述的方法，其中，所述脉冲序列进一步包括第三磁场梯度脉冲，且在第三磁场梯度脉冲的过程中产生RF激励脉冲。
53．权利要求46所述的方法，其中，重复脉冲序列许多次。
54．一种产生体内固态组织的磁共振图象的方法，该方法包括将该组织放置在基本静止的磁场中；对该组织施加至少二维的磁场梯度；激励在该固态组织中的第一同位素；采集由受激励的第一同位素发射的RF信号；处理该RF信号，得到表示在该固态组织中的第一同位素的分布的数据。
55．权利要求54的方法，其中，在三维空间上对该组织施加磁场梯度。
56．权利要求55的方法，其中，采集用于产生在固态组织中的第一同位素分布的三维图象的RF信号小于35分钟。
57．权利要求56的方法，其中，采集用于产生在固态组织中的第一同位素分布的三维图象的RF信号小于25分钟。
58．权利要求54的方法，其中，所述固态组织为骨。
59．权利要求58的方法，其中，所述数据表示骨的无机盐密度。
60．一种用于确定骨的无机盐密度的方法，该方法包括将该骨放置在基本静止的磁场中；对该骨施加至少二维的磁场梯度；激励在该骨中的第一同位素；采集由受激励的第一同位素发射的RF信号；处理该RF信号，得到表示在该骨中的第一同位素分布的数据；处理该数据以测定骨的无机盐密度。
61．权利要求60的方法，其中，第一同位素为31P。
62．权利要求60的方法，其中，处理数据的步骤包括确定数据的强度。
63．权利要求60的方法，进一步包括沿着骨对校准模型施加主磁场梯度的步骤，在处理RF信号的步骤中产生的数据还表示在校准模型内的第一同位素的空间分布。
64．权利要求63的方法，其中，处理数据的步骤包括相对于表示校准模型的数据的强度确定表示骨的数据的强度。
65．权利要求63的方法，其中，校准模型包括具有第一密度的第一同位素。
66．权利要求65的方法，其中，校准模型进一步包括具有不同于第一种密度的第二种密度的第一同位素。
67．一种产生包括第一化合物和第二化合物的对象的磁共振图象的方法，该方法包括将该对象放置在基本静止的磁场中，在该静止的磁场中第一化合物中的第一同位素具有第一自旋晶格弛豫时间T1，在该静止的磁场中第二化合物中的第二同位素具有比第一自旋晶格弛豫时间T1更长的第二自旋晶格弛豫时间T1；对该对象施加RF激励脉冲序列以激励第一化合物中的第一同位素和第二化合物中的第二同位素；采集由受激励的第一同位素和第二同位素发射的一组RF信号；从所采集的一组RF信号中得出基本只表示所述对象内的第一化合物的分布的第一组数据。
68．权利要求67的方法，进一步包括获得基本只表示在该对象内的第二化合物的分布的第二组数据。
69．权利要求67的方法，其中，第一同位素与第二同位素相同。
70．权利要求67的方法，其中，所述RF激励脉冲序列包括第一序列的RF激励脉冲和第二序列的RF激励脉冲。
71．权利要求70的方法，其中，第一序列的RF激励脉冲的翻转角度不同于第二序列的RF激励脉冲的翻转角度。
72．权利要求71的方法，其中，获得第一组数据的步骤包括依据第一和第二序列的RF激励脉冲的翻转角度处理所采集的RF信号组。
73．权利要求72的方法，其中，获得第一组数据的步骤包括依据第一和第二自旋晶格弛豫时间处理所采集的RF信号组。
74．权利要求73的方法，其中，获得第一组数据的步骤包括计算线性组合。
75．权利要求74的方法，其中，获得第一组数据的步骤包括减法运算。
76．权利要求70的方法，其中，第一序列的RF激励脉冲的脉冲间重复时间不同于第二序列的RF激励脉冲的脉冲间重复时间。
77．权利要求76的方法，其中，获得第一组数据的步骤包括依据第一和第二序列的RF激励脉冲的脉冲间重复时间处理所采集的RF信号组。
全文摘要
应用磁共振的原理产生数据,比如图像强度数据,这些数据反映了固态试样比如骨中的一种或多种同位素的空间分布。可以应用这些空间分布数据例如计算骨的无机盐密度和/或矿化度。
文档编号G01R33/48GK1294505SQ99803978
公开日2001年5月9日申请日期1999年3月12日优先权日1998年3月13日
发明者杰罗姆·L·阿克曼, 梅尔文·J·格立姆科, 吴耀塘申请人:思科尔肯公司

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固态磁共振成像的制作方法