专利名称：具有cest对比度增强的mr成像的制作方法
技术领域：
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及一种对放在MR装置检查体积中的患者的身体的至少一部分进行MR成像的方法。本发明还涉及一种MR装置以及要在MR装置上运行的计算机程序。
背景技术：
当前在广泛使用利用磁场和核自旋之间的交互来形成二维或三维图像的图像形成MR方法，尤其是在医疗诊断领域中，因为对于软组织成像而言，它们在很多方面优于其他成像方法，不需要电离辐射且通常是无创的。根据一般的MR方法，将要检查的患者的身体布置在强的均勻磁场中，磁场的方向同时界定测量所依据的坐标系的轴(通常是ζ轴)。根据通过施加定义频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的交变电磁场(RF场)可以激励(自旋共振)的磁场强度，磁场针对各种核自旋产生不同能级。从宏观的角度讲，各个核自旋的分布产生总体磁化，可以通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)使总体磁化从平衡状态偏离，同时磁场垂直于ζ轴延伸，使得磁化绕ζ轴进行旋进运动。旋进运动描述出锥形表面，其孔径角被称为翻转角。翻转角的大小取决于所施加电磁脉冲的强度和持续时间。对于所谓的90°脉冲来说，自旋被从ζ 轴偏转到横向面(翻转角90° )。在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回到初始平衡状态，其中ζ方向上的磁化以第一时间常数为1\(自旋-晶格或纵向弛豫时间)再次建立起来，而垂直于ζ方向的方向上的磁化以第二时间常数1~2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。可以利用线圈探测磁化的变化， 所述线圈被惯例地取向为在垂直于ζ轴的方向上测量磁化的变化。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随着(局部磁场不均勻诱发的)核自旋从相同相态的有序状态过渡到所有相角均勻分布的(失相)状态。可以利用重新聚焦脉冲(例如180°脉冲)补偿失相。这在探测线圈中产生了回波信号(自旋回波)。为了实现身体内的空间分辨率，在均勻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。因此探测线圈中拾取的信号包含不同频率的分量，在从时域到频域的傅里叶变换之后，不同频率可以与身体中的不同位置相关联。有时，不同组织之间MR信号强度的差异，即对比度，不足以获得令人满意的临床信息，然后使用了 MR造影剂。在MR成像中使用造影剂的重要性正在提高。当前使用的造影剂(通常)包括顺磁性材料，其影响附近水的1H原子核(质子)的弛豫过程，从而导致图像对比度的局部改变。这样的造影剂例如是Gd-DTPA或Gd-DOTA，施予其以增强健康组织和患病组织之间的对比度。这些顺磁性造影剂减小了质子的纵向或横向弛豫时间。例如， 可以将这用于在T1加权的MR图像中产生正(亮)对比度或在T2加权的MR图像中产生负 (暗)对比度。Balaban等人已经描述了产生对比度增强的备选方法(参见US6962769B1)。这种公知方法基于“化学交换饱和转移”(CEST)。利用这种CEST技术，通过改变水质子信号的强度获得了图像对比度。这是通过有选择地使CEST造影剂的可交换质子的MR信号饱和来实现的。将与CEST造影剂的可交换质子的MR频率匹配的频率选择性饱和RF脉冲用于这个目的。接下来通过与水质子的(化学或物理)交换将可交换质子的MR信号的饱和转移到被检查患者身体之内的附近水质子的MR信号，由此减少水质子的MR信号。于是，在造影剂可交换质子的MR频率处的选择性饱和在质子密度加权的MR图像中造成负对比度增强(CEST 效应)。体积水MR信号和选择性饱和RF脉冲的有限谱宽的结果是，体积水MR信号的质子的非故意直接饱和将始终在一定程度上导致额外衰减。在体积水MR信号的频谱对称的情况下，可以利用参考测量确定直接饱和的量，在所述参考测量中将选择性饱和RF脉冲的频率设置在体积水MR信号的频谱位置的相对侧。CEST造影剂相对于基于T1和T2的MR造影剂具有若干重要优点。CEST造影剂允许通过利用承载可交换质子的单一化合物或化合物混合物而实现复用，可以在单一多频率 CEST MR检查中分别寻址可交换质子。分子成像对这一点特别感兴趣，其中多种生物标志物可以与若干唯一的CEST频率相关联。此外，可以利用选择性饱和RF脉冲随意打开和关闭MR对比度。在很多应用中，例如在被检查身体的患病组织中造影剂的选择吸收缓慢时， 可调节的对比度增强高度是有利的。当在这种情况下使用现有的T1和T2造影剂时，需要两次独立的MR调查一次用于采集对比度增强的图像，第二次，通常在前一天，用于获得参考图像，以进行背景校正。利用CEST，可以在对比度增强的图像之前或之后立即获得参考图像。结果，单次MR检查会话就足够了。可以利用称为“调制CEST”的技术进一步利用后一优点(参见WO 2006/114765A2)。在调制CEST检查中，在更长的时期内连续记录一系列 MR图像，同时根据给定协议，例如通过调制选择性饱和RF脉冲的功率或频率来调制CEST对比度增强。这导致所获图像中CEST诱发的对比度被调制，这与使用的调制协议相关。调制 CEST方法有潜力进一步改善CEST MR成像的灵敏度。所有已知的CEST MR成像技术的缺点是在实际采集图像数据之前的选择性饱和会花费较长时间。CEST造影剂质子的饱和形成是一个较慢的过程(特征时间尺度在一秒量级上)。因此，已知CEST测量中使用的饱和时期典型为2-15秒。然后，在饱和时期之后，通常立即施加(切片选择性)激励RF脉冲，用于产生体积水MR信号并记录一个或多个MR信号，例如作为梯度回波或自旋回波。采集用于成像的MR信号通常仅耗时几毫秒。最后，为了让饱和衰减到零并防止MR图像中出现不希望有的T1加权的对比度增强，通常在开始下一周期的MR信号采集之前包括至少两秒的弛豫延迟。结果，单次测量的总持续时间显著超过两秒。在最实际的情况下(尤其是在高磁场强度和较短T2弛豫时间的情况下)，多次测量将是必要的，以获得k空间的充分覆盖，获得CEST加权的MR图像所需的总时间将按比例增加。出于若干理由，希望以比已知方法允许的高得多的速率测量CEST增强的MR图像。 这适用于例如图像引导的药物递送，因为它将实现药物释放的实时监测。此外，快速CEST 成像使得能够在施予造影剂之后立即研究CEST造影剂在被检查患者组织中的流入和洗出的动力学过程。这种动力学过程是患病组织和治疗效果的相关指标。更快的测量对于高时间分辨率下的调制CEST成像也是有利的。快速调制CEST成像有助于减少由于患者运动导致的图像伪影，因为采集CEST加权的图像的速率能够比例如被检查患者的呼吸频率高得多。因此，可以在MR图像重建期间更有效率地抑制由于呼吸运动导致的图像伪影。CEST成像中的另一个问题与实际MR信号采集之前漫长的饱和时间相关。必须的饱和步骤阻碍了交织采集多个图像切片的通常方法。因此，在多切片CEST成像中，成像时间与切片数量成正比地增加。成像时间能够很容易超过十分钟，这对患者的舒适感具有负面影响。
发明内容
从上文容易看出，需要一种改进的CEST成像技术。因此，本发明的目的是实现具有CEST对比度增强效果的快速MR成像。根据本发明，公开了一种对放在MR装置检查体积中的患者的身体的至少一部分进行MR成像的方法。本发明的方法包括以下步骤a)通过使所述身体的部分经受与CEST造影剂的可交换质子的MR频率匹配的频率选择性饱和RF脉冲(或一系列频率选择性饱和RF脉冲)，使给患者施予的CEST造影剂的可交换质子的核磁化饱和，其中饱和时期，即所述频率选择性饱和RF脉冲(或饱和RF脉冲系列)的持续时间比饱和从CEST造影剂的可交换质子和/或体积水质子的磁化零饱和开始建立完整的CEST对比度增强效果所需的时间短；b)通过使所述身体的部分经受包括至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来产生所述身体水质子的至少一个MR信号；c)从所述身体采集并采样所述至少一个MR信号；d)在改变所述MR成像序列的参数(例如，相位编码，切片位置，回波时间等)的情况下，将步骤a)到c)重复若干次；e)从采集和采样的MR信号重建(质子密度加权的、CEST对比度增强的)MR图像。本发明提出基本连续地使CEST造影剂的可交换质子饱和，而在短间隔期间采集 MR信号，用于重建单幅MR图像或(动态)系列相继MR图像，在所述间隔中简短中断用于饱和的RF辐射。如果用于MR信号产生和采集(步骤b)和c))所需的中断间隔充分短，则选择性饱和的连续性仅受到最小限度的干扰。根据本发明，在步骤a)中施加的频率选择性饱和RF脉冲(或饱和RF脉冲系列)的持续时间比建立完整的CEST对比度增强效应所需的时间短。“完整的”CEST效应实质上是质子密度加权的MR图像中可实现的最大对比度增强。在根据本发明的步骤a)中施加的饱和RF脉冲的幅度可以大约从1μ T到lmT。在建立饱和所需的步骤a)到c)的若干次循环之后，每个MR信号采集步骤中与先前的采集循环保持相同的实际完整饱和(即“稳定状态”的CEST效应)。本发明的实质特征是饱和时期的持续时间比从零饱和开始建立其完全饱和所需的时间短(得多)(至少短 5或10倍)。因此，根据本发明，与常规CEST成像方法相比，在每个MR信号采集步骤之前饱和所需的时间非常短。本发明的意外效果是，即使饱和时期的持续时间比常规CEST方法短得多，也可以获得几乎完整尺度的CEST对比度增强效果。这是由于反复重复使用步骤a) 到c)的先前循环期间产生的已存在饱和导致的。如上所述，发现在将本发明方法的步骤a)到c)重复若干次之后，达到了饱和的稳定状态。在这种稳定状态下，可以为CEST对比度增强利用完全或接近完全的饱和(平稳态)稳定状态。本发明的重要方面是可以在这种稳定状态的饱和中应用CEST技术。可以实现成像速度的显著增大，因为在每个MR信号采集步骤之前不需要等候饱和的重新建立。不过，本发明的重要发现是，在饱和建立期期间，即在达到稳定状态之前，已经能够开始MR信号采集。通常花费超过一秒来接近稳定状态CEST状况。利用初始CEST测量， 而不利用(或不仅利用)稳态CEST测量，进行MR成像，可以显著提高本发明技术的时间分辨率和速度。在本发明的范围之内，甚至能够应用该技术，使CEST对比度增强不再达到平稳值。可以仅测量饱和建立曲线的开始部分。利用本发明的方法，容易实现每分钟10次或更多次CEST测量的时间分辨率，代价是对比度与噪声比不显著地减小。除了提高时间分辨率和速度之外，本发明的初始饱和建立方法还有更多优点。例如，已知稳定状态的CEST效应相当强烈地取决于1\。与稳定状态的CEST效应相比，CEST对比度增强的初始建立速率对 T1的依赖性较小。因此，预计本发明的初始建立方法在弛豫时间T1短的组织中表现更好。 此外，发现本发明的技术对体积水质子的直接饱和有利地较不敏感，该直接饱和是CEST成像中的一个主要问题。特别地，将本发明的快速CEST MR成像方法与用于快速MR成像的现有技术(例如 FLASH, EPI和SENSE)组合形成了一种用于对比度增强的诊断MR成像的强大工具。根据本发明的优选实施例，步骤b)中的MR成像序列的持续时间被选择为使得在步骤a)中后续饱和RF脉冲的辐照之前保持饱和。如上所述，如果适当选择了饱和及信号采集步骤的持续时间，则在每次MR信号采集步骤之后都保持饱和，使得后面的饱和无需如常规CEST方法那样从零开始。优选地，步骤b)中所述MR成像序列的持续时间短于步骤 a)中饱和RF脉冲的持续时间。本发明的一个重要方面是，CEST造影剂的可交换质子实质上是连续饱和的，其中在辐照频率选择性饱和RF脉冲的充分短中断期间发生用于产生图像的MR信号的产生和采集(步骤b)和c))。在本发明方法的优选实施例中，饱和RF脉冲的持续时间为1-1000毫秒，优选2-200毫秒，而MR成像序列的持续时间为1_100毫秒，优选1-50毫秒。通过这种方式，能够以仅约为100毫秒或更小的时间分辨率采集连续系列的 CEST增强的MR图像(例如，用于动态或调制的CEST成像)。有利的是利用小翻转角(1-10° )的RF脉冲在步骤b)中产生MR信号，以防止在重复步骤a)到c)的同时体积水MR信号直接饱和。不过，对于本发明方法的成功应用而言， 小的翻转角不是必需的。也可以将本发明的CEST成像方法与“真实FISP”或“平衡FFE”MR 成像方法组合。这种梯度平衡的MR成像技术有效地帮助了避免被检查身体水质子的MR信号出现不希望的直接饱和。根据本发明的优选实施例，在重复步骤a)到c)期间对k空间进行采样，使得以较低CEST对比度增强采样k空间的周边部分，而以较高CEST对比度增强采样k空间的中央部分。例如，在获得完全饱和之前，即在饱和建立期期间，利用MR成像序列对k空间的周边部分采样。为了在最后重建的MR图像中获得最佳对比度，在已经达到饱和平稳态之后对中央k空间区域采样。从饱和的一开始采集外部k线的这种方法实现了产生CEST增强的MR 图像的更快方式。根据本发明的另一优选实施例，在步骤a)中辐照的频率选择性饱和RF脉冲为非矩形脉冲。与矩形脉冲相比，更短饱和脉冲持续时间(例如，低于100ms)特定形状的RF脉冲具有改善的频率选择性，因此更好地防止了在连续重复步骤a)到c)的同时发生体积水信号不希望的直接饱和。也可以使用常规形状的RF脉冲，例如高斯、正弦、或所谓E-BURP 形状脉冲，例如100毫秒的矩形饱和RF脉冲。还可以使用扫频选择性饱和RF脉冲，例如 CHIRP脉冲。这样的脉冲大大减弱了核磁化不希望有的相干性，因为它们具有二次相行为。此外，扫频饱和RF脉冲可能会利用持续时间较短且RF幅度相对恒定的RF脉冲实现窄激励曲线。因此，这样的脉冲可能会实现选择性饱和，而患者体内的RF功率沉积最小。根据本发明的又一优选实施例，提供参考扫描，所述参考扫描包括步骤a)到c)的若干次重复，其中将所述频率选择性饱和RF脉冲的频率设置在与所述CEST造影剂的可交换质子的MR频率不同的频率。体积水信号和选择性饱和RF脉冲的有限宽度的结果是，体积水信号直接饱和将始终在一定程度上导致水信号发生额外的不希望有的衰减。在体积水信号具有对称频谱的情况下，可以利用参考扫描确定直接饱和，在所述参考扫描中将选择性RF饱和脉冲的频率例如设置在恰好在体积水信号相对于CEST造影剂的可交换质子的共振频率的相对侧。此外，可以在步骤e)中使所述参考扫描期间采集和采样的MR信号和在所述CEST造影剂的可交换质子的MR频率处的频率选择性饱和下采集和采样的MR信号彼此相减。可以根据以下方程计算CEST增强的MR图像Mcest的像素强度Mcest = 100% *(Mr-Mz)/M0在这里，Mz是在CEST造影剂的可交换质子共振频率处施加饱和RF脉冲之后立即拍摄的MR图像的强度。Mr是利用在体积水信号相对侧施加的饱和RF脉冲采集的参考图像的强度，Mtl是在施加饱和RF脉冲时采集的参考图像的强度，该饱和RF脉冲是在距体积水信号“无穷大”距离(例如超过IOkHz或优选地，甚至超过100kHz)处施加的。为了计算Mcest, 可以通过交替或循环切换饱和RF脉冲的频率连续采集Mz，Mr和Μ『任选地，可以省去Mtl的测量，作为替代，可以使用轧来根据以上方程计算Mcest。可以利用一种MR装置执行迄今为止描述的本发明方法，所述MR装置包括用于在检查体积之内产生均勻稳定磁场的至少一个主磁体线圈；用于在所述检查体积之内沿不同空间方向产生切换的磁场梯度的若干梯度线圈；用于在所述检查体积之内产生RF脉冲并用于从位于所述检查体积中的患者的身体接收MR信号的至少一个RF线圈；用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时域接续的控制单元；重建单元和可视化单元。 可以在目前临床使用的大多数MR装置中有利地执行本发明的方法。为此，仅需要使用一种控制MR装置的计算机程序，使MR装置执行本发明上述方法步骤。计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数据网络上，以便被下载，安装在MR装置的控制单元中。
附图公开了本发明的优选实施例。不过，应当理解，设计附图仅仅是为了例示而非界定本发明的限制。在附图中图1示出了用于执行本发明方法的MR装置；图2示出的示意图例示了根据本发明用于CEST成像的RF脉冲序列和切换的磁场梯度；图3示出了使用EPI成像序列的本发明方法的备选实施例；图4示出了使用一系列用于饱和的整形RF脉冲的另一实施例；图5示出了使用梯度平衡的MR成像序列的另一实施例；图6示出了一示意图，其中根据时间描绘归一化MR图像强度，以便例示根据本发明的饱和建立过程；
图7示出的示意图例示了根据本发明对包含Tm(III)HPD03A的热敏脂质体的水悬剂进行一维CEST成像的结果。
具体实施例方式参考图1，主磁场控制器10控制超导或电阻主磁体12，从而沿着通过检查体积14 的ζ轴产生基本均勻、时间上恒定的主磁场。磁共振产生和操纵系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度以翻转或激励核磁自旋，诱发磁共振，重新聚焦磁共振，操纵磁共振，对磁共振进行空间编码或以其他方式编码，使自旋饱和等，以执行MR成像。更具体而言，梯度脉冲放大器20向成对的全身梯度线圈22中选定的线圈对施加电流脉冲，以沿着检查体积14的χ、y和ζ轴生成磁场梯度。数字式RF频率发射器M向全身RF线圈沈发射RF脉冲或脉冲群，以向检查体积14中发射RF脉冲。典型的MR成像序列由一串彼此联合起来的短时长脉冲段构成，任何施加的梯度都实现核磁共振的选定操作。RF脉冲用于使共振饱和，激励共振，反转磁化，对共振重新聚焦，或操纵共振，并选择位于检查体积14中的被检查患者身体(未示出)的一部分。对于全身应用而言，通常由全身 RF线圈沈拾取MR信号。为了生成患者的身体的有限区域的MR图像，通常与选定区域邻接地放置局部线圈(未示出)。例如，可以使用只收局部RF线圈接收由体线圈RF发射引入的MR信号。由全身RF线圈沈或其他专用RF线圈拾取所得的MR信号并由优选包括前置放大器(未示出)的接收机32进行解调。主计算机40控制梯度脉冲放大器20和发射器M以产生多种MR成像序列中的任一种，例如回波平面成像(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。对于选定的序列，接收器32在每个RF激励脉冲之后接收单个或多个快速相继的MR数据线。数据采集系统42执行所接收信号的模数转换，并将每条MR数据线转换成适于进一步处理的数字格式。在现代MR装置中，数据采集系统42是独立的计算机，专门用于采集原始图像数据。最后，由重建处理器50将数字原始图像数据重建成图像表示，重建处理器50应用傅里叶变换或其他适当的重建算法。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后在主计算机40的图像存储器52中存储图像，在那里可以存取图像以将图像表示的切片、投影或其他部分转换成适当格式，用于例如经由视频监视器56进行可视化，视频监视器提供所得MR图像的人类可读显示。参考图2，解释了本发明CEST成像方法的第一实施例。在每次产生用于数据读出的MR信号之前都具有短的(100毫秒)频率选择性饱和RF脉冲(磁场幅度在1-10 μ T范围中)，用于使所用CEST造影剂的可交换质子的核磁化饱和。短饱和时期不足以从零建立起 (接近)完全的CEST效应。不过，假设中断饱和以采集MR信号的间隔充分短，一系列Ν(Ν 为大于等于2的任何整数)个这样的周期将与常规CEST技术中使用的长的频率选择性饱和RF脉冲具有类似效果。在重复辐照饱和RF脉冲之间的短间隔期间产生MR信号并对MR 信号进行采集和采样。在图2所示的实施例中，在饱和RF脉冲之后施加压碎(crusher)梯度GZ、GY和GX。压碎梯度之后是切片选择性RF脉冲，用于激励身体水质子的核磁化。使用小翻转角(5° )以防止水质子的直接饱和。分别由切换的磁场梯度GZ和GX执行频率编码和相位编码。在相位编码变化的条件下将图2所示的序列重复N次，直到采集到一整套 MR图像数据。参考图3，用EPI序列替换图2中使用的MR成像序列，在EPI序列中，在每个激励 RF脉冲之后采集若干k空间线。参考图4，本发明技术的另一实施例使用(一系列)n个(η为大于等于1的任何整数)整形的RF脉冲，用于CEST造影剂的可交换质子的频率选择性饱和。可以利用整形的RF脉冲而不是(接近)连续波的RF辐照进行如图2和3所示的饱和，从而有效避免核磁化的不希望相干性。由于在这一实施例中进一步减少了重复时间，所以激励RF脉冲的翻转角也减小到2°，以避免体积水信号的直接饱和。参考图5，将图4所示的实施例扩展到完全梯度平衡的版本，再次地为了防止体积水信号的直接饱和。现在可以使用激励RF脉冲的较大翻转角(10° )，实现改进的对比度与噪声比。参考图6，根据时间描绘了根据本发明采集的一系列CEST MR图像的相对积分Mz/ Μ0。在72秒内，采集到一系列1 幅CEST增强的MR图像。在开始一组32幅图像期间，使用了持续时间为100毫秒(78 μ T的B1幅度)的矩形饱和RF脉冲，其中将饱和RF脉冲的频率匹配到CEST造影剂的可交换质子的MR频率。在每组32幅图像之后，在频谱中将饱和 RF脉冲的频率设置在恰好位于体积水MR信号的相对侧(换言之，反转饱和RF脉冲相对于水线的频率偏移符号)。在完成数据采集(四组32幅MR图像)之后，利用傅里叶变换以量值模式重建所有MR图像。针对每幅图像计算每幅MR图像的积分Μζ。通过将每个积分值Mz 除以采集的对应MR图像的积分M0进行归一化，在对应MR图像中，将饱和频率偏移设置在距体积水谱线“无限”大距离(IOOkHz)处。在图6中根据时间绘示获得的归一化值Μζ/Μ。。 在示意图中可以看出，在一系列初始的MR图像之内，MR图像强度减小，直到在大约4幅MR 图像之后达到平稳值。这种减小是由于CEST造影剂可交换质子的初始饱和建立过程导致的。平稳段示出了本发明利用的饱和的稳定状态。在32幅图像(对应于18秒)之后，在改变饱和脉冲的频率和RF时，可交换质子不再是饱和的，MR图像强度缓慢返回到平衡值。 然后，在另一个18秒之后，再次将饱和RF脉冲的频率变回到可交换质子的频率，MR图像强度减�。⒌酱锵惹肮鄄斓降耐黄轿戎怠Ｗ詈螅诹硪桓�18秒之后，再次改变饱和RF脉冲的频率，MR图像强度增大，直到其返回到平衡值。作为图6所示的上方和下方平稳值之间的强度差计算的相对CEST效应大约为80%。CEST效应的这个量值与使用相同的CEST造影剂Eu(III)DOTAMGIy的文献中报道的值吻合地很好(参见iTerreno等人，hvestigative Radiology, 39 :235-243)。这证实了本发明的稳定状态方法中的CEST效应实质上与常规 CEST成像方法相同。不过，本发明方法的优点是图像采集速度显著增大。根据本发明，如上所述，在饱和建立期期间，即在达到稳定状态之前，就已经开始了 MR信号采集。利用初始CEST测量，而不仅仅是利用稳态CEST测量，进行MR成像，提高了技术的时间分辨率和速度。参考图7，展示了本发明的实施例，其中应用本发明的技术，使得CEST对比度增强不再达到平稳值。仅测量饱和建立曲线的开始部分。在弱饱和脉冲、可交换质子信号的瞬时饱和以及缺少体积水信号直接饱和的条件下，可以由以下公式描述饱和建立曲线
Mz (t) = M0 [ (ks/ke) exp (_ket) +1/(keI\)]在这里，Mz(t)是饱和时期期间内一些点处的MR图像强度，M0是平衡MR图像，ks 是CEST造影剂和水之间质子交换速率，T1是水质子的纵向弛豫时间，ke = ks+l/I\。因此， 饱和建立的初始速率顶=d(Mz(t))/dt] (t — 0)可以被描述为[d (Mz (t)) /dt] (t — 0) = M0ks尽管对于实际用途而言，这些公式成立的条件可能不会完全满足，但以上公式表明，可以将饱和建立的初始速率用作探测根据本发明的CEST对比度增强的特别快的方式。 这受到图7中试验数据的支持。在本范例中，时间分辨率为每分钟16次CEST测量。图7A和7B中的示意图根据时间示出了一系列一维CEST加权图像的相对积分(Mz/ Mtl)。利用图2所示的序列(没有频率和相位编码)采集脂质体内(intraliposomal)水溶液中包含Tm(III)HPD03A的渗透变形的热敏脂质体水悬剂的图像。这种热敏试剂在大约 31 处显示出相变。在相变温度以上的温度，从脂质体释放出顺磁性化学位移试剂，结果， CEST效应消失。利用这种CEST造影剂，可以通过根据温度测量CEST效应“实时”研究从脂质体释放Tm(III)HPD03A。在1378秒之内，采集到连续系列的12观8幅一维CEST加权的 MR图像。在初始一组8幅图像期间，将饱和RF脉冲(相对于体积水信号)的频率偏移设置在用于测量Mz WCEST造影剂的可交换质子信号(+2400Hz)处。在每组8幅一维图像之后，通过将频率偏移设置到+200kHz来测量另外8幅一维图像。之后，反转频率偏移的符号 (-MOOHz)，测量另一个8幅图像轧。将这个方案重复若干次。在这个系列期间，以0.95K/ min的恒定速率将样本温度从增大到317Κ。图7Β示出了 15. 5和16. 5分钟之间数据的放大。在这个温度范围中，图像强度发生了大的变化，尤其是对于饱和频率偏移设置在 +2400Hz处的图像组而言。显然，在这个温度范围中，可能是磷脂双分子层溶化的原因，从脂质体释放了大部分Tm(III)HPD03A。在图7中可以看出，仅测量饱和建立曲线的初始部分。 饱和不再达到平稳值。图7C根据温度示出了初始速率dM/dt (从图7A和7B所示数据利用线性回归计算)。图7D中的示意图示出了在可交换质子频率(+MOOHz)处在饱和期间观测到的初始速率和在基准频率(-2400Hz)处在饱和期间观测到的初始速率之间的差异Δ。 图7C中存在的正弦振荡是由于不希望出现的相干性导致的。可以通过采用例如扫频CHIRP 脉冲作为饱和RF脉冲来减少这些振荡。
权利要求
1.一种对放在MR装置的检查体积中的患者的身体的至少一部分进行MR成像的方法， 所述方法包括如下步骤a)通过使所述身体的所述部分经受至少一个频率选择性饱和RF脉冲，使向所述患者施予的CEST造影剂的可交换质子的核磁化饱和，其中，饱和期，即所述频率选择性饱和RF 脉冲的持续时间或一系列频率选择性饱和RF脉冲的持续时间，比从零饱和开始建立完整的CEST效应所需的时间短；b)通过使所述身体的所述部分经受包括至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来产生所述身体的水质子的至少一个MR信号；c)从所述身体采集并采样所述至少一个MR信号；d)在改变所述MR成像序列的参数的情况下，将步骤a)到c)重复若干次，其中，在饱和建立期期间，即在达到所述CEST效应的稳定状态之前，对MR信号进行采集和采样；e)从所采集和采样的MR信号重建MR图像。
2.根据权利要求1所述的MR成像方法，其中，步骤b)中所述MR成像序列的持续时间被选择为使得在步骤a)到c)的先前循环期间建立的所述CEST效应在步骤a)中后续饱和 RF脉冲的辐照之前至少部分保持不变。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，步骤b)中所述MR成像序列的持续时间短于步骤 a)中所述饱和RF脉冲的持续时间。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述饱和RF脉冲的持续时间为 1-1000毫秒，优选2-200毫秒。
5.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述MR成像序列的持续时间为 1-100毫秒，优选1-50毫秒。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的方法，其中，所述MR成像序列是梯度平衡的序列。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的方法，其中，所述MR成像序列是梯度回波序列， 优选为EPI序列。
8.根据权利要求1-7中的任一项所述的方法，其中，步骤a)到c)的重复次数被选择为使得达到所述CEST效应的稳定状态。
9.根据权利要求1-8中的任一项所述的方法，其中，在重复步骤a)到c)期间对k空间采样，使得以较低的CEST对比度增强采样k空间的周边部分，而以较高的CEST对比度增强采样k空间的中央部分。
10.根据权利要求1-9中的任一项所述的方法，其中，所述饱和RF脉冲是非矩形脉冲或扫频脉冲。
11.根据权利要求1-10中的任一项所述的方法，还包括参考扫描，所述参考扫描包括步骤a)到C)的若干次重复，其中，将所述频率选择性饱和RF脉冲的频率设置在与所述 CEST造影剂的可交换质子的MR频率不同的频率。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，在步骤e)中使所述参考扫描期间采集和采样的MR信号和在所述CEST造影剂的可交换质子的MR频率处的频率选择性饱和下采集和采样的MR信号彼此相减。
13.一种用于执行根据权利要求1-11所述的方法的MR装置，所述MR装置包括用于在检查体积之内产生均勻稳定磁场的至少一个主磁体线圈(1 ；用于在所述检查体积之内沿不同空间方向产生切换的磁场梯度的若干梯度线圈02)；用于在所述检查体积之内产生RF脉冲并用于从位于所述检查体积中的患者的身体接收MR信号的至少一个RF线圈 (26)；用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时域接续的控制单元00)；重建单元(50)；以及可视化单元(56)，其中，所述MR装置被布置成执行以下步骤a)通过经由所述RF线圈06)向所述患者的所述身体辐射至少一个频率选择性饱和 RF脉冲使向所述患者施予的CEST造影剂的可交换质子的核磁化饱和，其中，所述饱和RF脉冲与所述CEST造影剂的可交换质子的MR频率匹配，且其中，饱和期，即所述频率选择性饱和RF脉冲的持续时间或一系列频率选择性饱和RF脉冲的持续时间，比从零饱和开始建立起完整的CEST效应所需的时间短；b)通过使所述身体经受包括至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来产生所述身体的水质子的至少一个MR信号；c)经由所述RF线圈06)从所述身体采集至所述少一个MR信号；d)在改变所述MR成像序列的参数的情况下，将步骤a)到c)重复若干次，其中，在饱和建立期期间，即在达到所述CEST效应的稳定状态之前，对MR信号进行采集和采样；e)利用所述重建单元(50)从所采集的MR信号重建MR图像并经由所述可视化单元 (56)显示所重建的MR图像。
14. 一种要运行于MR装置上的计算机程序，所述计算机程序包括用于如下操作的指令a)产生与CEST造影剂的可交换质子的MR频率匹配的至少一个频率选择性饱和RF脉冲，其中，饱和期，即所述频率选择性饱和RF脉冲的持续时间或一系列频率选择性饱和RF 脉冲的持续时间，比从零饱和开始建立完整的CEST效应所需的时间短；b)产生包括至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列；c)记录至少一个MR信号；d)在改变所述MR成像序列的参数的情况下，将步骤a)到c)重复若干次，其中，在饱和建立期期间，即在达到所述CEST效应的稳定状态之前，对MR信号进行采集和采样；e)从所记录的MR信号重建MR图像。
全文摘要
本发明涉及一种对放在MR装置检查体积中的患者的身体的至少一部分进行MR成像的方法。本发明的目的是改善CEST对比度增强的成像。本发明的方法包括以下步骤a)通过使所述身体的部分经受与给患者施予的CEST造影剂的可交换质子的MR频率匹配的至少一个频率选择性饱和RF脉冲，使CEST造影剂的可交换质子的核磁化饱和，其中饱和时期，即所述频率选择性饱和RF脉冲的持续时间比饱和从零饱和开始建立完整的CEST对比度增强效果所需的时间短；b)通过使所述身体的部分经受包括至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来产生所述身体水质子的至少一个MR信号；c)从所述身体采集并采样所述至少一个MR信号；d)在改变所述MR成像序列的参数的情况下，将步骤a)到c)重复若干次，其中在饱和建立期期间，即在达到所述CEST效应的稳定状态之前，对MR信号进行采集和采样；e)从所采集和所采样的MR信号重建质子密度加权的、CEST对比度增强的MR图像。
文档编号G01R33/28GK102257399SQ200980151682
公开日2011年11月23日 申请日期2009年12月15日 优先权日2008年12月22日
发明者D·布丁斯基, H·格吕尔, J·A·皮克马特, J·库普, R·M·J·N·拉默里奇斯, S·朗戈埃斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司
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