CN101553168A - 用于使用超极化129xe mri估计肺部的气体传递的系统和方法 - Google Patents
用于使用超极化129xe mri估计肺部的气体传递的系统和方法 Download PDFInfo
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Abstract
用于估计肺部的气体交换和/或肺泡毛细血管屏障状态的方法和系统，包括使用自旋回波脉冲技术来生成溶入患者的肺的气体交换区中的红血球(RBC)和屏障隔室中的129Xe的至少一个3－D MRI图像。
Description
相关申请
本申请要求2006年10月3日提交的美国临时申请序列号60/827,983的优先权益处，其内容并入此处作为参考。
政府拨款
使用政府拨款实施本发明，包括NCRR/NCI国家生物医学技术资源中心的拨款(P41 RR005959/R24 CA 092656)和国家卫生研究所NIH/NHLBI的拨款(RO1 HL055348)。美国政府对本发明具有某些权利。
版权保留
本专利文献的公开的一部分包含对其作出版权保护要求的材料。当该专利文献或者该专利公开出现在专利商标局的专利文档或者记录中时，版权所有者不反对任何人复制或复现该专利文献或者专利公开，但是保留所有其它一切权利。
技术领域
本发明涉及核磁共振(NMR)光谱学和MRI(磁共振成像)。
背景技术
肺中气体的交换需要通气、灌流和气体扩散穿过肺泡(alveoli)的血液气体屏障(blood-gas barrier)。虽然肺通气[1、2]和灌流[3、4]能够通过各种成像技术来检查，但是目前还没有方法来成像肺泡毛细血管的气体传递(alveolar-capillary gas transfer)。令人遗憾地是，某些肺部的病状诸如例如，炎症、纤维症和水肿病可能最初对气体交换过程具有主要的影响，但对于通气或灌流则没有影响。出现在或者不出现在血液气体屏障中的“扩散障碍(diffusionblock)”[5]的程度迄今为止很难在研究中确定[6]。在健康的肺泡中，正如Weibel[7]所定义的血液气体屏障的调和均数厚度大约是0.77μm，并且氧在小于一毫秒(millisecond)内穿过该间隙，从而使得红血球(RBC)在数十毫秒内饱和。然而，在屏障变厚的区域，氧可能不希望地被阻止足够快地扩散通过该屏障从而使得RBC在它们离开气体交换区之前(在人体中大约为750ms[5]，在老鼠体内大约是300ms[8])饱和。
发明内容
本发明的实施例提供使用超极化129Xe非侵入地获得与肺泡毛细血管气体传递相关联的光谱或者图像数据的系统和方法。该图像能够是直接像(direct image)，其在视觉上反映该屏障有能力(或者无能力)将气体传递给红血球。
本发明的实施例提供了图像，该图像能够用于诊断肺病或创伤、研究或评估间质性肺病或创伤和/或间质性肺病或创伤的发展或减轻，和/或评估导向性疗法的效力、副作用或者疗法或药物治疗对肺泡毛细血管气体传递的不慎的负面效果。
本发明的实施例给出了用于提供肺部的气体交换和/或肺泡毛细血管屏障(alveolar-capillafy barrier)状态的MRI数据的方法。该方法包括(a)发射RF MRI激励脉冲成像序列，该RF MRI激励脉冲成像序列被配置为激励受检者的肺的气体交换区中的溶解相(dissolved phase)超极化129Xe；(b)使用与红血球(RBC)隔室和屏障隔室二者相关联的溶解相129Xe MRI图像信号补充数据来生成肺的血液气体屏障的三维129Xe MRI图像。该RF激励脉冲成像序列包括3-D自旋回波成像序列，凭此，该3-D自旋回波序列生成在RBC隔室信号和屏障隔室信号之间具有约90度相位差的回波(echo at about 90degrees phase difference)。
在一些实施例中，180度的射频重新聚焦脉冲被足够早地时控(time)并且读出梯度被充分地延迟来在k空间的中心处生成红血球和屏障隔室信号之间的90度相位差。能够使用欠取样数据获得和重构来实施该发射和生成步骤。
该3-D图像可以使用在大约10-200ms、典型在约10-60ms且更典型地在20-40ms之间的RF脉冲重复时间和可选择的在该重新聚焦脉冲之后的大翻转角的激励脉冲(例如，至少约为40度，并且典型地约为90度)来获得。
所获得的图像可以被用于基于3-D 129Xe MRI图像估计肺部的气体交换、屏障厚度、薄度、微脉管系统、肺泡表面面积、或者屏障功能中的至少一个。该三维图像能够具有足够的分辨率以在视觉上描绘放射后肺纤维化的患者内的功能性生物标记。该三维图像能够具有足够的分辨率以在视觉上指示血液气体屏障的变厚和/或变薄，和/或具有足够的分辨率以在视觉上指示微脉管系统的损失或者肺泡表面积的损失或增加。
该方法可以选择性地还包括生成RBC隔室图像并且获得肺的气体交换区的至少一个溶解相129Xe MRI屏障图像信号数据并且生成屏障图像。估计步骤可以包括同时显示所获得的RBC和屏障图像。该估计步骤可以包括电子地或者视觉地将所获得的129Xe RBC和屏障图像进行比较以检测129Xe RBC图像中的溶解相129Xe MRI信号衰减。在特定实施例中，获得至少一个129Xe MRI RBC图像信号数据的步骤和获得129XeMRI屏障图像信号数据的步骤每个可以包括获得具有约为0-60ms之间的不同RF脉冲重复时间(TR)的多个各自的图像以逐像素地定义信号补充。
该方法可以进一步包括获得患者的气相129Xe MRI图像信号数据。同时，该方法可以选择性地包括电子地生成与和用于生成所获得的气相129Xe图像信号数据的MRI扫描仪相关联的磁场不均匀性相对应的空间变化场移的场图；以及使用该场移的场图来电子地校正与溶解相129Xe MRI RBC和屏障图像相关联的信号数据。
在一些实施例中，该生成步骤包括在多个重复时间获得多个溶解相129Xe图像以判断屏障厚度和129Xe扩散。该方法可以包括生成足够的溶解相RBC和屏障图像数据以在逐像素的基础上曲线拟合信号补充。
在特定实施例中，该生成图像的步骤包括电子地评估信号数据，其使用对包含RBC信号数据和屏障信号数据两者的MRI溶解相129Xe溶解相位信号数据进行一个点的狄克逊评估(one-point Dixonevaluation)来评估。
其它实施例给出了MRI扫描仪系统。该MRI扫描仪系统包括：(a)MRT扫描仪；以及(b)具有与该MRI扫描仪通信的多个通道的MRI接收机，所述多个通道包括第一通道和第二通道，其中第一通道被配置为接收129Xe RBC信号数据，第二通道被配置为接收129Xe屏障信号数据。该MRI扫描仪被配置为编程地将MRI扫描仪的频率和相位设置为129Xe溶解相成像模式，借此，该扫描仪的频率和相位被电子地调整以用于Xe肺泡毛细血管传递成像。
在一些实施例中，第一通道接收机的相位能够被设置得以致RBC共振(例如211ppm)与实通道对应，第二通道接收机的相位能够被设置得以致屏障共振(例如197ppm)在负的虚通道中落后大约90度。可替换地，RBC通道能够处于+90度(虚的)，屏障通道能够处于0度(实的)。
MRI扫描仪可以包括扫描序列，该扫描序列自动地将MRI扫描仪的频率从129Xe气体切换到溶解相，然后回到129Xe气相，从而以交叉方式获得气体和溶解图像数据集合的部分。MRI扫描仪可以被配置为提供肺的第一129Xe MRI RBC图像和肺的第二对应129Xe MRI屏障图像，并且基本同时地并排电子显示该两个图像。
该MRI扫描仪能够被配置为编程地引导MRI扫描仪发射3-D自旋回波RF激励脉冲序列，该RF激励脉冲序列被配置来在k空间的中心处生成RBC信号和屏障信号之间的90度相位差。该自旋回波脉冲序列能够具有第一大翻转角的激励脉冲，随后是约180度的rf重新聚焦脉冲，该重新聚焦脉冲被足够早地时控并且时控的读出梯度被充分地延迟来在k空间的中心处生成RBC和屏障隔室信号之间的90度相位差。
其它实施例给出了用于生成肺的毛细血管床的129Xe MRI图像的计算机程序产品。该产品包括具有计算机可读程序代码包含在其中的计算机可读存储介质。计算机可读程序代码包含：(a)被配置来生成3-D自旋回波RF激励脉冲序列的计算机可读程序代码，该3-D自旋回波RF激励脉冲序列被配置来在k空间的中心处生成分别在RBC和屏障隔室中的溶解相超极化129Xe信号之间的90度相位差；(b)被配置来获得与肺的气体交换区中的红血球相关联的129Xe的溶解相MRI信号的计算机可读程序代码，其中图像中的信号衰减与减少的肺泡毛细血管传递能力(transfer capacity)相关联；(c)被配置来获得与肺中的肺泡毛细血管屏障相关联的129Xe的溶解相MRI信号的计算机可读程序代码；以及(d)被配置来基于所获得的溶解相屏障和RBC信号来生成3-D MRI图像的计算机可读程序代码。
虽然本发明在此处是以方法的角度来描述的，但是将理解本发明还可以实施为系统和计算机程序产品。
在阅读了下面的附图和详细说明后，根据本发明的实施例的其它系统、方法和/或计算机程序产品对于本领域技术人员来说将是显而易见的。本发明意图于将所有这样的另外的系统、方法和/或计算机程序产品包含在本说明书中，属于本发明的范围并且被所附权利要求保护。
附图说明
当结合附图阅读本发明的下面的示例性实施例的详细说明时，将更容易理解本发明的其它特征，其中：
图1A是屏障组织(barrier tissue)和RBC中气体传递和信号补充的一维模型，简化地描述了气隙、屏障和RBC中的肺泡毛细血管单元和对应的129Xe NMR共振频率。
图1B是位置(μm)、时间(ms)和溶解的129Xe补充的129Xe磁化强度的三维空间图。
图1C是对于屏障厚度ΔLdb从1μm到7.5μm的范围的屏障信号(197ppm)补充与时间(ms)的关系图。
图1D是对于具有如图1C中相同范围的屏障厚度和常数Lc＝4μm的RBC信号(211ppm)补充与时间(ms)的关系图。
图2A-2C是“假的(sham)”动物的气隙、屏障和RBC中的129Xe的数字图像。
图2D-2F是对应的受伤(injured)动物的数字129Xe图像，以在博来霉素(bleomycin)滴注11天以后呈现有左肺部纤维化(fibrosis)。
图3A和3B是经过苏木精伊红(Hematoxylin Eosin；H&E)染色的组织结构。图3A是来自右肺经过滴注(instill)的动物的对照(control)左肺的样品。图3B是来自经过博来霉素滴注的动物的损伤左肺的样品。
图4是屏障和RBC图像中的归一化129Xe像素计数的比率与每个肺的气隙图像中的像素计数的关系图。该图表还包括对受伤和未受伤肺中的所有屏障像素计数拟合的回归线(regression line)。
图5A和5C是延迟时间(ms)与化学位移(ppm)的关系的动态光谱图。图5A是对照动物的动态谱图，图5B是受伤动物(老鼠)的动态谱图。
图5B和5D是信号补充(signal replenishment)、信号积分(任意的)与屏障和血隔室(compartment)的脉冲重复时间(TR)的关系图。图5B与对照动物对应，图5D与受损伤的动物(老鼠)对应。
图6是能够被用于执行根据本发明的一些实施例的方法的示例性操作的流程图。
图7是能够被用于执行根据本发明的实施例的步骤的流程图。
图8是根据本发明的各种实施例的MRI扫描仪(scanner)的示意图。
图9A是可以被用于根据本发明的一些实施例生成129Xe图像的数据处理系统的框图。
图9B是可以被用于根据本发明的一些实施例生成与RBC和屏障谱相关联的像素的129Xe气体传递比率(transfer ratio)的数据处理系统的框图。
图9C是可以被用于根据本发明的一些实施例生成3-D 129Xe图像的数据处理系统的框图。
图10A是传统的3-D投影k空间轨迹(trajectory)。
图10B是根据本发明的实施例的使用比传统模型少30％放射投影(radial projection)的高效3-D轨迹，其使用64x64x16个图像的9329个帧覆盖了k空间。
图11A-11B是肺的相敏(phase-sensitive)的129Xe通气(气隙)数字图像。图11A是实通道图像。图11B是虚通道(imaginary channel)图像。
图11C是从图11A和11B的数据的气隙图像生成的相位图。该相位变化是由于B0的不均匀性(inhomogeneity)所致。
图12A和12B是211ppm(RBC)和197ppm(屏障)共振的相位图。图12A示出根据本发明的实施例的基于接收器的各自的通道分配(虚的和实的)的“假定”相位。图12B示出根据本发明的实施例的由于由B0变化所导致的相移所引起的“可校正的”信号相位的局部错位(misalignment)。
图13A是根据本发明的实施例的具有不同的脉冲重复时间(TR，10、15、25和50)的健康老鼠的屏障图像的屏幕打印输出。
图13B是与根据本发明的实施例的图13A中的屏障图像对应的具有不同的脉冲重复时间(TR，10、15、25和50)的健康老鼠的RBC图像的屏幕打印输出。
图14A是非切面选择的径向图象获取的示意图，其通过使用在rf激发(rf excitation)和图象获取的开始之间的适当的延迟以致两个隔室具有90度的不同相位来在屏障和RBC隔室中生成129Xe摄取(uptake)的单独图像。
图14B是3-D自旋回波(spin echo)序列的示意图，该3-D自旋回波序列凭借相比于传统的自旋回波提前移动的rf重新聚焦脉冲(refocusing pulse)来在屏障和RBC隔室中生成129Xe摄取的单独图像并且读出梯度(gradient)被推迟。
具体实施方式
虽然本发明可以以修改和替换的形式完成，但是其特定实施例通过举例在附图中示出并且将被详细描述。然而，应该理解的是，无意于将本发明限制于所公开的特定形式，相反地，本发明意在覆盖落入本发明的精神和范围内的所有修改、等同物和替换方案。在所有图中相同的参考标记表示相同的元件。
在图中，为了清楚起见某些线条、层、部件、元件或特征的厚度可能被夸大了。除非另有说明，虚线示出可选的特征或操作。除非另外具体地说明，操作(或步骤)顺序不限于权利要求或图所呈现的次序。
此处使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，而无意于限制本发明。除非上下文另有明确的说明，当在此处使用时，单数形式“一”、“一个”、“该”意图于也包括复数形式。将进一步理解，当在说明书中使用时，术语“包含”(单数形式)和/或“包含”(分词形式)指示所述特征、整体(integer)、步骤、操作、元件和/或部件的存在，而不是排除一个或多个其它特征、整体、步骤、操作、元件、部件和/或其组合的存在或增加。当在此处使用时，术语“和/或”包括一个或多个相关所列项目的任何和全部组合。当在此处使用时，例如“在X和Y之间”和“在大约X和Y之间”的短语应该被解释为包括X和Y。当在此处使用时，例如“在大约X和Y之间”的短语意思是“在大约X和大约Y之间”。当在此处使用时，例如“从大约X到Y”的短语意思是“从大约X到大约Y”。
除非另有规定，此处使用的所有术语(包括技术和科学术语)具有与本发明所属的技术领域中的普通技术人员通常理解的意思相同的意思。将进一步理解，例如在通常使用的字典中所定义的那些术语应当被解释为具有与它们在说明书的上下文中和相关技术中的意思相一致的意思，并且不应以理想化的或者太正式的理解来解释，除非此处明确地如此规定。为了简便和/或清楚起见，众所周知的功能或者构造可能不会加以详述。
将理解，虽然术语第一、第二等等可以在此处使用来描述各种元件、部件、区域、层和/或段，但是这些元件、部件、区域、层和/或段不应该被这些术语限制。这些术语仅仅用于将一个元件、部件、区域、层或者段和另一个区域、层或者段区别开。由此，以下讨论的第一元件、部件、区域、层或者段在不脱离本发明的教导的情况下能够被称为第二元件、部件、区域、层或者段。
术语“MRI扫描仪”指的是磁共振成像和/或NMR光谱系统。所熟知的是，MRI扫描仪包括低场强的磁铁(典型地在大约.1T到大约.5T之间)、中等场强的磁铁、或者高场强的超导磁铁、RF脉冲激励系统和梯度场系统。MRI扫描仪对于本领域技术人员来说是熟知的。市场上可买到的临床MRI扫描仪的例子包括，例如由通用电气医疗系统、西门子、飞利浦、瓦里安(Varian)、布鲁克(Bruker)、马可尼(Marconi)、日立和东芝提供的那些MRI扫描仪。这些MRI系统能够具有任何适当的磁场强度，诸如例如，大约1.5T，并且可以是大约2.0T-10.0T之间的更高场的系统。
术语“高场强度”指的是磁场强度在1.0T之上，典型地在1.5T之上，例如2.0T。然而，本发明不限于这些场强并且可以适合结合更高场强的磁铁使用，诸如例如，3T-1OT或者甚至更高。
术语“超极化(hyperpolarized)”129Xe指的是具有超过天然的或者平衡水平的加大极化的129Xe。如本领域技术人员已知的那样，能够通过与光泵浦(optically pumped)碱金属蒸汽的自旋交换或者可替换地通过亚稳定性交换(metastability exchange)来引起超级化。参见Albert等人的美国专利号5,545,396；以及Cates等人的美国专利号5,642,625和美国专利号5,809,801。这些资料由此包含进来作为参考，就像在此处全文叙述一样。适用于生成超极化129Xe的一种极化器(polarizer)是由北卡罗来纳州的达勒姆的磁成像科技公司(Magnetic Imaging Technologies，Durham，NC)制造的IGI-
极化器(惰性气体成像)。由此，当在此处使用时，该术语“超极化”，“极化”，等等意思是人为地将某些稀有气体原子核(noble gasnuclei)的极化增强到自然的或者平衡水平之上。
术语“自动地”意思是操作能够基本上和典型地是完全地在没有人或者手动输入的情况下实施，并且典型地是编程地引导或者实施的。术语“电子地(electronically)”包括部件间的无线和有线连接两者。术语“编程地(programmatically)”意思是在与电子电路及其它硬件和/或软件通信的计算机程序的引导下。
术语“3-D图像“指的是2-D显像，使用能够表示具有不同视觉特性(例如具有不同强度、不透明度、颜色、纹理等等)的特征的体数据(volume data)使得该2-D显象看起来像3-D图像。例如，在生成肺的3-D图像以说明屏障厚度的差异时，使用颜色或者不透明度差异就比使用图像体(image volume)更好。由此，与图像有关的术语“3-D”不需要实际的3-D可视性(例如使用3-D眼镜)，而仅仅是例如显示器的二维视图空间中的3-D表现。3-D图像包括多个2-D切片(slice)。3-D图像能够是本领域技术人员熟知的体绘制(volumerendering)和/或一系列2-D切片，其能够在视觉上翻阅。
短语“欠取样数据获得和重构(under-sampled data acquisitionand reconstruction)”意思是图像能够使用比传统的图像生成技术更少的RF激发来获得/生成。3-D成像能够在单次呼吸(屏息)或者几次呼吸中完成。在一些实施例中，欠取样获得和重构能够被用于基于在使用欠取样获得和重构方法的单次呼吸中的氙(xenon)的可用供给来生成(多个)3-D图像。参见，例如，Song J、Liu QH.的“ImprovedNoncartesian MRI Reconstruction throught DiscontinuitySubstraction(通过不连续减影法的改进的非笛卡尔MRI重构)”，生物医学成像的国际期刊(International Journal of BiomedicalImaging)，2006；2006：1-9。类似地，存在径向获得以及甚至自旋回波获得的高效形式，其与传统方法相比也能够减少所需要的激发数目以促进使用肺空间中的超极化129Xe的单次屏息供给(singlebreath-hold supply)的3-D成像。
本发明实施例可能特别适合结合人类患者使用，并且也可以结合任何动物或者其它哺乳动物受检者(subject)使用。
本发明实施例能够使用气体交换成像以在放射后肺纤维化的患者(patient with radiation fibrosis)体内提供敏感的、新的功能性生物标记。
本发明可以实施为系统、方法和/或计算机程序产品。相应地，本发明可以在硬件和/或软件(包括固件、常驻软件、微代码等)中实施。此外，本发明可以采用计算机可用或者计算机可读存储介质上的计算机程序产品的形式，该计算机可用或者计算机可读存储介质具有实施在该介质中以供指令执行系统使用或结合该指令执行系统使用的计算机可用或者计算机可读程序代码。在本文件的上下文中，计算机可用或者计算机可读介质可以是能够包含、存储、输送、传播、或者传送该程序以供指令执行系统、设备或装置使用或结合该指令执行系统、设备或装置使用的任何介质。
计算机可用或者计算机可读介质可以是例如电子的、磁的、光的、电磁的、红外线的或者半导体的系统、设备、装置或者传播介质。计算机可读介质的更具体的例子(非穷尽列表)将包括以下：具有一个或多个导线的电连接、便携式计算机磁盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦可编程只读存储器(EPROM或者闪存)、光纤和便携式光盘只读存储器(CD-ROM)。注意，当程序能够被例如经由对该纸或者其它介质的光学扫描而电子地捕捉、然后被编译、解释、或以其它合适的方式处理(如有必要)、然后存储在计算机存储器中时，计算机可用或者计算机可读介质甚至可以是在上面印刷有程序的纸或者另一适当的介质。此外，用户的计算机、远程计算机或者两者，均可纳入例如MRI扫描仪系统的其它系统中，或者与其通信。
一般而言，本发明的实施例专注于获得与气体交换相关联的肺的隔室(包括血液气体屏障(也称为肺泡毛细血管屏障或者“屏障”)和/或RBC)中的溶解相(超极化)129Xe的MRI或者NMR信号数据的新颖方法。
本发明能够被用于定性地或者定量地评估多个肺紊乱、情况、损伤、疾病状态、疾病和疾病的发展或者退化。例如，在一些实施例中，129Xe MRI成像能够显示在单次重复时间(TR)下的变厚的血液气体屏障的影响，该单次重复时间(TR)有效地设置屏障厚度的阈值。例如，在TR＝50ms时，大于5μm的屏障在RBC图像上看上去是黑的，而小于5μm的屏障看上去是亮的。如下所进一步讨论的那样，还可以使用多个不同的重复时间(TR)，诸如例如，10-60ms之间的TR。
本发明的实施例提供对血液气体屏障改变敏感的临床评价工具和/或研究工具。例如，本发明的一些实施例能够被用于区分气喘或者呼吸困难(或者其它呼吸损伤)的未确定的病原，从而例如识别呼吸性起源，以判断肺泡毛细血管单元、系统或功能的适当，并且监视对那些状况的治疗的疗效。在其它实施例中，在药物发现规划和/或临床试验(动物和/或人类)等等期间能够估计对药物的生物物理的或者生物功能的反应以帮助确定所提出药物的临床效果和/或(多个)副作用。
一般而言，本发明的实施例能够提供用于评估各种情况包括特发性肺纤维化、结节病、石棉沉着病和肺尘埃沉着病(pneumonconios)的疾病状态的敏感方法。伴随变厚的血液气体屏障的其它疾病包括肺性高血压症和慢性心力衰竭。同样，虽然本发明的实施例特别适用于伴随增大的血液气体屏障厚度的疾病和生理机能，该方法还能够对存在肺泡表面积损失(例如气肿)和或微脉管系统损失(例如还是气肿)的疾病是敏感的。
可以使用本发明的一些实施例检测或者评估的情况的例子包括：(a)肺泡炎(肺泡中的炎症，该炎症可能是新药疗法的副作用(该方法可以被用于筛选(screen)新的化合物以辨别它们是否导致炎症))的检测；(b)水肿病(液体泄漏进肺泡)的检测；(c)肺炎(肺泡感染)的检测；(d)纤维症(在血液气体屏障中的增大的胶原蛋白沉积(纤维症能够是肺的放射治疗的并发症))的检测；以及(e)对血液气体屏障厚度减小或者增大的药效的评价。
由此，如上所述，虽然本发明的实施例可能特别适合评估间质性肺病，但是该技术还能够是应用到其它区域。例如，一些方法能够被配置来检测气肿-气体交换表面面积的减少(更少的组织)。在该分析中，屏障信号以及RBC信号的减小(这是因为组织和RBC毛细血管两者均被破坏了)对于该疾病状态来说是可能发生的。同时，一些方法能够检测肺栓塞。即，取决于阻塞的位置，例如，毛细血管上游堵塞可能影响剩余血液是否停留在该毛细血管中还是被排走。如果该血液被排走，那么将导致RBC信号的较大减少。如果它停留在毛细血管中，但仅仅是不流动的，那么氙肺泡毛细血管传递的方法很可能不受影响。同时，该方法可以区别气肿程度与纤维症的关系。
在某些实施例中，本发明的操作能够使用超极化129Xe来评估呼吸和/或肺部紊乱(pulmonary disorder)以被实施。例如，129Xe的图像数据和/或129Xe的NMR分光镜信号能够被用于获得关于肺部的生理机能和/或功能的数据以便估计、诊断或者监视以下中的一个或多个：对移植的潜在生物反应，例如(对体内的移植器官，无论是肺、心脏、肝脏、肾或者其它一些所关心的器官的)移植排斥、环境性肺紊乱、肺炎/纤维症、肺性高血压症、例如间质和/或肺泡炎症的肺部炎症、间质性肺病或者紊乱、带有或者不带有肺泡出血的肺部的和/或肺泡的水肿病、肺栓子、药物引起的肺部紊乱、扩散肺紊乱、慢性阻塞性肺病、肺尘埃沉着病、肺结核、胸膜增厚、囊性纤维化、气胸、非心原性肺水肿、急性自发水肿、血管性水肿、第I类型的肺泡上皮细胞坏死、透明膜形成、例如非典型第II类型的肺细胞增生的扩散肺泡损坏、间质性纤维症、间质和/或肺泡的渗透、肺泡隔膜水肿病、慢性肺炎/纤维症、支气管痉挛、罹患闭塞性细支气管炎(bronchialitisobliterans)、肺泡出血、吸入性肺炎、高碳酸血症性呼吸衰竭、肺泡炎/纤维症综合症、系统性红斑狼疮、慢性嗜酸细胞性肺炎、急性呼吸困难综合征等等。
肺能够是药物毒性的目标。已知，例如，包括化学疗法的药物、抗炎的药物、抗细菌的药剂、强心药和抗惊厥剂的许多药物治疗能够引起肺损伤，包括肺毒性，其能够是累积的从而导致呼吸衰竭。参见Diffuse Lung Disorder：A Acomprehensive Clinical-RadiologicalOverview(扩散肺紊乱：综合临床放射性综述)的第19章Drug-Induced Pulmonary Disorders(药物引起的肺部紊乱)(Springer-Verlag伦敦有限公司，1999)，这些内容由此包含进来作为参考，就像在此处全文叙述一样。能够根据本发明的实施例进行评估的药物引起的肺紊乱的例子包括但不限于：肺炎/纤维症、间质性肺病、间质或者肺部的蜂窝状和/或纤维症、超敏性肺病、非心原性肺水肿、系统性红斑狼疮、闭塞性细支气管炎、肺肾综合症、支气管痉挛、肺泡换气过低、癌症的化学疗法引起的肺病、肺瘤、急性胸痛综合症、肺部渗透、胸膜积液和间质渗透、血管性水肿、细胞异型度、扩散网眼(diffuse reticular)或者网状渗透(reticulonodularinfiltrate)、双向间质渗透、减少的扩散量、伴随肺泡上皮细胞增生和纤维症和/或异型度的实质损坏(parenchymal damage)、早期发作的肺纤维化、最近发作的肺纤维化和亚急性间质性肺病。
已知，对于例如自力霉素(mitomycin)和博来霉素(bleomycin)的特效药(specific drug)来说会出现上述情况中的一些，并且在本发明的某些实施例中，当患者正在使用潜在有问题的药物治疗时能够使用超极化129Xe的MRI数据和/或NMR派生数据从而如果肺表现出药物引起的紊乱时，允许较早地干预或者替换治疗。
在一些情况中，在使用治疗药剂的治疗的早期发作时或者在某个环境中，患者可能感受到肺损伤的发作。然而，该损伤的显现可能被延迟。在某些情况中，症状可能以迅速恶化的方式急性地显现。无论在那种情况中，问题的早期标识能够允许较早地干预。
有效的肺气体交换依赖于气体穿过薄的组织屏障的自由扩散，所述组织屏障将毛细血管RBC与气隙(air space)分开。例如炎症、纤维症和水肿病的肺病状会导致增大的血液气体屏障厚度，这削弱了该交换的效率。然而，对这样的气体交换反常性的明确评定是具有挑战性的，这是因为还没有已知的方法能直接对气体传递过程成像。本发明的实施例能够利用129Xe的可溶性和化学位移(其磁共振(MR)信号已经经由超级化而增强了105倍)来区别性地对129Xe从气隙传递进肺的气体交换区中的组织屏障空间和RBC内成像。用于评估129Xe肺泡毛细血管传递的新颖的MR成像(或者NMR光谱学(spectroscopy))方法对于大约5μm的血液气体屏障厚度的变化是敏感的。该成像方法已经允许成功地分离红血球的129Xe补充在肺损伤区域中严重受损的肺纤维化的老鼠模型的组织屏障和RBC的图像。
虽然不希望受限于任何特定的原理，目前可以认为129Xe的三个性质使得它非常适合肺气体交换过程的磁共振成像(MRI)和/或屏障和RBC隔室的NMR光谱学，这能够被用于评估(多个)肺的气体交换过程或者健康状态。第一，氙可溶于肺组织屏障和RBC隔室中。第二，129Xe以三个不同的频率在气隙、组织屏障和RBC隔室中共振。第三，129Xe磁共振信号能够被增强到是以前的约105倍，从而使得该气体的成像可能具有接近质子MRI的分辨率。
当129Xe被吸入肺中并且进入肺泡气隙中时，小部分被吸收进潮湿的上皮面中。该微粒(atom)扩散通过组织屏障并且它们在毛细血管床中的RBC中的浓度与在气隙中平衡。在RBC和血浆(plasma)中的微粒在肺循环中被带走之前，该微粒在所有三个隔室之间继续交换。当129Xe溶解时，它的NMR频率显著偏离自由气体频率。肺泡上皮、间质(interstitium)、毛细血管内皮和血浆中的129Xe以频率共振，该频率从零ppm的气体基准频率改变了百万分之(ppm)一百九十七(197parts per million)(在2Tesla场中是4.64kHz)[9]。因为这些组织位于气隙和RBC之间，197ppm的漂移信号组能够被称为“屏障”共振。一旦129Xe离开屏障并且到达红血球，它的共振频率从气体频率再一次改变为211ppm[10]并且这能够被称为“RBC”共振。总起来说，197ppm和211ppm的信号称为“溶解相”，与现有文献相符。
B0 气体(MHz) 197ppm(Hz) 211ppm(Hz)
1.5T 17.73 3493 3741
3T 35.46 6986 7482
7T 82.74 16300 17458
从前，据信是Ruppert等人首先使用动态光谱来在肺的屏障和RBC隔室中在其中的磁化强度(magnetization)被频率选择性的射频(rf)脉冲破坏之后测量肺的屏障和RBC隔室中的129Xe信号的补充率[11]。不同于传统的质子MRI，一旦超极化稀有气体微粒被rf脉冲去极化后，由静态磁场进行的热重新极化是可忽略的并且由此当探测时变得无声了。当新鲜气相129Xe磁化强度在健康的肺中以约30-40ms的时间尺度(time scale)扩散回到该溶解相隔室内时，197ppm和211ppm的信号仅仅被再次补充。Mansson和其同事使用该光谱技术来显示了屏障和RBC信号补充的时间常数在已经使用了炎症性药剂(inflammatory agent)、脂多糖类的老鼠的肺中显著地增大。近来，Abdeen和其同事已经使用类似方法以显示在由Stachybotryschartarum的滴注所导致的肺炎症的情况下减少的气体传递[12]。
本发明认识到然而对血液气体屏障的健康状态敏感的129Xe气体交换的一个方面是129Xe到达红血球的时间。为了呈现该211ppm血液共振，129Xe首先必须横越将RBC和气隙分开的197ppm屏障，由此延迟了RBC信号的出现。穿过该屏障的129Xe扩散的时间常数能够估计为 其中ΔLdb是屏障厚度，D是Xe扩散系数。在具有血液气体屏障厚度约1μm且D≈0.33x10-5cm2s-1[13]的健康受检者(老鼠/人类)体内，129Xe传输仅需1.5ms。这样的延迟相比于5-10ms的MR成像重复速率(TR)来说是短的，因此难以检测。然而，因为扩散时间尺度是以屏障大小的平方(square)，厚度增加到5μm将把211ppm共振的出现延迟大约40ms，这是一个更容易被探测的时间尺度。据信在迄今为止的光谱研究中还没有观察到这样的RBC补充的显著延迟。这可能是因为病理所引起的扩散屏障变厚在疾病模型中的整个肺上是不均匀的。由此，通过光谱所观察到的全局RBC信号补充是由129Xe血液传递仍保持迅速的健康的肺区域支配的。为了观察与扩散屏障的区域变厚相关联RBC(211ppm)信号延迟，可以使用129Xe RBC绑定相(boundphase)的成像。
对溶入肺组织的129Xe成像显然比对气隙中的129Xe成像要具有大得多的挑战性。首先，肺组织体积仅仅是气隙体积的大约10％[14]并且进一步，肺组织中的Xe的溶解度(solubility)仅为约10％[15，16]，这导致197ppm和211ppm的信号在任何给定的时刻都不大于气隙信号的1％。第二，一旦129Xe是溶入肺组织，敏感性所引起(susceptibility-induced)的横向弛豫时间(transverserelaxation time)T2*从20ms减少到约2ms。然而，在理解了该行为时，成像方法能够为该弛豫时间提供亚毫秒的回波时间和高的带宽。第三，129Xe有能力在三个不同频率的隔室中分别成像。这样的能力例如能够解释交换动态、提供对功能、屏障厚度、疾病状态、药物疗法等等更好的敏感度。
据信，迄今为止，仅仅Swanson和其同事通过使用化学位移成像成功地对肺的胸部的所溶解隔室中的129Xe直接成像[17]。他们使用30°的翻转角(flip angle)和428ms的重复时间来保证129Xe信号大体上被局限在胸部，而不是明确地来自肺的气体交换区。替换的现有技术的成像方法被称作氙极化传递对比(Xenon polarization TransferContrast；XTC)，其在间接探测气体交换过程时保持较高的空间分辨率。该方法在溶解相129Xe频率的RF辐射后使用气隙129Xe信号的衰减来间接地映射(map)气隙和溶解相之间的129Xe气体交换[18]。XTC已经证明对例如肺不张所引起的组织密度增加是敏感的[13]，但是据信该方法不能，至少现在不能区别来源于屏障和RBC隔室的129Xe信号。
本发明的实施例能够提供用于对肺的气隙、屏障和RBC隔室中的129Xe的有效区别成像的方法，其分辨率是先前所获得的方法的16倍(fold)[17]。此外，如通过一些实施例所预期的那样，把成像直接对向肺的气体交换区并且将屏障和RBC图像分开能够提供对肺气体交换的比敏感度(specific sensitivity)。如将在下面进一步讨论的那样，使用肺纤维化的老鼠样品获得了RBC和屏障图像的成功地区分，在该老鼠样品体内在扩散屏障变厚的区域处，该RBC图像被耗尽而该屏障图像继续，条件基本上是没有完全与气隙图像匹配。根据本发明的一些实施例，129Xe成像方法能够称为氙肺泡毛细血管传递成像(Xenon Alveolar Capillary Transfer imaging)或者“XACT”，其使用来自129Xe MRI屏障和/或RBC图像中一个或多个的图像数据来评估血液气体屏障。
为了普遍地理解气隙、屏障和RBC隔室中的129Xe信号动态，可以使用肺中的气体扩散的简单的一维模型。虽然更复杂的三维模型值得考虑[8]，但是简单模式能够促进对控制溶解的129Xe信号补充的基本因素的理解，特别是129Xe-RBC信号的延迟返回(delayed return)在迄今为止所完成的对超极化129Xe的研究中是被忽视的一个方面。图1A示出屏障组织和RBC中的气体传递和信号补充的简单的一维模型。图1A描述了气隙、肺内皮、组织间隙、毛细血管内皮、血浆和RBC。整体屏障/RBC块能够被定义为从-L≤x≤L延伸，而RBC部分仅仅延伸通过毛细血管范围-Lc≤x≤Lc，其中Lc＜L。扩散屏障的厚度从而是ΔLdb＝L-Lc。
图1B示出通过包括屏障和RBC的整个组织块的129Xe磁化强度分布(profile)的补充。图1C示出假定Dxe＝0.33x10-5cm2s-1的情况下，对于在1μm到7.5μm范围内的屏障厚度ΔLdb的屏障信号(197ppm)的补充。图1D示出对于具有相同的屏障厚度范围和常数Lc＝4μm的RBC信号(211ppm)的补充。由于屏障厚度增加，RBC信号的返回的出现被推迟。
溶解129Xe磁化强度的补充能够在它被频率选择性的90°rf脉冲破坏之后计算。假设气隙(0ppm)中的129Xe磁化强度不受rf脉冲的影响。在rf脉冲之后，129Xe扩散立即开始重新平衡气态的和溶解的129Xe磁化强度。对这种类型的对称扩散问题的快速收敛级数解(converging series solution)由Crank提供[19]。在补充时间t之后的溶解的129Xe磁化强度分布能够由等式(1)表示：
其中，λ是Xe在组织中的溶解度，Mair是气隙中的129Xe的磁化强度。这里erfc(x)＝1-erf(x)是具有erfc(0)＝1、erfc(∞)＝0的性质的补余误差函数。为了使讨论清楚，作出几个简化假设。首先，Xe的溶解度和扩散系数在整个溶解相中是相同的。第二，因为主要的兴趣在于在相比于毛细血管的通过时间(transit time)(t＜300ms)的短时间尺度方面的信号补充，所以血流的影响能够忽略。第三，该短时间感兴趣时期允许129Xe纵向弛豫被忽略，这是因为生物液体中的129Xe的最短的已知T1在静脉血液中是4秒[20]而129Xe的T1在水环境中＞100秒[21]。图1B描述了溶解129Xe磁化强度补充分布。129Xe磁化强度从边缘(屏障)填充溶解相，使得毛细血管的中心部分(RBC)最后恢复磁化强度。在足够的平衡时间之后，Dt/L2＞＞1，在整个组织块上再次出现均匀的129Xe磁化强度分布。
来自屏障和红血球隔室的129Xe信号的补充能够通过在由197ppm和211ppm共振为界线的区域内对129Xe磁化强度分布积分(integrate)来确定。211ppm RBC共振可以最直接地计算，因为它直接根据129Xe与红血球的相互作用得到。在可用的活体外(available in vitro)[9、20、22]和活体内(in vivo)数据[17]之间关于211ppm峰值是完全由于束缚于(bound to)RBC的129Xe引起的还是由于血浆和RBC之间的迅速的129Xe交换而引起的存在一些论争。然而，这些问题不影响这样的结论：211ppm信号与129Xe-RBC的相互作用相关联是毫无争议的，但是以完整性而闻名(but is noted for completeness)。同样，类似于Mansson等人假设的那样：血浆中的129Xe保留它的197ppm信号并且由此211ppm信号仅仅从与血细胞比容(hematocrit)(即由RBC组成的血液的分数)相互作用的129Xe产生[8]。因此，据信211ppm信号补充由此是根据等式(2)通过在毛细血管尺度Lc上对129Xe磁化强度积分并且以血细胞比容分数(fraction)Hct进行缩放来获得，血细胞比容分数Hct在健康的老鼠体内为0.45-0.50[23]。
GMR是表示MRI信号链的比例系数(scaling factor)。197ppm信号由此能根据等式(3)表示为整个溶解相的积分减211ppm信号。
对由吸收所有MR信号链的比例常数的气隙信号S0归一化的RBC信号的解能够由等式(4)表示为：
其中，气隙信号S0＝MairLA，LA是这简单的一维模型中的肺泡的线尺寸(linear dimension)。这里，ierfc(x)是具有 且ierfc(∞)＝0的性质的补余误差函数的积分。等式(4)的一方面在于：因为Lc＜L，取决于分开气隙和血细胞的扩散屏障的厚度ΔLdb，S211的补充能够被延迟。为完整性起见，197ppm屏障共振的累积强度(integrated intensity)能够由等式(5)表示：
注意，当来自气隙的新鲜129Xe以如Butler所讨论的[24]起始信号增长比例
和表面积-体积比(surface-to-volume ratio)(I/LA)来扩散进来时，S197将在RF脉冲之后立即开始补充。图1C和图1D示出当Lc固定为4μm，即红血球直径的一半的情况下对于在屏障厚度为1μm≤ΔLdb≤7.5μm的范围，所计算的屏障和RBC信号的补充。举例来说，就像能够假定血细胞比容分数为0.5那样，也可以假定Xe扩散系数为0.33x10-5cm2s-1。当扩散屏障ΔLdb已经变厚超过1μm时，RBC共振的延迟补充在图1D中变得很明显。注意，与屏障变厚相关联的预期的RBC信号幅度的减少比屏障信号的相应增加大得多。例如，在补充时间为50ms的情况下，7.5μm屏障与1μm屏障相比，RBC信号减少640％，而屏障信号增加了68％。
为了生成溶解129Xe隔室的图像，能够利用来自气相肺泡库(reservoir)的连续不断的磁化强度补充。因为在健康的肺中溶解129Xe磁化强度恢复需要大约40ms的时间常数，我们能够以大致该重复速率来应用大角度脉冲，典型地大约为90°脉冲。该重复速率有效地设置该补充的时间尺度并且由此有效地设置能够用成像来探测的扩散距离尺度。能够通过在整个呼吸循环中获得图像数据来将SNR延长约2倍(extended by～2)。为了克服溶解相129Xe的极其短的T2*(估计大约为1.7ms)，可以使用径向成像[25、26]。
本发明的实施例针对用于区别气隙、屏障和RBC隔室中的129Xe以便能够辨别气体传递动态的方法。以前，提出过使用化学位移成像(CSI)来进行129Xe频率鉴别[17]。然而，对于肺，CSI慢得不能接受并且不能经受快速高分辨成像检验。当存在两个共振时，频率选择性的快速傅立叶成像是可能的，如由Dixon首次对脂肪和水分离所演示的那样[27]。由此，能够使用激励197ppm和211ppm共振二者，而不是0ppm的气相共振的频率选择性脉冲来获得对两个共振成像。Dixon技术的一点变型(one-point variant)能够被用于从单个图像的实部分和虚部分获得197ppm和211ppm隔室的单独图像[28]。
Dixon成像利用两个共振的横剖面旋进频率(transverse-planeprecession frequency)中的微小差异来以预定相移对它们成像。在频率选择性rf脉冲将197ppm和211ppm磁化强度放置进该横剖面之后，211ppm磁化强度比197ppm共振旋进(precess)快330Hz(2T时)。相对于197ppm自旋，对于211ppm自旋，该相位渐进能够被允许出现得足够久以积累90°的相位。然后成像梯度能够被开启以对空间信息编码。设置扫描仪接收相位以便一个共振促进(contribute to)同相图像，另一个促进异相图像。相敏的成像允许在一个通道中获得屏障的129Xe补充的图像和在另一个通道中获得RBC的129Xe补充的图像。能够被用于获得90°相位差的相位渐进周期是TE90°＝1/4Δf，其中Δf是两个共振之间的频率差。
试验综述
实验使用称重为170-200g的费希尔(Fischer)344个老鼠(Charles River实验室，Raleigh，NC)来完成。129Xe成像和光谱协议的各种方面最初是使用35个健康的动物来指定的。最终的协议包含高分辨率的(0.31x0.31mm2)通气图像、相敏的屏障/RBC补充图像(1.25x1.25mm2)和动态129Xe谱，该最终的协议被用于研究9个动物。七个动物具有通过博来霉素滴注所引起的单向纤维症，一个是健康的对照，一个是假滴注。在博来霉素滴注5-15天后，当炎症性的变化和早期的纤维化的变化将呈现出变厚的扩散屏障时，动物被成像。
该动物协议由Duke大学的动物试验管理小组(InstitutionalAnimal Care and Use Committee)批准。间质性纤维化由单向(unilateral)博来霉素滴注引起[29]。用46mg/kg美索比妥(Brevital，Monarch Pharma，Bristol，TN)对老鼠麻醉，并且从嘴中插入18G的导管(Sherwood Medical，Tullamore，爱尔兰)。弯曲的PE50导管被推进通过气管内导管并被操作进入所选择的(左或右)肺的主支气管。当动物被头朝上放置在45°的倾斜板上时，盐水中的博来霉素的溶液(Mayne Pharma，Paramus，NJ)(2.5units/kg)在10秒钟的时段内被慢慢地滴注。
因为左肺显著地小于右肺，更高浓度/更少体积的博来霉素用于左肺滴注。对于左肺，滴注0.07ml 6.8单位/ml的博来霉素，而右肺接受0.2ml 2.5单位/毫升的博来霉素。同样地使用等效体积的盐水来完成假滴注。
129Xe极化
使用129Xe的连续流动和低温抽提来实现129Xe的极化[30]。1％的Xe、10％的N2和89％的4He(Spectra Gases，Alpha，NJ)的混合气在180℃的温度下以1-1.5SLM流过包含光学泵浦Rb蒸汽的光学单元。Rb价电子和129Xe之间的自旋交换碰撞将指北(red)的角动量输送给129Xe的原子核，所用的预计时间常数为6s。在离开该光学单元时，通过在位于3kG磁场中的77K冷阱(cold trap)中进行凝固来从其它气体中提取超极化129Xe从而保存固体129Xe极化[31]。一旦产生合适量的固体极化129Xe，则它被溶化并且捕获以用于传送。实验性的商业极化器(IGL9600.Xe，Magenetic Imaging Technologies，Durham，NC)用来将约500ml的129Xe气体在45分钟内极化为8-9％极化强度(polarization)。在129Xe的累积完成后，它被溶化并且被收集在放置于有机玻璃(plexiglas)圆柱中的1升的Tedlar袋(Jensen InertProducts，CoralSprings，FL)中。然后该圆柱从该极化器分离并附接在超极化气体兼容的呼吸器上。对于所报告的实验，氙富集到大约83％的129Xe。对于光谱的研究，大约150ml的富集129Xe被极化并且用350ml的N2稀释。
动物制备-成像
首先使用腹内(IP)注射56mg/kg的氯胺酮(Ketaset，Wyeth，Madison，NJ)和2.8mg/kg安定(Abbott Labs，Chicago，IL)来麻醉动物。在成像期间，通过周期性地注射初剂量的1/4的氯胺酮和安定来维持麻醉。在老鼠嘴中插入16-规格(gauge)导管(Sherwood Medical)。使用如由Chen等人[32]所描述的恒定体积的超极化气体呼吸器以60呼吸/分钟(breath/min)和2.0ml的潮气量来对俯卧姿势的老鼠进行通气。在129Xe成像期间，呼吸用气被从空气切换到混合有25％ O2的75％ HP Xe的混合气以获得2ml的潮气量。单次呼吸由300ms吸气、200ms屏息和500ms被动呼气表征。呼吸器在吸气结束时触发MRI扫描仪以用于屏息期间高分辨率的气隙成像。导气管压力、温度和ECG被连续地监视并且体温是使用来自直肠温度探头的反馈由经过磁铁的孔径循环的暖空气控制的。
成像和光谱硬件
所有图像和光谱均是在由GE EXCITE(激励)11.0控制台(GEHealthcare，Milwaukee，WI)控制的具有保护(shielded)梯度(18G/cm)的2.0T的水平30cm净孔径(clear bore)磁铁(Oxford Instruments，Oxford，UK)上获得的。使用上-下变频器(Cummings ElectronicsLabs，North Andover，MA)使得64MHz的rf系统工作在23.639MHz的129Xe频率处。工作在23.639MHz的直线鸟笼rf线圈(直径为7cm，长为8cm)用于成像。集成的发射/接收开关和31dB增益预放大器(NovaMedical，Wilmington，MA)被连接在线圈和扫描仪之间。
气隙129Xe的成像过程
使用先前已经描述[33]的径向编码序列来获得气隙129Xe的图像。在没有切片选择、4cm FOV、8kHz带宽的情况下获得图像，并且重构在平面内具有0.31x0.31mm2的尼奎斯特(Nyquist)分辨极限的128x128矩阵上。使用400个放射投影来填充k空间，每次呼吸10个视图，TR＝20ms，从而利用40次呼吸(40s)来完成该图像。对于呼吸中的每个视图n，根据 计算的可变翻转角的方案被用来最有效地使用可用的磁化强度并且被用来生成将主导气管与软组织区别开的图像。所有的成像和光谱使用截顶的sinc激励脉冲(sinc excitation pulse)，该截顶的sinc激励脉冲任一边上均具有一个主叶(central lobe)和一个侧叶。为了避免来自屏障和RBC隔室的129Xe信号污染气隙图像，使用频率中心在气相的129Xe(0ppm)上的1.2ms的总的脉冲宽度。
动态光谱过程
使用在11到200ms范围内的重复时间(TR)值获得整个肺中的动态光谱测量129Xe补充。中心在204ppm的1.05ms持续时间的90°激发脉冲被用来同时读取和破坏197和211ppm隔室中的129Xe磁化强度。在带宽为15kHz(停留时间为32μs)的情况下获得每个光谱256个点。1.05ms的sinc脉冲的带宽激励具有90°翻转的屏障和RBC共振，同时向气隙129Xe提供0.15°翻转以提供0ppm的基准频率。使用TR值11、15、20、30、40、50、75、100、125、150、175和200毫秒记录光谱。对于每个TR值，最大数目的光谱在200ms屏息期间获得并且在5次呼吸上进行平均。每个屏息期间的第一个光谱被丢弃，这是因为它是由800ms的补充引起的而不是由指定的TR时段引起的。每个光谱的原始数据使用在MATLAB环境(The MathWorks，Natick，MA)中编写的程序进行线展宽(25Hz)、基线校正、傅立叶变换和拟合。在相位校正之前对实光谱和虚光谱的曲线拟合允许提取每个共振的幅度、频率、线宽和相位。这些信息用来设置接收器频率和相位以保证在随后的屏障/RBC成像中虚通道包含129Xe-屏障图像而实通道包含129Xe-RBC图像。
屏障/RBC的129Xe的补充成像过程
使用2D放射投影来获得屏障和RBC隔室的非切片选择性的129Xe图像，该2D放射投影是使用50ms的TR、90°翻转角、8cm的FOV和对于1.25x1.25mm2的尼奎斯特分辨极限的64x64网格来编码的。90°翻转角和50ms的TR的组合生成对变厚约5μm量级的扩散屏障敏感的图像。中心在211ppm血液共振处的1.2ms的sinc脉冲用来仅仅激励197和211ppm共振，而不激励气隙129Xe。使用仅仅包含气相超极化129Xe的模型(phantom)确定产生不可检测的0ppm信号的最小脉冲持续时间。15kHz的成像带宽保证了径向编码大致持续2ms，与T2*衰退的时间等量级。使用在整个通气循环中获得的2400个帧过度充满k空间以使从屏障/RBC隔室平均的信号最大化。由此，使用大约120次呼吸(2min)获得溶解图像。为了区别197和211ppm共振，根据TE90＝1/4Δf计算回波时间。在2Tesla时，可以计算211ppm RBC和197ppm屏障共振的TE90＝755μs。然而，按照经验，能够使用整个肺的光谱来确定回波时间TE90并且发现最优值更接近860μs-940μs，在每个动物中略有变化。虽然还没有完全理解计算的回波时间和按经验得到的回波时间之间的微小偏差，但是可以通过长持续时间的rf脉冲、在rf脉冲期间129Xe的隔室交换或者在整个肺上的场不均匀性来解释。相敏图像被重构以致实图像显示211ppm RBC隔室中的129Xe并且虚图像包含197ppm屏障图像。
组织结构(Histology)
在成像后，用致命剂量的戊巴比妥(Nembutal、Abbott Labs，Chicago，IL)将老鼠处死。用25cm H2O的10％福尔马林滴注肺达30分钟，并且此后将肺存储在10％福尔马林中。肺被处理用于传统的组织结构并且用H&E染色剂和马森三色染色(Masson′s Trichrome)来染色用于胶原蛋白。评估载物片(slide)以寻找肺泡隔膜的变厚、成像的损伤的定性对应的位置和程度，并且证实对侧的肺未受损伤。受博来霉素的影响的每个肺叶的分数的半定量分析测量由外观检查确定。
图像分析
使用以MATLAB(The MathWorks，Natick，MA)编写的自动化程序分析了气隙、屏障和RBC中的129Xe的图像以量化包含信号的图像像素的数目。如果像素超过背景噪声的平均值两倍，像素被认为是“开启的(on)”。通过将阈值之上的所有像素的平均值除以平均背景信号(mean background signal)来计算每个图像的信噪比。单方引起的损伤使得通过手动绘制通气图像的两个叶之间的边界来分别分析左右肺是有效的。因为图像是二维的，右副叶与左肺重叠的部分被不可避免地计入左肺中。在每个肺中，包含信号的像素在RBC和屏障图像中的比率(RBC/屏障比率)被认为是气体传递效率的首要度量方法。
光谱分析
从动态的整个肺光谱中导出的211和197ppm信号积分被拟合到控制它们的补充的等式(4)和(5)。因为损伤是不均匀的并且光谱信号来源于整个肺，所以由于屏障变厚所导致的任何RBC信号中的区域性延迟被RBC信号补充仍保持迅速的肺的健康区域所模糊。由此，每个补充曲线的形状在健康的动物和受治疗的动物之间不能被定性地区别，并且曲线拟合不能提取扩散系数D、长度参数L和Lc的独立值。相反，D仍固定为0.33x10-5cm2s-1，而L、Lc以及饱和幅度被提取。然而，RBC信号延迟的区域导致211ppm信号积分相对于197ppm信号的整体下降。由此，根据拟合曲线的幅度，能够对每个动物计算RBC/屏障积分的比率(ratio of RBC/barrier integral)并且将其用作气体传递效率的度量方法。
图2A-2F示出气隙、屏障和RBC中的129Xe的图像。图2A-2C与左肺假滴注的老鼠(#2)对应，图2D-2F与在博来霉素滴注11天后成像的左肺部纤维化的老鼠(#5)对应。最显著的是在患病动物的损伤的肺中几乎完全不存在129Xe RBC补充(图2F)，而屏障补充显得与气隙图像紧密匹配(见图2B和2E中的屏障图像，其与图2A和2D中的对应的气隙图像紧密匹配)。
信号的不存在表明129Xe在50ms的图象获取时间尺度上未到达RBC，这很可能是由增大的扩散屏障厚度引起的。在所有的研究中都提到了屏障的图像强度与气隙的图像强度的匹配。RBC补充与屏障补充的失配是在所有的受伤肺中发现的标志(hallmark)。在50ms成像时间尺度上不存在RBC补充是与该简单模式的预测一致的，并且表明扩散屏障的变厚超过它1μm的标称厚度达高于5μm(假定D＝0.33x10-5cm2s-1)。还注意到左纤维化的肺的体积在气隙图像(图2D)上被减小，而右肺显示出补偿性的过度膨胀。该受伤肺的体积减小在所有7个用博来霉素治疗的动物体内均有显示。
H&E染色段(H&E stained section)的老鼠#8的对照左肺(图3A)和博来霉素滴注的老鼠#5的左肺(图3B)。相比于对照肺，变厚的肺泡隔膜在受治疗的肺中清晰可见。这样的变厚在该老鼠的整个受伤肺中都观察得到，并且这代表了在所有受治疗的老鼠的受伤肺中可能观察到的情况。马森的染色载物片示出了类似的变厚图案并且反映了增加的胶原蛋白沉积，特别是在滴注后较长时间时。表格1中概括了在图像中发现的组织结构发现物和RBC/屏障失配。
表格1：组织结构
RBC/屏障失配的区域总是与组织结构上的损伤的发现物相关联。在一个右肺滴注的动物(#9)中，在左肺的中间顶区看到小的RBC/屏障失配的区域(2x2像素)。对左肺的组织结构检查证实了小的损伤区域的存在，其大概是由于在右肺滴注期间偶然的博来霉素滴污染所引起的。该发现物提供了对该技术的敏感度的早期指示物。
表格1是使用相比较于每个肺叶中的组织结构发现物的129Xe成像所看到的RBC/屏障失配的摘要。左肺包含一个叶(lobe)，而右肺包含颅侧(cranial)、中间、尾侧和副叶(accessory lobe)。注意到在每个具有RBC/屏障信号失配的图像中，在组织结构上的肺的该区域中发现了相应的损伤。通过视觉检查来评估每个叶的组织段以提供受伤部分的半定量度量方法(semi-quantitative measure)。在组织结构上发现的一些损伤区域没有立即从RBC/屏障失配中显现。那些损伤区域可能已经被加固以使得它们不再被通气并且从而在任何隔室中不显示信号。
图4中示出了屏障图像与气隙图像的紧密匹配，其中画出了来自屏障和RBC图像的像素计数(count)与所有动物的右肺和左肺的气隙像素计数的关系。在R2＝0.93和由回归线表示的斜率(slope)为0.88±0.02的情况下，在对照肺和受伤肺中屏障像素计数与气隙像素计数紧密匹配。斜率小于一(unity)是由在溶解相成像期间较小的平均肺充气引起的，该溶解相成像在整个呼吸循环期间完成，而气隙成像在完整吸气时完成。所观察到的匹配与这样的事实一致：屏障隔室邻接气隙隔室。
图4是屏障和RBC图像中的归一化129Xe像素计数的比率与每个肺中的气隙图像中的像素计数的关系图。像素计数被右肺和左肺分开以考虑受伤肺中的减少的肺容量，并且允许将一个肺作为对照。如上所述，在屏障和气隙的像素计数之间看到强关联(strong correlation)(R2＝0.93)(因为这些隔室彼此邻接，故这是可预期的)。回归线是对受伤和未受伤肺中的所有屏障像素计数的拟合。同样示出的是对照肺和受伤肺的RBC的像素计数。在对照肺中，RBC像素计数很好地与气隙计数相关联(R2＝0.83)，并且如预期的那样，在受伤肺中，它们的关联很差(R2＝0.14)。注意到7个受伤肺RBC像素计数中的5个远在回归线之下并且由此表示严重的失配。在右肺损伤的两个动物(#7和#9)体内，没有观察到可测量的失配。在这些动物体内，似乎是博来霉素滴注在损伤区域中生成了完整的通气块(ventilation block)，并且由此很可能通过防止129Xe到达该区域而使任何RBC/屏障失配变得模糊。
图5示出在滴注5天后，129Xe补充进覆盖健康的对照(#1)动物(图5A、5B)和右肺受伤(#9)的老鼠(图5C、5D)的整个肺的屏障和RBC隔室的动态光谱(动态谱和对应的拟合)。注意到，饱和时的RBC/屏障信号的比率在损伤的动物体内(图5D)比在对照动物体内(图5B)明显减小。
虽然补充曲线的形状(和由此从曲线拟合导出的L和Lc值)在健康的老鼠和受治疗的老鼠之间是不可区别的，但是饱和的RBC信号对屏障信号的比率显著不同。对照动物示出了RBC/屏障＝0.92，而损伤的动物的RBC/屏障＝0.57。由此，从光谱导出的RBC/屏障比率可以对于肺泡毛细血管的气体传递是敏感的，尽管它缺乏成像的空间专一性(spatial specificity)。为完整起见，假定D＝0.33x10-5cm2s-1(这对于健康的肺来说是可信的值)，则从来自所有老鼠的数据的曲线拟合导出的L和Lc值是L＝5.5±0.4，Lc＝5.1±0.6。
XACT成像技术的显著特征是示出屏障强度但是没有示出RBC强度(RBC/屏障失配)的区域与在组织结构上发现的屏障变厚的区域对应。由此，RBC/屏障比率代表了根据图像量化和比较损伤程度的简单且有用的方法。表格2概括了从所有的动物研究中的成像和光谱中导出的RBC/屏障比率。从损伤的肺的图像导出的RBC/屏障比率是0.59±0.24，相比于对照肺中的RBC/屏障比率0.95±0.10，其显著减小(p＝0.002)。光谱导出的RBC/屏障比率是0.69±0.12，相比于根据5个健康的对照老鼠(表格中未示出)确定的RBC/屏障比率0.87±0.14，其也是显著地减小了(p＝0.02)。上述情况的先决条件是源自给定动物中的图像和光谱的RBC/屏障比率之间应该存在对应，这是因为光谱仅仅代表相敏图像到其光谱分量的分解(collapse)。这种对应似乎在所研究的绝大多数老鼠中存在。然而，对于两个右肺损伤并且通气堵塞的老鼠(#7和#9)来说，整个肺的图像导出的RBC/屏障比率似乎是正常的，而光谱导出的比率则显著减小。虽然还没有完全理解成像和光谱在这两个动物体内的偏差，但是可能的原因是：光谱是在完整吸气时在毛细血管血液体积可能在受伤区域减小之处完成的。
表格2：比率
表格2提供了从成像和光谱中导出的RBC/屏障比率的摘要。相对于对照肺，在所有损伤的肺中，图像导出的RBC/屏障比率显著地减小(p＝0.002)。同样地，相比于在5个健康的对照(表格中未示出)体内发现的值0.87±0.14，在受治疗的动物体内的平均光谱导出的RBC/屏障比率0.69±0.12显著地减小(p＝0.02)。根据两个肺的图像计算的RBC/屏障比率可与由除两个动物之外的光谱确定的RBC/屏障比率较好地相比。在两个右肺受伤的动物(#7和#9)体内，博来霉素损伤似乎阻塞通气，由此阻止了RBC/屏障失配的区域对图像做出贡献。
该屏障/RBC图像是由溶解相129Xe的信号污染而不仅仅是由气隙129Xe的信号污染引起的。首先，注意到屏障/RBC图像的SNR(6.8±2)和分辨率(1.25x1.25mm2)对气隙图像的SNR(9.1±2)和分辨率(0.31x0.31mm2)与已知的溶解度和组织密度差是一致的。根据气隙图像，溶解图像在屏障/RBC隔室中的每一个中减小为原来的1/100(losea factor of 100)，并且由于较高的带宽而减小为原来的
由于加大的翻转角所引起的3倍的信号增益和根据信号平均得到的
使得屏障和RBC信号强度为气隙的1/20，当在空间展开时，则表示可能的图像分辨率1.3x1.3mm2，这是已经获得的。第二，注意到在屏障/RBC图像中不存在主导气管，这与在肺泡中气体交换占主导地位的预期[18]是一致的。第三，气相信号离屏障/RBC共振将近有5kHz，扫描仪被调谐到该共振处。在径向成像中，这样的偏离共振伪像(artifact)自身表现为围绕原像的晕圈(halo)[25]，但没有发现这样的晕圈。
通过所描述的成像方法已经基本上完全分离了211ppm和197ppm隔室。该分离的证据是损伤的肺中的清楚减少的129Xe RBC信号，观察结果完全符合基于疾病模型的预测。同时，当如所期望地那样给定屏障隔室和气隙的相邻位置时，屏障隔室的图像总是与气隙的图像紧密匹配。RBC/屏障隔室被分离的进一步的证据源自从成像导出的RBC/屏障比率与从9个图像中的7个(排除通气阻塞的两个动物)中的光谱导出的同样比率之间的合理地良好关联(R2＝0.83)。不能排除图像中的RBC/屏障共振的一些剩余重叠。例如：在未损伤的肺的右副叶中没有观察到很大的RBC图像强度。围绕心脏的这个叶可能遭受由于心脏的大血容量所引起的稍微减小的B0场，由此延迟该叶中的RBC信号相位回到屏障通道。对这些不希望有的相移的可能修正将使用气隙中的129Xe的相敏图像来生成场图以如下面所讨论的那样校正这些失真。因为气隙的图像是仅仅从0ppm共振导出的，所以任何相移仅仅可归因于B0的变化。
所不信的是，减少的RBC信号是由损伤后缩短的129Xe弛豫时间T1、T2或者T2*产生的而不是所提出的扩散屏障变厚引起的。为了使得RBC图像的强度减小，使用50ms量级的弛豫时间T1。虽然文献中还没有报道小于4s的活体内的129Xe的弛豫时间，但这样迅速的弛豫可能是由顺磁中心(paramagnetic center)的显著加大的浓度或者由损伤区域中的减少的129Xe移动性所导致的延长的相关时间引起。如果通过某些装置使得过量自由基(radical)出现在损伤区域中，这很可能将同等地影响RBC和屏障隔室。可以想象地，束缚于与纤维症相关联的胶原蛋白沉积的129Xe可能导致伴随有T1和T2减小的129Xe移动性的降低，这可能导致信号衰减。然而，这样的弛豫将影响屏障隔室而不是RBC隔室，这与用来解释我们的观察结果的效果相反。
据信RBC/屏障失配效果可能是部分由减小的毛细血管密度或者血容量引起的，而不是由加大的扩散屏障厚度引起的。然而，基于该数据，不能明确地排除来自毛细血管破坏(capillary destruction)的贡献的可能性。染色段确实显示损伤如此严重以致于被完全地加固的肺的区域、缺少肺泡、导气管和毛细血管，并且由此将不会对任何隔室中的129Xe信号作出贡献。损伤肺的其它区域清楚地具有原样(intact)的肺泡隔膜变厚的肺泡，同时还具有毛细血管和RBC。虽然有可能的是：损伤的肺中的血容量的降低可以对不存在RBC信号作出贡献，但是压倒性的因素似乎是由于间质变厚所导致的扩散延迟。
动态光谱同样似乎是对气体交换效率敏感的，尽管该效率至今还没有表现出如成像那样有力(powerful)。然而，有限的气体使用和光谱的简单性的优点，使得它仍在考虑之列。光谱的有用延长可以来获得具有定义地很好的翻转角的气隙129Xe信号，该信号可以接着被用来量化相对于对照的加大的197ppm和减少的211ppm信号强度。整个肺的光谱不能直接验证RBC信号延迟的模型，因为任何区域性的延迟会被健康的肺区域平均掉。然而，随着加大的超极化129Xe的产生，能够以多个TR值生成溶解129Xe图像，从而有效地生成局部化的动态光谱信息，其允许将197和211ppm像素强度区域性地曲线拟合到等式4和5以逐像素地提取L、Lc和D的有意义的值。
如图1D所示，屏障变厚6.5μm能够引起RBC补充中的大约600％的衰减(50ms TR时)，而仅仅使75μm直径的老鼠肺泡减小到大致62μm并且有可能使ADC(35、36)减少了小于20％。同样地，区别屏障和RBC的能力能够使得XACT对间质变厚比现有技术更敏感。因为XTC(13、18)对比来自组织容量的整体增加，同样的变厚6.5μm的例子将引起XTC增加大致60％的效果。
XACT可能对屏障厚度的变化的ADC成像或者XTC成像更敏感。从前，虽然存在显著地挑战[39]并且更侵入性(invasive)的手术的肺活体检查仍是金标准[40]，但是仍然常常使用高分辨率的CT[38]来检测和监视临床环境中的肺纤维化。本发明的实施例提供对血液/气体屏障厚度的微米尺度(micron-scale)变化敏感的方法，并且由此可以提供比CT更高的敏感度和专一性，特别是在疾病初期。此外，该方法的基本上非侵入的性质将考虑到患者的监视和他们对治疗干预的响应。
本发明的实施例能够被用于生成三维临床图像。为了获得3-D图像，可以使用相比于在老鼠评价中使用的129Xe气体更大量的129Xe气体和/或更高的极化水平。同时，屏障/RBC共振的较低扩散系数可以允许使用更高效的多个回波序列以便从有限的溶解129Xe磁化强度提取更多的信号，虽然129Xe交换可能妨碍这样的情况。第三，能够通过使用根据单个共振的气隙129Xe图像生成的场图以对这些图像进行校正，从而进一步区分屏障/RBC共振。该技术开发能够促进临床应用到加大的成像容积可能会引起更大的相位失真的受检者上。
虽然在小动物中，图像在多个呼吸期间被惯例地获得，但是受检验的人能够在单次呼吸中吸入约1升的129Xe，从而能够生成等价的组织分辨率图像。为了三维成像气体交换，可以使用投影重构(projectionreconstruction)成像(以3D进行编码的投影)。在二维的溶解129Xe补充中的投影重构成像需要相对少量的超极化129Xe(150ml)。为了克服溶解129Xe的非常短的横向弛豫时间T2*(约1.7ms)，可以使用投影重构(PR)成像[41]。由于PR极短的回波时间，它非常适合于短的T2*环境。此外，用于生成屏障中的129Xe对RBC中的129Xe的单独图像的单点Dixon技术能够结合仅仅约800μs的回波时间操作。由此，对于三维成像，能够使用傅里叶空间的PR取样。
与2DPR类似，3DPR能够是800μs的回波时间以生成197ppm和211ppm共振之间的90°分离。3D投影编码比二维投影编码使用更多的放射投影，并且由此可能需要额外的129Xe气体。为了促进129Xe气体交换的3D取样，可以使用通过相敏重构的3D投影编码，并且还能够使用高效的三维k空间轨迹模型，从而减少径向视图的数目。
图10A中示出了传统的3D投影轨迹的例子。图10B示出了更高效的3D轨迹。该轨迹由Song等人制订[42]并且要求9329个帧以产生64x64x16图像矩阵，比传统的3DPR代码所需要的帧的数目少30％。这些帧能够通过大约750ml的超极化129Xe或者大约466次呼吸来提供。该高效的重构方法能够消除典型的k空间数据到笛卡儿空间的重新网格化(re-gridding)。相反，能够使用直接的、不均匀的傅里叶变换，其移除了对k空间轨迹的限制并且使效率成为可能。
能够获得改进的RBC/屏障分离。197ppm屏障隔室和211ppm RBC隔室中的129Xe信号首次(to first order)在相敏成像上被很好地分离。如上讨论，疾病模型已经示为加大血液/气体屏障的厚度，并且如预期地那样，RBC摄取图像(211ppm)示出了信号短缺的区域，而屏障摄取图像(197ppm)与气隙图像紧密匹配。同样，根据成像计算的整个肺的RBC/屏障摄取率与根据动态光谱得到的RBC/屏障摄取率很好地关联(R2＝.64)。
然而，RBC/屏障分离不是完美的。一个显著的例子是甚至在对照老鼠体内从RBC摄取图像中也看不到右副叶。相比于肺组织，缠绕心脏前端的这个叶遭受由于心脏中血液的高敏感性(susceptibility)所引起的稍微减小的B0。虽然计划到三维成像的扩展将消除一些失真，但可以使用一些方法来校正这些失真。该校正对于扩展到临床成像来说可能是有用的。
如上讨论，为了分离RBC/屏障摄取成像，使用了1点Dixon技术。Dixon技术的这种简单实施方式假定在“回波时间”期间的频率变化仅仅是取决于两个物种(species)之间的化学位移差异。该过分的简化假定在整个样本上基本上完美的B0均一性。特别是在肺中，这样的完美一般是难以达到的。对于脂肪/水分离，已经出现了Dixon技术的大量变型(2点Dixon[43]、3点Dixon[44])，以试图从由B0场失真所引起的非预期的相移对期望的化学位移解卷积(de-convolute)。
令人遗憾地是，这些更高级版本的Dixon技术不适用于在肺的短T2*环境中应用，这是因为所有这些均需要在几个日益变长的回波时间上生成的图像。在肺中，T2*在2T场时仅仅为1.7ms，在第二回波时间上的衰减太大了。由此，具有极短回波时间的1点Dixon技术更适合于该应用。幸运地，能够通过使用在气隙中产生129Xe的完全单独图像的能力，产生B0的不均匀性修正。因为气隙图像仅仅来自一个129Xe共振，所以相位差能够归因于B0的波动。
在一些实施例中，为了校正RBC/屏障图像，能够使用相敏129Xe通气图像来生成气隙相位变化的一个或多个电子图。根据tan(φ(x，y))＝IM(x，y)/RE(x，y)，能够从虚图像通道对实图像通道的比率来构建相位图。在图11C中显示根据非切面选择性图像生成的这种图的初级版本。注意，副叶具有-40°的相移，而气管具有+50°的相移。该相位图可以是如分等级的色图(graduated color chart)所示的颜色(以黑和白示出)示出，表示相位变化。不必生成视觉图；能够直接应用仅仅空间和相位数据来校正溶解相129Xe的图像数据。图11A示出实通道图像。图11B示出虚通道图像。图11C是根据气隙图像生成的相位图。图像图(image map)中的相位变化是由于B0的不均匀性所致并且能够被用于校正屏障/RBC 129Xe图像。
能够生成具有3D投影编码的B0图或者一系列2D切片(T2*对于气相129Xe足够地长以使用切片选择性脉冲)。能够使用原始的相位图或者如果过度地嘈杂，使用能够拟合到平滑函数(smoothed function)的相位变化来校正用于生成RBC/屏障图像的数据。相位图的分辨率必须仅仅是与溶解相的图像分辨率一样高，该分辨率对于老鼠预期为1x1x5mm3而对于人类预期大约为10x10x10。由此，生成它们不必消耗过度量的超极化129Xe。
对于溶解相成像，MRI接收器相位经由整个肺的光谱进行设置以致211ppm RBC共振与实通道对应，并且197ppm共振在负的虚通道中滞后90°(图12A)。由此，能够根据等式(6)假定实通道对211ppm共振和虚通道对197ppm共振的简单的一一对应：
事实上，当考虑到由于B0失真所导致的相位变化φ(图12B)时，映射函数(mapping function)变为等式(7)所表示的那样：
在初期的129Xe摄取成像研究中，-40°的相移引起了右副叶从RBC图像中消失。因为在负的虚通道中捕获了197ppm共振，它的-40°位移从实通道中减去。所描述的修正方案将消除这样的不希望有的混合，并且如果相移落在-180°和180°之间，该修正方案将是最有效的，尽管更大的相移展开也是可能的[63]。该非切片选择性图像仅仅显示±40°的相移并且当使用更薄切片时可以预期进一步的减小。相对小的相移对于小的129Xe回转磁比(gyromagnetic ratio)来说是矛盾的益处，即便是在不友善的肺环境中也是如此。
图13A和13B是取自在各种TR值下的健康老鼠的图像组。图13A是取自(从左至右)TR＝10、15、25、50ms的屏障图像。图13B中的图像是RBC的图像并且取自相同的TR间隔。通过在多个重复时间获得溶解129Xe图像，能够获得足够的数据来逐像素地曲线拟合信号补充以提取屏障厚度和/或129Xe扩散系数的定量测量方法，该多个重复时间一般至少是三个，并且更一般地在3-5个不同的TR时间之间，并且TR值在大约10ms到大约60ms之间(例如，10、20、30、40、50ms)。
图6是可以被用于执行根据本发明的一些实施例的示例性操作的流程图。如所示，获得肺泡毛细血管屏障的溶解相129Xe信号数据(框10)。同样地，获得肺的气体交换区(接近屏障)内的红血球的溶解相129Xe信号数据(框20)。能够基于所获得的屏障和RBC信号数据来估计肺泡毛细血管的气体传递(框30)。
能够使用各自的数据生成屏障的MRI图像(框11)和RBC的MRI图像(框21)。这两个图像能够被比较以评估屏障损伤、疾病或者疗法(即，变厚或者变薄)和/或功能。能够获得129Xe气隙图像以生成相位变化图，并且来自该相位变化图的数据能够被用于校正B0的不均匀性引起的RBC和屏障图像中的相位变化(框35)。
一旦该129Xe气体被溶解，它不再具有这样巨大的扩散系数。所以可以选择使用如自旋回波成像而不是径向成像的脉冲序列。能够仅仅使用64个rf激励(对径向成像要200个)来获得64x64自旋回波图像。同样，能够采用多个自旋回波来改进SNR。作为替换方案，如上讨论，能够使用欠取样数据获得和重构技术。
可替换地，或者附加地，该数据能够包括NMR屏障光谱(barrierspectra)(框12)和RBC光谱(框22)。能够确定RBC峰值大小对屏障峰值大小的比率，并且该比率能够被用于估计气体传递和/或肺健康(框32)。还能够获得气隙129Xe NMR光谱，并且该光谱还能够被用于校准RBC和/或屏障峰值(框33)。
图7是能够被用于执行根据本发明的一些实施例的步骤的流程图。如所示，90度翻转角的激励脉冲被发射，并且脉冲重复时间TR在大约40-60ms之间。基于该脉冲的激励，分别获得屏障的129Xe溶解相图像(框45)和RBC的129Xe溶解相图像(框50)。能够使用相同的激励(共振)频率通过使用1点Dixon技术分开图像信号数据来生成这两个图像(框47)。肺泡毛细血管传递和/或屏障状态基于所获得的图像(框55)。
注意到虽然1点Dixon技术已经用于如此处所讨论的那样反编译或者分开图像信号数据，但也可以使用被修改来结合肺中的短超极化Xe的弛豫时间(信号可以在几毫秒内衰退)工作的其它Dixon或者信号处理技术，诸如例如修改的2点Dixon。还可以使用另外的获得和重构技术。
通过k空间的笛卡儿取样(Cartesian sampling)的3D XACT成像
迄今为止对小动物的XACT成像使用径向取样。考虑到径向取样的经证实价值：相比于传统的GRE序列(Driehuys等人，2007，印刷中)减轻扩散导致的气隙129Xe信号的衰减和在极短的回波时间成像的能力(该能力就溶解129Xe的短T2*而言是重要的)，该方法对小动物是有意义的。然而，径向序列具有这样的缺点：相比于笛卡儿取样，其需要更多的视图来满足尼奎斯特取样判据(Nyquist sampling criterion)。虽然，在小动物中，该取样问题能够通过简单地输送更多次的气体呼吸以完成该获得来克服，但是这种解决方案可能对于人类成像来说不是可行的，对于人类成像，图像应该优选地在单次呼吸中获得。由此，为了将XACT缩放(scale)到3D人类成像，从径向成像变为笛卡儿成像可能是合适的。
溶解相129Xe可以提供这样的能力，即从梯度回返(recalled)成像转换到rf回返(自旋回波)成像。自旋回波成像一般不可能用于具有3He或者129Xe的气相MRI，这是因为气体的高扩散系数使180°重新聚焦脉冲形成回波的能力大大地退化。然而，一旦该129Xe被溶解；它的扩散系数变得类似质子的扩散系数，从而允许使用自旋回波序列。该自旋回波序列具有两个优势。首先，它通过重新聚焦不均匀性引起的失相而对T2*不敏感。并且，相比于径向成像，该自旋回波提供经济的rf激励。可以预期3D自旋回波序列能够被设计为生成在RBC和屏障信号之间具有90°相位差的回波。图14A和14B示出了该方法。
图14A示出了XACT的2D径向实施，而图14B示出了XACT的3D自旋回波实施。使用3D自旋回波XACT，可以预期到能够在k空间的中心处产生RBC和屏障信号之间相同的90°相位差。这可以通过相对于传统的自旋回波使180°rf重新聚焦脉冲提前移动t＝1/8Δf并且使该读出梯度延迟t＝1/4Δf来完成。除在初期的激励之后几毫秒延续的129Xe交换外，这序列将允许与2D径向序列相同的相敏成像方法。但是另外，XACT的3D自旋回波实施将更高效地对所有k空间取样。该自旋回波脉冲序列可以使用适当的TR时间(例如，在大约10-100ms之间，一般大约在20-60ms之间)。另外，该脉冲序列可以使用大翻转角用于激励，一般约为40度或者更大，并且更一般约为90度。这保证了溶解磁化强度被破坏并且由此保证了所有的溶解129Xe信号仅仅来自肺的气体交换区。它还给出更多的信号。为了清楚起见，如本领域技术人员已知的那样，自旋回波序列使用2个rf脉冲，例如，大角度(例如，大约90度)脉冲和重新聚焦脉冲(例如，大约180度)。上面所提到的大角度激励脉冲是第一脉冲。
图14A示出了一个使用非切面选择性径向图像获取的XACT序列。通过使用在rf激励和图像获取的开始之间的适当延迟(t＝1/4Δf)，该序列生成在屏障(顶部线)隔室和RBC(较低的衰退线)隔室中129Xe摄取的单独图像，以使得这两个隔室具有90°的相位差。相敏重构然后生成这两个隔室的单独图像。图14B示出用于生成90°相位分隔(phaseseparation)以区分3D自旋回波序列中的屏障和RBC的相同策略。如上所述，在这种情况下，rf重新聚焦脉冲相比于传统的自旋回波被提前移动了t＝1/8Δf，并且读出梯度被推迟了t＝1/4Δf。
XACT的敏感度由129Xe从肺的气隙到肺毛细血管中的红血球的扩散驱动。为了使得对血液气体屏障变厚具有最高的敏感度，能够在对于健康组织中的RBC信号的几乎完全补充来说刚好足够的TR值时应用90°成像脉冲。该时间尺度在健康的老鼠中大致为约40ms，并且在受检验的人中不太可能有很大的不同，因为人的血液气体屏障的结构没有很大的不同(Weibel，1984)。由此，在TR值约为40ms时，选择性90°rf脉冲能够应用于溶解相129Xe以激励和破坏该磁化强度。该rf时间选择(timing)通过 将成像实验的“扩散尺度(diffusionscale)”设置为几微米。由此，这样的成像对于血液气体屏障变厚，即便是变厚几微米是极其敏感的。然而，相对长的TR值限制了可用来获得3D图像的rf激励的总数量。能够使用的rf激励的数目可以通过假定最大屏息时期大约为15秒(平均起来)来估计，在此期间可以将375个rf激励应用到溶解相。假定每个激励导致k空间的一条线，这将允许使用笛卡儿取样来组合大致为32x32x12的图像矩阵。由此，该矩阵表明能够使用HP 129Xe的单次呼吸和在平面上32cm的FOV和切片方向上24cm的FOV来获得所估计的分辨率。当然，时间选择的优化仍能够起作用。例如，能够使用20ms的TR来使容许的rf激励的数目加倍并且进一步以SNR为代价提高分辨率，从而促进通过3D XACT对气体交换的区域性成像。
图8是具有超导磁体150、梯度系统160和RF线圈170的MRI扫描仪100的示意图，该RF线圈与和该MRI扫描仪相关联的RF放大器(未示出)通信，如本领域技术人员所熟知的那样。如另外示出的那样，MRI扫描仪包括具有通道1103和通道2104的多通道接收器105，通道1103可以是实通道，通道2 104可以是虚通道。来自RF线圈170的信号可能经由电缆(一般为BNC电缆)传送到接收器105，在接收器105处，该信号可以被分解(decompose)成双通道103、104。MRI扫描仪100还包括控制器101、能够调谐该MRI扫描仪以生成期望的RF激励频率的频率调节器电路102、和显示器110。该显示器110可以是本地的或者是远程的。显示器110能够被配置为基本上同时显示RBC和屏障图像，或者作为考虑了来自上述两者(以及视情况而定的，磁场不均匀性修正(inhomogeniety correction))的图像数据的图像，以提供肺的气体交换区的3-D图像。
MRI扫描仪100还能够包括XATC操作模块120，其能够编程地与频率调节器电路102和接收器105通信以电子地(自动地)切换操作模式、频率、相位和/或电子地引导适当信号的获得和激励，并且根据本发明的一些实施例生成XATC图像和/或NMR光谱评价。见上述对于具有溶解相129Xe的气体的频率(MHz)根据该系统的磁场强度移动到更高的Hz处的描述。
在一些实施例中，模块120能够被配置为形成曲线拟合以提取197ppm和211ppm峰值的相位和频率，然后自动地设值通道1(实通道)以便RBC图像来自通道1103并且屏障图像来自通道2104(虚通道)，然而还可以相反地使用。该自动化软件程序可以采用几个光谱，然后自动地设置该扫描仪的频率和相位以XACT成像，并且应用该期望的激励脉冲和TR时间。模块120还可以被配置为使用如上所述的径向成像和/或自旋回波成像和/或欠取样重构来生成图像。模块120能够被配置为使用肺的129Xe通气图像的图像数据来生成相位变化图，并且电子编程地校正RBC和屏障图像数据中的相位误差。
在一些实施例中，MRI扫描仪100能够被配置为以交叉(interleaved)方式获得图像信号数据以生成溶解的图像和气隙的图像。在一些实施例中，能够使用129Xe的两批(batch)或者屏息。即，一批气体可以产生气隙的图像，一批气体可以产生溶解的图像。然而，在一些实施例中，能够使用扫描序列，其将扫描仪的频率从气体切换到溶解相，然后再次返回，并且以交叉方式获得气体和溶解图像数据集合的部分。
现在参考图9A-9C，示出了数据处理系统316，其可以被用于向MRI信号分解模块325(图9A)、NMR光谱评价(spectra evaluation)模块326(图9B)和3-D 129Xe成像模块328(图9C)提供129Xe的溶解相。由此，根据本发明的一些实施例，系统316包含与处理器300通信的存储器336。数据处理系统316可以进一步包括输入/输出(I/O)电路和/或(多个)数据端口346，其也与处理器300通信。系统316可以包括可移除的和/或固定的介质，例如软盘、ZIP驱动器、硬盘等等，以及虚拟存储器，例如RAMDISK。该(多个)I/O数据端口346可以被用于在数据处理系统316和另一计算机系统或者网络(例如因特网)之间传递信息。这些部件可以是传统的部件，例如在许多传统的计算装置中使用的那些，并且它们的关于普通操作的功能对于本领域技术人员来说是普遍已知的。
图9A-9C示出了处理器300和存储器336，其可以用于根据本发明的一些实施例的系统的实施例中。处理器300经由地址/数据总线348与存储器336通信。处理器300可以是例如市场上可买到的或者定制的微处理器。存储器336代表一个或多个存储装置，该一个或多个存储装置包含被用来根据本发明的一些实施例提供129Xe的MRI图像数据或者129Xe的NMR光谱数据的软件和数据。存储器336可以包括但不限于下面类型的装置：高速缓存器、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪存、SRAM和DRAM。
如图9A-9C所示，存储器336可以包含多达两个或更多类别的软件和/或数据：操作系统352、I/O装置驱动器358、数据356和应用程序354。图9A和9B示出数据356可以包括患者图像数据326，图9B示出数据356可以包括患者NMR光谱数据326’。
如本领域技术人员所理解的那样，操作系统352可以是合适结合数据处理系统使用的任何操作系统，例如或者
操作系统或者
的
95、Windows98、Windows2000、或者WindowsXP操作系统Unix或者LinuxTM。IBM、OS/2、AIX和zOS是国际商业机器公司(International Business Machines Corporation)在美国、其它国家或两者中的商标，而Linux是Linus Torvalds在美国、其它国家或两者中的商标。Microsoft和Windows是微软公司在美国、其它国家或两者中的商标。输入/输出装置驱动器358一般包括由应用程序354通过操作系统352访问以与例如输入/输出电路346和某些存储器336部件通信的软件程序。应用程序354表示根据本发明的一些实施例实施该电路和模块的各种特征的程序。最后，数据356代表由应用程序354、操作系统352、输入输出装置驱动器358及其它可以驻留在存储器336中的软件程序所使用的静态和动态数据。
如图9A中进一步所示的那样，根据本发明的一些实施例，应用程序354可以选择性地包括Dixon信号分解和/或信号区别(differentiation)模块325，其能够被用于生成一个或多个RBC图像和/或屏障图像，或者能够被用于将该信号区分为适当的各个图像数据集合。图9B示出了应用程序354，其可以选择性地包括动态129Xe溶解相光谱模块(spectroscopy module)326，该模块326可以获得RBC光谱和屏障光谱并且可以利用峰值比较。该程序还可以包括Dixon 1点(1-point)模块327。图9C示出应用程序354可以包括129Xe的3-D成像模块328，其可以与MR扫描仪协同工作或者可以操作该MR扫描仪以生成期望的脉冲序列，例如被配置为提供屏障和RBC隔室之间的期望相位差的3-D自旋回波脉冲序列。应用程序354可以位于本地服务器(或者处理器)和/或数据库或者远程服务器(或者处理器)和/或MRI扫描仪中的数据库，或者本地和远程数据库和/或服务器的组合。
虽然本发明是参考具有模块325(图9A中)、模块327(图9B)和模块328(图9C)的应用程序354示出的，但是正如本领域技术人员所理解的那样，其它配置也落入本发明的范围内。例如，这些电路和模块不同于作为应用程序354，还可以结合进操作系统352或者数据处理系统的其它此类逻辑划分。此外，虽然应用程序354被示出在单个数据处理系统中，但是如本领域技术人员理解的那样，这样的功能性可以被分布在例如如上所述类型的客户端/服务器布置中一个或多个数据处理系统上。由此，本发明不应该被理解为限制于图6示出的配置，而是可以由数据处理系统之间的其它布置和/或功能划分来提供。例如，虽然图9A-9C示出为具有各种电路和模块，但是在不背离本发明的范围的情况下一个或多个这些电路或者模块可以被组合或者分离。
虽然图9A-9C示出了可以使用的示例性硬件/软件结构，但是将理解本发明不限于这样的配置，而是意图于包含能够执行此处描述的操作的任何配置。此外，根据本发明的各种实施例，数据处理系统的功能性和硬件/软件结构可以被实现为单个处理器系统、多处理器系统、乃至独立计算机系统的网络。
为了开发方便，用于执行上面根据图讨论的数据处理系统的操作的计算机程序代码可以以高级编程语言编写，例如Java、C和/或C++。另外，用于执行本发明的实施例的操作的计算机程序代码还可以以其它编程语言编写，例如但不限于解释语言。一些模块或者程序可以以汇编语言乃至微代码编写以增强性能和/或存储器使用。将进一步理解任何或者所有程序模块的功能性还可以使用分立硬件部件、一个或多个专用集成电路(ASIC)或者编程的数字信号处理器或者微控制器来实施。
此处是根据本发明的示例性实施例参考方法、系统和计算机程序产品的流程图和/或框图图解来描述本发明的。这些流程图和/或框图进一步示出用于根据本发明的一些实施例执行和/或提供基于日历的有时限的密码(passcode)的示例性操作。将理解流程图和/或框图图解的每个框、流程图和/或框图图解中的框的组合可以通过计算机程序指令和/或硬件操作实施。这些计算机程序指令可以提供给通用计算机、专用计算机的处理器或者其它可编程数据处理设备以制造设备，以致经由计算机的处理器或者其它可编程数据处理设备执行的指令制作用于实施流程图和/或框图的框或者多个框中指定的功能的装置和/或电路。
这些计算机程序指令还可以存储在计算机可用或者计算机可读存储器中，该计算机可用或者计算机可读存储器可能引导计算机或者其它可编程数据处理设备以特定方式起作用，使得存储在计算机可用或计算机可读存储器中的指令制造包括实施在流程图和/或框图的框或者多个框中指定的功能的指令的制造品。
该计算机程序指令还可以加载在计算机或者其它可编程数据处理设备上以引起一系列将在计算机或者其它可编程设备上执行的操作步骤，以生成计算机实施过程以致在计算机或者其它可编程设备上执行的指令提供用于实施在流程图和/或框图的框或者多个框中指定的功能的步骤。
流程图和框图示出了方法、系统和计算机程序产品的一些实施例的结构、功能性和操作。在这方面，每个框代表模块、段、或者部分代码，其包含一个或多个用于实施(多个)指定逻辑功能的可执行指令。也应注意到在其它实施方式中，在框中表明的(多个)功能可能以与所表示的次序不同的次序出现。例如，事实上，连续示出的两个框可以基本上同时执行或者这些框有时可以以相反的次序执行，这取决于涉及的功能性。
总之，本发明实施例能够被用于生成溶入肺的气体交换区内的肺组织屏障和红血球的129Xe的图像。本发明的实施例可以使用径向编码、从气隙的连续129Xe补充和信号平均来克服屏障和RBC相位中短的T2*和低的瞬时129Xe磁化强度。这些图像显示出符合基于气相磁化强度、Xe溶解度和组织密度的期望的SNR和分辨率。通过将129Xe的图像分开为屏障部分和RBC部分、对肺泡毛细血管气体传递过程的成像，能够获得肺的基本作用。示出损伤区域的红血球中不存在129Xe补充的图像与基于从肺泡到红血球的减少的129Xe的扩散传递的理论期望一致。还通过使用RBC/屏障像素计数的比率来提出量化气体传递效率的方法。
(迄今为止)已经通过老鼠体内的两维(2D)非切片选择性成像证实了XACT方法，该技术清楚地识别纤维化区域。然而，2D成像对于受检验的人来说可能不够，因为人的肺比老鼠的肺大得多，所以在受检验的人体内发病区可能在完整的投影图像中变模糊了。更大的人肺还可能生成更显著的B0失真，其可能使XACT方法受挫，除非该失真被恰当地校正并且肺在所有的三维空间中被充分地分辨。因此，临床中的XACT可以受益于3D技术和用于校正相位失真的方法。从人肺所期望的较大的129Xe信号也可以促进临床实施，相比于老鼠，它的潮气量(tidalvolume)限制它每次呼吸吸入大致1-2ml的HP 129Xe，人肺可以吸入高达一升的超极化(HP)129Xe。可以预期人的XACT图像能够由HP 129Xe的单次呼吸产生，并且分辨率至少为1x1x2cm3，并且通过使用适当的数据获得方法，诸如例如，某些欠采样策略，可能产生显著更好的结果。
根据研究人员初期的未优化的通气成像研究，当前认为应当能容易地得到6.6x6.6x20mm3的分辨率。事实上，合理假定的是，与比过去使用的极化水平更高的极化水平(15％对8％)相结合的高度优化的129Xe胸部线圈(chest coil)应当容易地将通气研究的SNR提升到是以前的至少两到三倍，从而使用可获得的大约5x5x10mm3的129Xe通气图像的假设来开始计算是相当合理的。
当组合了所有因素时，相比于通气图像，可以预期溶解相成像的信号减小到约1/6(signal reduction for dissolved phase imagingof about 6-fold)。用适当的成像策略采取稍微更保守的8倍SNR降低估计将生成分辨率沿每个维度相对于通气图像仅降低大约1/2的XACT气体交换图像。由此，可以预期这将是可能的：生成受检验的人体内的XACT图像，该XACT图像具有用于临床相关诊断目的适当分辨率，诸如例如，10x10x20mm3的分辨率。虽然这样的分辨率并不特殊，但是它对于描述受伤肺功能的区域来说应该是绰绰有余的，尤其是当考虑到该方法的极高功能敏感度时。
由此，例如，大约40ms的TR值，可以将选择性90°rf脉冲应用到溶解相129Xe以激励并且破坏该磁化强度。该rf时间选择通过 将成像实验的“扩散尺度”设置为几微米。这样的成像对于血液气体屏障变厚，即便是变厚几微米是极其敏感的。然而，相对长的TR值限制了可用来获得3D图像的rf激励的总数量。我们能够使用的rf激励的数目可以通过假定最大屏息时期为15秒来估计，在此期间可以将375个rf激励应用到溶解相。假定每个激励导致k空间的一条线，这将允许使用笛卡儿取样来组合大致为32x32x12的图像矩阵。由此，该矩阵表明能够使用HP 129Xe的单次呼吸和在平面上32cm且切片方向上24cm的FOV来获得所估计的分辨率。当然，相当多的时间选择优化仍然可以起作用。例如，大约20ms的TR能够被用来使容许的rf激励的数目加倍并且进一步以SNR为代价来提高分辨率。再次，这些对时间选择和SNR限制的直接估计支持了通过3D XACT进行气体交换的区域性成像是可行的观点。
此处通过举例来示出了本发明的一些实施例。在基本上不背离本发明的原理的情况下可以对实施例作出许多变化和修改。所有这样的变化和修改在此处意图于包括在由所附的权利要求所提出的本发明的范围内。
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Claims (20)
1.一种用于提供肺部的气体交换和/或肺泡毛细血管屏障状态的MRI数据的方法，包括：
发射RF MRI激励脉冲成像序列，该RF MRI激励脉冲成像序列被配置为激励受检者的肺的气体交换区中的溶解相超极化129Xe；以及
使用与红血球(RBC)隔室和屏障隔室二者相关联的溶解相129Xe MRI图像信号补充数据来生成肺的血液气体屏障的三维129Xe MRI图像，
其中，该RF激励脉冲成像序列包含3-D自旋回波成像序列，凭此，该3-D自旋回波序列生成在RBC隔室信号和屏障隔室信号之间具有约90度相位差的回波。
2.根据权利要求1所述的方法，其中180度的rf重新聚焦脉冲被足够早地时控并且读出梯度被充分地延迟来在k空间的中心处生成RBC和屏障隔室信号之间的90度相位差。
3.根据权利要求1所述的方法，其中使用欠取样数据获得和重构来实施该发射和生成步骤。
4.根据权利要求1所述的方法，其中该生成步骤包含：
获得患者的气相129Xe MRI图像；
基于所获得的气相129Xe，电子地生成与和MRI扫描仪相关联的磁场不均匀性相对应的空间变化场移的场图；并且
使用所生成的场图来电子地校正与溶解相129Xe MRI RBC和屏障隔室信号相关联的信号数据的相位。
5.根据权利要求1所述的方法，其中该发射步骤具有在大约10-100ms之间的RF脉冲重复时间，并且包含具有第二重新聚焦rf翻转角脉冲的至少大约40度的大rf翻转角激励脉冲，并且其中使用受检者的肺中的超极化129Xe的单次屏息供给来实施该生成步骤。
6.根据权利要求5所述的方法，其中该肺中的超极化129Xe的单次屏息供给具有大约15秒的屏息持续时间。
7.根据权利要求5所述的方法，其中该RF脉冲重复时间大约为40ms。
8.根据权利要求1所述的方法，其中该三维图像具有足够的分辨率以在视觉上指示受伤肺功能的区域。
9.根据权利要求1所述的方法，该三维图像能够具有足够的分辨率以在视觉上描绘放射后肺纤维化的患者内的功能性生物标记。
10.根据权利要求1所述的方法，其中该三维图像具有足够的分辨率以在视觉上指示血液气体屏障的变厚和/或变薄。
11.根据权利要求1所述的方法，其中该三维图像具有足够的分辨率以在视觉上指示微脉管系统的损失或者肺泡表面积的损失或增大。
12.根据权利要求1所述的方法，其中该至少一个129Xe MRI屏障图像的图像信号数据和该129Xe MRI RBC隔室的图像信号数据基本上同时在与MRI扫描仪相关联的不同的接收器通道上被接收，并且其中该RF脉冲序列包括至少一个在大约10-60ms之间的RF脉冲重复时间(TR)。
13.一种MRI扫描仪系统，包含：
包含具有多个通道的MRI接收器的MRI扫描仪，所述多个通道包括第一通道和第二通道，其中第一通道被配置为接收患者的肺的RBC隔室的129Xe RBC信号数据，第二通道被配置为接收患者的肺的129Xe屏障隔室信号数据，
其中该MR I扫描仪被配置为编程地将MRI扫描仪的频率和相位设置为被配置用于氙肺泡毛细血管传递成像的129Xe溶解相成像模式。
14.根据权利要求13所述的MRI扫描仪，其中第一通道接收机的相位被设置得以致RBC共振与虚通道对应。
15.根据权利要求13所述的MRI扫描仪，其中第二通道接收机的相位被设置得以致屏障共振与实通道对应。
16.根据权利要求13所述的MRI扫描仪，其中该MRI扫描仪包括扫描序列，该扫描序列自动地将在129Xe气体的调谐频率之间的MRI扫描仪的频率切换到溶解相129Xe的不同调谐频率，然后回到129Xe气相的频率，从而以交叉方式获得气体和溶解图像数据集合的部分。
17.根据权利要求13所述的MRI扫描仪，其中MRI扫描仪被配置为提供肺的第一129Xe MRI RBC图像和肺的第二对应129Xe MRI屏障图像，并且基本同时地并排电子显示该两个图像。
18.根据权利要求13所述的MRI扫描仪，其中该MRI扫描仪被配置为编程地引导MRI扫描仪发射3-D自旋回波RF激励脉冲序列，该RF激励脉冲序列被配置来在k空间的中心处生成RBC信号和屏障信号之间的90度相位差。
19.根据权利要求18所述的MRI扫描仪，其中该自旋回波脉冲序列具有第一大翻转角的激励脉冲，随后是大约180度的rf重新聚焦脉冲，该重新聚焦脉冲被足够早地时控并且时控的读出梯度被充分地延迟来在k空间的中心处生成RBC和屏障隔室的信号之间的90度相位差。
20.一种用于生成129Xe MRI图像的计算机程序产品，包含：
具有包含在其中的计算机可读程序代码的计算机可读存储介质，该计算机可读程序代码包含：
被配置来生成3-D自旋回波RF激励脉冲序列的计算机可读程序代码，该3-D自旋回波RF激励脉冲序列被配置来在k空间的中心处生成分别在RBC和屏障隔室中的溶解相超极化129Xe信号之间的90度相位差；
被配置来获得与肺的气体交换区中的红血球相关联的129Xe的溶解相MRI信号的计算机可读程序代码，其中图像中的信号衰减与减少的肺泡毛细血管传递能力相关联；以及
被配置来获得与肺中的肺泡毛细血管屏障相关联的129Xe的溶解相MRI信号的计算机可读程序代码；以及
被配置来基于所获得的溶解相屏障和RBC信号来生成3-D MRI图像的计算机可读程序代码。
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