CN107430178A - 相差弛豫增强磁共振成像之系统及方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了相差弛豫磁共振成像(DREMR)系统。该系统包括主场磁铁和场相移线圈。此主场磁铁能产生一个具有强度B0的主磁场而此主磁场强度B0能通过此场相移线圈改变。此DREMR系统可从用于获取至少一个的T2*加权信号成像的脉冲序列上执行信号采集；MR光谱信号；饱和成像信号和MR指纹识别信号。此MR光谱信号能通过改变用于获得MR信号的脉冲序列之至少一部分来改变其主磁场的强度B0来增强MR信号采集。

Description

相差弛豫增强磁共振成像之系统及方法

技术领域：

本发明涉及磁共振成像。更确切的说，本发明与相差弛豫增强磁共振成像有关。

背景技术：

磁共振图像(MRI)是一种主要的医学造影技术。MRI能产生各软组织的详细图像，如脑、肌肉、及肾脏。利用组织中含有的化合物，如水份和/或脂肪，其特有的性质来创造图像。举例，在一个强力磁场影响之下，大量拥有核自旋角动量的原子，如水份或脂肪中所含之氢原子,此氢原子的总核磁矩矢量和会产生一个与所述磁场成一直线对准的净磁矩。这净磁矩会进一步进动于一个与磁场正比的确定频率。经由无线射频冲脉激励之后，这净磁化能便可提供一个可检测之信号。

弛豫差增强之磁共振成像(DREMR)，一般称为场环性弛豫法或场循环性成像，是一种MRI技术，提供可用组织对比随施加磁场强度改变的基本机制来产生新颖的图像对比。为了实现DREMR对比度，在MR脉冲序列的特定期间部分，其主磁场是以时间函数而变化。一个场相移之电磁线圈是为执行场变化。迄今为止，DREMR成像方法主要用于主磁场变化对被成像物的T1弛豫特性的影响。然而，这只是DREMR系统一个有局限的应用。

发明内容

本发明提供了一个对MRI扫描系统和方法的创新系统和方法用以消除或减缓至少一个以上确认之现有存在的现有技术缺点。

从一方面来说，提供了一种在相差放大增强型MR成像(DREMR)系统中获取磁共振(MR)信号的方法。根据该方法，DREMR系统可以产生强度为B0的主磁场和一个初始脉冲序列其可获取至少以下其一者；T2*加权MR成像信号；易感性加权成像(SWI)信号；及图像饱和信号。在至少部分初始脉冲序列期间，主磁场强度可以变动至为B1的强度，并且可以基于初始脉冲序列去获得第一图像。

根据另一方面，提供了一种在DREMR系统中获取MR信号的方法。根据该方法，DREMR系统可以产生强度为B0的主磁场和一个获取MR光谱信号的初始脉冲序列。根据初始脉冲序列而可获得第一光谱信号。亦可以产生用于采集MR光谱信号的重复脉冲序列，而其重复脉冲序列是与初始脉冲序列作对应。在至少一部分重复脉冲序列期间,主磁场强度可以变化为B1的强度。可以基于重复脉冲序列去获取第二光谱信号，并且可以识别来自第一和第二光谱信号的峰值。被识别的峰值之间可作相关联系。

根据另一方面，提供了一种在DREMR系统中获取MR信号的方法。根据该方法，DREMR系统可以产生强度为B0的主磁场和一个获取指纹识别MR信号的初始脉冲序列。根据初始脉冲序列可去获得第一图像。一个采集MR指纹识别信号的重复脉冲序列可被产生，其重复脉冲序列与初始脉冲序列相对应。在至少部分初始脉冲序列期间,主磁场强度可以变化为B1的强度，并且可以基于重复脉冲序列去获得第二图像。根据第一和第二图像可测量出少一个MR信号的特性。可基于至少一个MR信号特性来识别一种组织类别。

根据另一方面，提供了一种DREMR系统。该系统可以包括主磁体，其操作以产生具有B0强度的主磁场。该系统还可包括具有一个发射方面功能的射频线圈以及梯度线圈，其操作以产生用于获取以下中的至少一个的初始脉冲序列：T2*加权的MR成像信号；易感性加权成像(SWI)信号；以及图像饱和信号。该系统还可以包括在初始脉冲序列的至少一部分期间将主磁场强度改变为B1的强度的场相移性磁体。无线电频率线圈可以具有接收方面功能，以基于初始脉冲序列获取第一图像。

这些方面以及随后将呈现的其它方面及优点结合在随后将详述的本发明的构造和操作详情中。参考附图是详情描述的一部分，其中相同的附图编号表示其相同的部件。

附图说明

图1示出了根据一种实施方式的相差松弛磁共振成像(DREMR)系统的功能子系统的框图；

图2根据一种实施方式由相差松弛磁共振系统(图1)扫描而成的成像体积和其对应切片；

图3示出T1和T2弛豫图的示例；

图4示出一个脉冲序列根据一实施方式示例；

图5示出根据一种实施方式中包含着一条接收线的k空间的示意图；

图6示出了两种质料在不同磁场强度下的理想化频率分布；

图7示出了使用图1基于频谱抑制的示例DREMR系统来增强MR信号采集的示例脉冲序列；

图8示出了使用图1基于易感性加权成像的示例DREMR系统来增强MR信号采集的示例脉冲序列；

图9示出了使用图1基于易感性加权成像的示例DREMR系统来增强MR信号采集的示例脉冲序列；

图10示出了使用图1基于以T2*成像的示例DREMR系统来增强MR信号采集的示例脉冲序列；

图11示出从2种材料T2*信号分离的概念图；以及

图12示出了使用图1基于以T2*成像的示例DREMR系统来增强MR信号采集的示例脉冲序列；

图13示出了使用图1的示例DREMR系统100执行增强MR信号采集的理想化结果；以及

图14示出磁场强度变化对MR指纹识别结果影响的简化示例。

具体实施例

参照图1，示于100是一个根据实践形式例子的相差弛豫增强磁共振成像(DREMR)系统之框图。此MRI系统实践例子只用作图示，可以容许合各单元的变动，包括增加、减小、或改换其部件部分。传统的磁共振图像(MRI)系统是一种成像模式，其主要是利用物体中如氢原子内质子发出的磁共振(MR)信号来构成图像。在医学MRI上，一般是关注MR信号来自组织中主要含氢的成份，如水份和脂肪。DREMR系统使用场相移性磁共振方法与传统MRI技术相结合，以获得与传统MRI(包括分子特异性对比度)不同的对比度的图像。

从图1示出，此显示的DREMR系统100包括一个数据处理系统105。此数据处理系统105通常可以包括一个或多个输出仪器，如显示器，一个或多个输入设备例如键盘和鼠标，及连接到有易失和持久性组件存储器的一个或多个处理器。此数据处理系统105还可包括一个或多个用于执行扫描的介面，其适应与MRI系统100的硬件组件作通信及数据交换。

接续图一，此范例DREMR系统100亦包括一个主磁力场110。该主场磁铁110可由一个如永久的、超导体的、或电阻性的磁铁去落实。其他类型的磁铁，包括适合这DREMR系统100使用的混合型磁铁，现这可从一个技术人员实施与考虑。此主场磁铁110可被操作而产生一个实质均匀主磁场,而此磁场具有磁场强度B0以及沿主轴的方向。此主力磁场为用作产生一个图像体积。其中所要求的物体中的原子核心如处于水份和脂肪中的氢质子处于对齐磁场排列作扫描准备。在某实践过程中,如这个实践范例中，一个与数据处理系统105沟通的主场磁铁操纵单元115可作控制主场磁铁110之用。

此DREMR系统100还包括梯度线圈120对沿着主磁场的空间信息进行编码，如三垂直梯度轴心。梯度线圈120的大小和配置可以令其产生一个可受控制而且均匀的线性梯度。例如，可以设计在主场磁铁110内的三对载运正交电流的主线圈去产生所期望的线性梯度磁场。

在某实施方案中，此梯度线圈120可被护罩并且可包括外层护罩线圈，其可产生一个反向磁场而抵消由主梯度线圈产生的梯度磁场，而作成一个主护罩线圈对。在这种线圈对中，其「主」线圈可负责产生梯度场，而其「护罩」可负责减小在某一体积外的主线圈杂散场，如成像体积。在此梯度线圈120的的主及护罩线圈可串联连接。而且，在任何一起成护罩梯度线圈的梯度轴中，也可有于两层线圈。此护罩梯度线圈120可减少能导致扫描图像中伪影之涡流和其它干扰。由于涡流主要流过DREMR系统100的导电部件，并且由梯度线圈120外部的时变磁场(又称「边缘场」)引起，所以减少由梯度线圈120产生的泄漏场可能减小干扰。因此，此主护罩线圈对之形状与大小、导线之布置的方式与大小、及电流之幅度与波形进行选择，以促成一个在于梯度线圈120外部，而强度接近零的净磁场。如对于圆柱形磁体，其两个线圈可以由共同轴心定位，而对于垂直磁场磁体，其两个线圈可以由共同轴盘定位。

护罩的一个副作用可能由格梯度线圈120的主护罩线圈对所产生的磁场可能在成像体积内部分相互抵消。因此有护罩梯度线圈120比无护罩梯度线圈120需要更多的电流去形成一个具特定强度的梯度场。该效应可以被定量为梯度效率，其可被定为由1安培的驱动电流可实现的梯度强度。另一个重要描述梯度线圈性能的参数是称为梯度转换速率,这是驱动梯度线圈从零到其最大振幅的速率。当由相同功率的放大器驱动时，具较大电感的梯形线圈其最大可实现的转换速率是较低。通常，为了将护罩梯度线圈120的效率提高到相当于非护罩梯度线圈120的效率,其电感度必须增加。电感度的增加会降低最大可实现的转换速率。护罩组构效率之损失可取决于初级和护罩线圈之间的距离及电流密度比例。增加主护罩线圈对之间的距离可能会提高其效率。

此梯度线圈120的导电组件，不论护罩或非护罩，并包括主线圈及护罩线圈，可以由一个电导体(如铜，铝等)而组成。当此梯度线圈120之端子受一个电压差施加时，其内部电连接可使电流在预想的路径上流动。在三个梯度轴，用于主梯度线圈和梯度护罩线圈的导电部件可从物理分离和/或非导电屏障而隔离。此主梯度绕组可以放置在非导电衬底上(例如G10，FR4，环氧树脂等)。

在一些变动中，此梯度线圈120还可以设置热控及机构抽热设备。例如，绕组部份可以留中空，而冷却液可从此中空导体在此梯度线圈120中抽热，其产生于如通过施加电力时在绕组的焦耳热。其它可以使用抽热方法，例如在此梯度线圈120内放入冷却液通道。此冷却液通道可同梯度线圈绕组有热接触。此梯度线圈120也可以安装在导热但非导电的环氧树脂之中，以确保机械组件的刚性和限制电击穿的可能性。

由此梯度线圈120产生的磁场，不论齐发和/或按

顺序发，可以叠加在主磁场上，以得在成像体积内之物体受选择性空间激发。除了允许空间激发之外，此梯度线圈120可将空间特定的频率与周期资料附置在成像体积内的原子核，从而允由所得MR信号重建有用图像。一个梯度线圈操纵单元125与其数据处理系统105互相通信，以用来操作此梯度线圈120。

在某此DREMR系统100之实施方案中，有可能带有额外电磁线圈，如纠正线圈(传统上但不限于产生二阶或更高的球谐函数)或一个均匀场偏置线圈或任何其他校正电磁铁。为执行有效的匀场过程(即纠正当不同物体放置在系统之内或周围时引入的磁场失真)，如此纠正线圈140，具有用来提供磁场的一种电流，而令主磁场更均匀。举例，这由此线圈产生的磁场可助于纠正主磁场中的不均匀性，其由于主场磁铁110中的不完善点、或外部铁磁物体、或由于成像基体内物质的磁化率差、或任何其他静态或时变的现象而引起。

此DREMR系统100还包括射频(RF)线圈130。此RF线圈130用于建立具有强度B1的RF磁场，以其激发原子核或「旋转」。此RF线圈130亦可检测从被成像对象内旋转「弛豫」时发出的信号。因此，此RF线圈130可有分开发射和接收线圈之形式，或可有共合发射和接收线圈形式，其有发射和接收模式可用一个切换器切换。

此RF线圈130可实现为表面线圈，其通常当为纯粹接收线圈，和/或体积线圈，其可当为接收和发送线圈。此RF线圈130能与主场磁铁110之孔穴综合。此外，此RF线圈130或可以设于靠近扫描对象的位置，例如头部，其并且可具有类似这对象的形状，例如一个紧密头盔。一个射频线圈操纵单元135与其数据处理系统100互相通信，以用来操作此RF线圈130。

为按照场相转移技术来建主对比图像，DREMR系统100可以在产生和收取MR信号的同时使用场相移电磁体140。场相转移电磁铁140可以调制主磁场的强度。因此，场相转移电磁体140可以通过产生增强或扰乱主磁场的场相转移磁场来作为主场磁铁110的辅助。可以使用与数据处理系统100通信的场相转移电磁体控制单元145来控制场相转移电磁体140的操作。

为了减少干扰及伪影，场相转移电磁体140可以包括类似所述护罩梯度线圈120的护罩。护罩相移电磁铁140可具有两个部件：一个内部主场相转移电磁铁，其以产生场相转移；和一个外护罩场相转移电磁铁，其通过减少主要场相转移电磁铁在一定体积(如成像体积)以外的杂散场而形成护罩。实现场相转移的主要和护罩电磁铁组合来平衡低电感(更快的回转速率)，高效率(给定电流幅度更大的磁场强度)和低电阻(较少的加热和随后的冷却需求)的竞争需求是一个复杂的电磁问题。

确实，屏蔽此相移电磁铁140的一个副作用可以是护罩相移电磁铁140的主护罩和护罩部件产生的磁场可以在成像体积。因此有护罩相移电磁铁140比无护罩相移电磁铁140需要更多的电流去形成一个具特定强度的梯度场。该效应可以被定量为梯度效率，其可被定为由1安培的驱动电流可实现的梯度强度。护罩组构效率之损失可取决于初级和护罩线圈之间的距离及电流密度比例。增加主护罩线圈对之间的距离可能会提高其效率。

此相移电磁铁140的导电组件，不论有护罩或无护罩，并包括主线圈及护罩线圈，可以由一个电导体(如铜，铝等)而组成。当相移电磁铁140之端子受一个电压差施加时，其内部电连接可使电流在预想的路径上流动。此在三个梯度轴，用于主梯度线圈和梯度护罩线圈的导电部件可从物理分离和/或非导电屏障而隔离。此主梯度绕组可以放置在非导电衬底上(例如G10，FR4，环氧树脂等)。

在一些变动中，此相移电磁铁140还可以设置热控及机构抽热设备。例如，绕组部份可以留中空，而冷却液可从此中空导体在此相移电磁铁140中抽热，其产生于如通过施加电力时在绕组的焦耳热。其它抽热方可或者可以使用，例如在此相移电磁铁140内放入冷却液通道。此冷却液通道可同梯度线圈绕组有热接触。此相移电磁铁140也可以安装在导热但非导电的环氧树脂之中，以确保机械组件的刚性和限制电击穿的可能性。

有很多不同技术可以用此DREMR系统100来获取图像，包括T1与T2加权图像。以下一个非限示例简述收获质子密度加权图像的进程，为提供一个本DREMR系统100功能之简述。根据前述的示例简述来创建图像，当一个物体受一个比较大的磁场影响时，此DREMR系统100检测一个物体中所存而含有旋转角动量核子之存在，如组织内水份和脂肪所有的氢质子。在该实施例中，此主磁场有强度B0并含有旋转角动量、类似氢质子的核子。该主磁场将在主场磁铁110成像中体积里的物体中的氢质子部分极化。然后，此质子会通过适当调整的RF辐射激发，形成如B1强度的RF磁场。最后，当质子从磁相互作用下「弛豫」时，来自此激发质子的弱RF辐射信号会检测为MR信号。而此检测到的MR信号频率与经受磁场成正比。从其获得信号物体上可以通过在物体上产生磁场梯度来选择横截面，以使得主磁场的磁场值可沿物体中不同位置转变。因信号频率与此产生磁场的变化成正比，所以这变化允许将一个特定信号频率分配给相位分配给一个在此物体中的位置。因此，由此获得的MR信号中可以足够的信息，以用质子所存为物本体构成一张解剖图，此是传统MRI图像的基础。举例，由于质子密度随组织类型变化，此组织变化可以在所获得的信号被处理之后映射为图像对比度变化。

现在参考图2，为进一步说明此DREMR系统100的信号获取过程示例，假设一个放置在一个主磁铁110内一个成像体积250之中的物体，其磁铁具有一个强度B0而指向z轴(指示在240)的磁场。该物体随后具有净磁化矢量。在该说明性示例中，一个成像会在一个沿x和y轴(指示在205)平面切片取获。应当注意，在该示例中，兆切片之z轴方向有一个有限的厚度，从而产生体积切片205。

当物体被放置在主磁场B0中时，其各个体自旋在z轴的方向上作自身对准。参考图3，在平衡状态时，主场B0的磁化可以产生与主磁场平行的以M0为幅度的净纵向磁化Mz。当通过射频线圈130以拉莫尔频率施加产生具有B1幅度的RF磁场的射频(RF)脉冲时，可以实现自旋的激励。在施加RF磁场期间，其净磁化围绕所施加的RF(B1)场而旋转，并且可以使净磁化离开z轴旋转。在x-y平面中投射的旋转磁化的分量是净横向磁化强度Mxy。旋转可以围绕所施加的RF磁场进行动作，直到RF磁场被去除。

一旦平衡磁化被扰动，就会发生自旋弛豫过程。自旋晶格弛豫过程导致磁化返回到沿z轴的平衡分布。因此，如305所示，自旋晶格弛豫可以使纵向磁化强度Mz回到其最大值M0，具有特征时间常数T1。表示沿z轴的磁化恢复37％的特征时间称为T1弛豫时间或T1时间。1/T1被称为纵向松弛率。

另一方面，旋间弛豫可能由于净横向磁化强度的相位而导致相干性的损失。因此，在旋间弛豫，如310所示，横向磁化Mxy指数衰减变为零，具有特征时间常数T2。将信号衰减37％的特征时间称为T2弛豫时间或T2时间。1/T2被称为横向松弛率。

横向弛豫(T2)可导致横向磁化的不可逆的去相位。这还存在由磁场不均匀性引起的可逆的去相关效应。这些附加的去相位场可能来自各种来源，包括主磁场不均匀性，各种组织或质料之间的磁易感性差异，化学位移和应用于空间编码的梯度。对这些可逆去相变化效应对横向弛豫时间的影响通常称为T2'。可逆(T2')和不可逆(T2)去相关效应的组合的特征弛豫时间通常称为T2*弛豫。

时间常数T1和T2之间的差异对于MR成像对比度的发展是重要的。松弛时间可以随施加的磁场的强度以及温度而变化。此外，与生物组织相关的T1和T2值也可变化。通常，由于信号恢复较快，具有较短T1倍数的组织(如315所示的T1a)，在给定时间点中(在图像中显得较光亮者)可以产生比具有较长T1时间的更大信号强度，如305所示的T1b。另一方面，由于检测到的横向磁化强度Mxy的降低，具有T2时间短的组织，如320所示的T2a，可以产生较低的信号强度(图像中显得较暗者)。因此，来自图像的MR信号可以取决于固有组织性质，由外在用者选择的成像参数和造影剂的组合。

为以传统的方式从DREMR系统100获得图像，一组或多组RF脉冲和梯度波形(统称为「脉冲序列」)会在数据处理系统105处选择。此数据处理系统105将所选择的脉冲序列信息传递给其RF控制单元135与其梯度控制单元125，其共同为提供执行扫描发出相关的波形和时恰。

此RF脉冲和梯度波形的序列，即施加脉冲序列类型能改变哪个弛豫时间对图像特性有最大影响。例如，在梯度回波(GRE)序列中使用的90°RF脉冲后，其T2*弛豫有显着影响，而T2弛豫在90°-180°顺序RF脉冲之后具有更显着的影响(又称自旋回波序列)。

现参考图4，其说明可以用MRI系统100来获取图像的脉冲序列400。这具体展示了该脉冲序列例子的时序图。时间图示出以时间为函数的脉冲或信号幅度，以于发射(RFt)信号，磁场梯度Gx，Gy和Gz，接收RFx信号和归一化移位信号(FS)。为了说明目的,一个简化的理想脉冲序列可以包藏着在RFt处射频脉冲410的选择切片，在Gz处梯度脉冲420的选择切片，在Gy处梯度脉冲330的相位编码，在Gx处脉冲440的频率编码以及在RFx处检测到的MR信号450。三个梯度脉冲Gx，Gy和Gz表现可由线圈120所产生的磁场梯度的幅度和持续时间。脉冲410之切片选择可由RF线圈130在发射层面上而产生。其检测到的MR信号450可以通过RF线圈130在接收层面而得到检测.在该说明示例中，其假设RF线圈130的发射层面和接收层面各由不同的线圈形成。最后，场相转移信号FS得使主磁场强度在信号FS的持续时间内改变。对于不同的成像技术，脉冲或信号的精确时序，振幅，形状和持续时间可能会有所不同。例如，在所使用的技术中，场相转移信号FS可在一时间和方式上令图像对比度有所增加的。

第一在脉冲序列300中可产生是打开切片选择梯度脉冲420.在同一时间可应用切片选择RF脉冲410。在这说明示例中，切片选择RF脉冲410可以是呈正弦函数形状的RF能量爆破。在其他实现中，可以使用其他RF脉冲形状和持续时间。当一旦关闭切片选择RF脉冲310，切片选择梯度脉冲420亦可被关闭，而相位编码梯度脉冲330则被为打开。在一些实施方案中，场相转移信号460也可以在这一点被接通以改变主磁场强度。一旦相位编码梯度脉冲430关闭，频率编码梯度脉冲440就可以被接通，并且可以记录检测到的MR信号450。应该注意的是，如图3中所示的脉冲和信号的形状，幅度，顺序和持续时间只作说明之用，而在其实现过程中，可通过改变一个或多个其因素或其它以实现要求的扫描结果。

脉冲序列300可以作一定次数的重复或迭代，例如256次，以收集产生一个图像所需的所有数据。相隔其脉冲序列300每次重复之时间可被称为重复时间(TR)。此外,切片选择脉冲310的中心点与其检测到MR信号350的峰值之间的持续时间可被称为回波时间(TE)。TR和TE两者都可为所需扫描作变化。

为了进一步说明DREMR系统100的信号采集过程，参照图2并图4。为了选择切片，可以沿z轴施加切片选择梯度脉冲420，满足位于切片205中的质子的共振条件。实际上，切片沿z轴的位置可以部分基于切片选择梯度脉冲420而决定。因此，在该示例中，与切片选择梯度脉冲420同时生成的切片选择脉冲410可以激发位于切片205内的质子。位于切片205上方和下方的质子通常是不受切片选择脉冲410的影响。

继续说明性示例，根据脉冲序列400，可以在切片选择梯度脉冲420之后施加相位编码梯度脉冲430。假设这是沿着y轴施加，沿着y轴的不同位置的自旋可以按不同的拉莫尔频率开始进行。当相位编码梯度脉冲420关断时，处于不同位置的净磁化矢量可以按相同但具不同的相位的速率进行动作。相位可以由相位编码梯度脉冲430的持续时间和幅度而确定。

一旦相位编码梯度脉冲430关闭，频率编码梯度脉冲440就可以被打通。在这示例中，频率编码梯度是处于X方向上的。频率编码梯度可以使所选切片中质子跟据其在X中位置之速率作处理。因此，现切片内的不同空间位置是由其独特的相位角和进动频率来作表征。当频率编码梯度脉冲440接通时，RF接收线圈130可用于接收由正在被扫描物体中质子所产生的检测信号450。

当DREMR系统100执行脉冲序列400时，所获取的信号可被存储在被称为K空间的临时矩阵中，如图5中500所示。通常，K空间是来收集扫描中所测量的信号，并且处于空间频域。可以通过沿x轴520(Kx)的频率编码数据和沿着y轴530(Ky)的相位编码数据来覆盖K空间。当接收到全部切片的K空间矩阵的行线时(例如，在单个切片的扫描结束时)数据可用数学处理去产生最终图象，例如通过二维傅立叶变换(傅立叶变换)。因此，在重建图像成空间领域之前，K空间是可保存着原始数据。通常，K空间是具有与最终图像相同的行数和列数，并且是填充着在扫描期中的原始数据，通常每个脉冲序列400是一行。例如，在510处所表示中，K空间500的第一行是在完成其扫描片段所生成的脉冲序列之第一次迭代后被填入，并包含用于该脉冲序列迭代的检测信号。在脉冲序列多次迭代后，K空间可被充填。脉冲序列的每个迭代可以作稍微改变，从而获得用于K空间适当部分的信号。应当注意的是，基于不同的脉冲序列，其它充填K空间的方法是可行的是被为考虑的，例如以螺旋方式。

DREMR系统100可选择具优化参数之特定脉冲序列的用于利用组织对比度去获取能够描绘不同组织和质料特征的图像。例如，如上所述，T2*弛豫对由90°RF即时脉冲后的相对信号强度有重大的贡献。T2*弛豫可是GRE脉冲序列图像对比度的主要决定因素之一，并且是许多磁共振(MR)应用的基础，如易感性加权成像(SWI)，灌注MR成像和功能MR成像。具有以T2*为基的对比度，GRE序列可描绘在各种组织和病变中出血，钙化和铁沉积现像。

除了基于T2*松弛的对比度外，SWI使用相位信息来应用各磁化易感性率差异存在血液中的铁和组织之钙化。因此，SWI是一种MR成像方法，其利用信号丢失和相位信息来实现血管和其他组织更好成像的。

功能性MRI(fMRI)研究基体区内大脑血液流量差异来描摹出区域活性。血液氧量成像法(Blood Oxygenation Level Dependent Imaging或BOLD)是一项用于在功能MRI研究的图像产生技术。部分由于原氧化血红蛋白和脱氧血红蛋白的顺磁性区别,因此BOLD-fMRI能够检测出大脑血流量的差异。脱氧血红蛋白比氧化血红蛋白更具有顺磁性，因此前者能导致较大的质子局部去相。局部去相可以减少其与组织紧邻的MR信号。T2*加权脉冲序列是可于用于检测该项变化。

DREMR系统100也可用于执行MR光谱分析法。光谱分析法是通过观察由包括化学样品或组织样品的材料所释放的电磁能量光谱来确定物质的化学成分。MR光谱分析技术，其分析从材料的核子中所收集MR信号以监定材料的组成。MR光谱分析法是基于材料中各组分是具有不同的谐振频率的事实。MR光谱分析法是将MR信号显示为一频谱图，而不是基于相对信号之强弱显示MR信号之灰度图像。因此，每个化合物的共振频率在图上表示为一峰值。

MR光谱分析法可以用各种脉冲序列进行。一个基本序列包括一个作90度的RF脉冲，随后由射频线圈130的接收部件接收MR信号，而并没有任何梯度脉冲的介入。此外，许多用于成像的脉冲序列，例如自旋回波序列，也可用于MR光谱分析法。

DREMR系统100可以在一个或多个脉冲序列中至少一部分期间去调制或改变主磁场的强度B0来增强提高传统MR图像。为了使用DREMR系统100执行场相转移扫描，在图像信号的一个或多个脉冲序列中的一个或多个部分中，其主磁场的磁强度B0可被导致成快速并均匀之改变，这脉冲序列是可形成一个图像。目标是通过一个预定之场相转移性磁场去导致主场的移动，而不会因主磁场中的变化而造成伪像或图像劣化。

具体来说，场相转移电磁铁140可以通过使主磁场强度发生变动去收集对比图像。可以在脉冲序列的一部分期间施加场相转移磁场，而导致主磁场强度相移。更具体地，由主磁体110产生的静磁场强度B0可以通过使用场相转移电磁体140以dB为量而增加或减少。由场相转移电磁体140产生的场相转移磁场可以在脉冲序列的一部分，基本是全部或全部中去施加。

DREMR系统100的场相转移性能可以通过在适当处修改传统脉冲序列，并通过包含适当的场相转移信号来与各种传统成像技术相结合，以获取改进的图像。例如，在某些的MR成像类型中，通常期望可抑制由不同材料所产生的MR信号。一个常见的例子是抑制由脂肪引起的MR信号，同时保留由水份所产生的MR信号。这种抑制可以通过利用来自不同材料的MR信号可具不同频率的进动来实现。例如，脂肪和水份的质子具有不同的进动性或拉莫尔频率。因此，在同质主磁场中，可以通过射频线圈130去产生足够狭窄的频带RF脉冲去激发只需的组织类型。如果使用这样的脉冲来激励水份，例如去代替典型的切片选择传输410，会主要将水分子磁化倾于横向平面上。因此所测得的MR信号主要来自水分子。

在另类实施方案中，可施加替代的饱和脉冲来抑制信号其来自不想要的组织类型,诸如脂肪。因此，DREMR系统100可以使用足够狭窄的饱和脉冲来将不想要的物种的质子引倾至横向平面内。例如，如果使用这样的脉冲来抑制来自脂肪质子的信号，那么之后不久所施加的常规切片选择脉冲组合(例如脉冲410和420)主要是可将水份质子的磁化引倾至横向平面，因为脂肪质子在施加切片选择脉冲之前已经被饱和脉冲所激发。由于脂肪质子的纵向磁化不会有时间去重长，所以在施加切片选择脉冲时，脂肪质子将不可用于引倾至横向平面。因此，结果的测量MR信号将主要是从水份质子中所获取。用来激发所需物种的选择性RF脉冲可以被称为饱和脉冲。

饱和法的一个难点可能在于材料之间进动频率的差异与主磁场强度成正比。在较低的主磁场强度下，不同材料质子的进动频率之间的间距为较小。例如，当B0为0.5T时，脂肪和水份质子的进动频率(其进动频率相差为百万分之三点五)之间的间距约为70Hz，而在1.5T时，间距则约为220Hz。图6(a)示出了在一个假设主磁场强度为B0强度下，一个激发水份的一般15ms射频饱和脉冲响应为605,相比其信号来自脂肪(610)和水份(615)。如图6(b)所示，在较低强度B0'和同样的持续时间饱和脉冲下，饱和脉冲响应605是不足以提供稳健饱和。应该注意的是，图6的插图不是按比例的，而是经选择的单元以澄清正在讨论的概念。

附加问题涉及去产生狭窄频带饱和脉冲的标准。计划仅影响一个狭窄频率范围的饱和脉冲是根据各种实际的约束来产生。这包括依顿频率效应可能发生的多大变化,RF脉冲需要多长的时间，RF功率多少的需要以及其他的准则。因此，当组织类型之间的拉莫尔频率间距减小时，产生有效的狭窄频带饱和脉冲变得越来越困难。

通过例如由场相转移线圈140所产生施加的一个场相转移磁场，在MR脉冲序列的频谱选择或饱和部分之中，主磁场的强度B0可以dB为量来增加。因此，不同材料的进动频率之间的间距可被增加，接受使用饱和脉冲是更为实用和有效。一个光谱选择性饱和脉冲可以按照设计用于B0+dB的主场强，其中dB是由场相移线圈140产生的磁场加上的强度。

参考图7，示出一个增强MR信号采集的示例性方法。一个饱和脉冲可以与一个预设的脉冲序列相成组合，例如脉冲400，以实现MR图像采集。因此，在705，其组合脉冲序列中的饱和部分，由射频线圈130产生饱和脉冲，同时与由场相转移线圈140产生的场相转移磁场一起主磁场强度增加到B0+dB。这些强度增加陆续使不同材料的的进动频率有较大的间距，增加饱和脉冲的功效。跟着饱和部分705之后，组合脉冲序列中的预设部分710而被施加。在预决定部分710之期间，可关闭场相转移场，并且可以施加诸如脉冲序列400的预设脉冲序列，脉冲序列是为主磁场强度B0所设计的。然后这些过程可以如715和720所示的作重复。[重复可跟据需要而持续多次以收取适当的MR图像。在变化中，组合脉冲序列的光谱饱和部分可能不总是在预设脉冲序列开始之前提供。在一些变型中，光谱饱和部分可以在预设脉冲序列内的某点施加。在进一步的变化中，场相转移场也可以在脉冲序列的预设部分710中至少一部分期间施加，所施加的脉冲序列是被适当地变化以考虑主磁场的偏移强度。在脉冲序列部分期间，场相转移场的附加应用可会是在光谱饱和部分期间,在不同的强度下施加的场相转移场，例如dB1。此外，每个重复可能涉及和先前所施加之场相转移场的强度和持续时间不同的场相移性场。

DREMR系统100的场相转移性能也可以与易感性加权成像(SWI)成组合。SWI是一种MR成像方法，其中基于由质料的局部磁易感性之变化引起的磁场的局部变化而产生图像对比。SWI运用除基于T2*松弛时间之对比度外的相位信息去开发组织和或如血液和铁质物料的磁性易感性差异。换句话说，SWI是一种成像方法，其中可基于组织与材料之间的磁性易感性差异来增强图像对比度。

磁性感受性是质料的一种特性，当质料被放置在如在MR成像过程中主磁场的磁场中时，其决定由这质料引起的磁场变化。例如，组织内的磁场强度H取决于组织的磁性易感性，这是其组织的固有性质。易感性改变磁场的强度H与主磁场B0之间的关系可以表示为H＝(1+χ)*B0，其中χ是质料的磁性感受性。例如，静脉血的χ约等于-6.56×10-6，而软组织的χ约等于-9.05×10-6。因此，SWI成像法可用于因两种组织类型间的易感性差所引起之静脉血和软组织易感性改变的磁场差异的成像。

作为例子，静脉血和出血(流血)区域是与软组织有易感性的差异。与软组织相比，这种差异可导致静脉血或出血区域具有较短T2*的信号。因此，来自外周血/出血的信号可以较快消失，并在T2*加权的脉冲序列(例如，GRE序列)中产生较小的信号。

主磁场的强度可是影响组织之间易感性改变磁场差异的另一个因素。因此，在成像的过程中，通过施加场相转移磁场来增加施加到物体的磁场是可以增加由SWI所探集成像之间的对比度，例如，血液(如静脉血)和其他组织成像。例如，当由场电磁体140产生的场相转移磁场去补充强度为B0的主磁场时，一个典型的SWI脉冲序列可被产生，而将主磁场强度提高到B0+dB。在信号激励和采集之间隔期内，是可以施加场相转移磁场。

参考图8，示出了使用DREMR系统100来以场相转移磁场来增强SWI的说明性示例方法。在去获取SWI图像的SWI脉冲序列805之激励部分810处，通过由射频线圈130施加RF脉冲来实现激励。主磁场强度为B0。在SWI脉冲序列805的相位积累部份815处，在该时间中大量产生磁性感受图像的对比度，场相转移线圈140会施加一个场相移场,导致主磁场的强度增加到B0+dB,如图820所示。跟着SWI脉冲序列的数据获取部分82容允许MR信号的获取。该过程可以，如第二SWI脉冲序列830所示的去重复。该重复可以预定次数发生以收取所要求图像。应注意在相位积累之外的脉冲序列的部分期间，可以去施加场相移转磁场，并可顺应主磁场强度的改变按需要去调整脉冲序列部分。此外施加场相转移场的强度和持续时间可以在SWI脉冲序列的不同部分或不同重复中作改变。

在变化中，SWI为一方法其可帮助组织小出血的可视化。在某些情况下，如组织小区域发生的出血或小面积的血液，检测因易感效应引起的对比度差异可是具挑战性的，特别是在较低磁场强度下,易感效应是比在相对下高磁场的为低。在这些情况下，可以将不同级别的易感性加权图像组合去增强因易感性效应引起的信号强度变化的减少。这可以通过去获取不同主磁场强度的图像来实现。例如，对于一些组织，在SWI图像中收集的相应信号可能很高，但是当用不同的主磁场强度去获取图像时，其可能不会有显箸改变。此外，这可存在小量出血区(血液已渗出背景组织)，其相应的SWI图像信号可会是低,但其可是随着不同主磁场强度的而有显着变化。如果那小出血区嵌入背景组织内，则仅包含背景组织的图像位与含有小出血区的图像位之间的图像对比度将会是成比例地小。如果两个图像是在两个不同的磁场强度下获得而随后其图像相减，则背景组织信号将被消除，并且仅包含背景组织区和其带小出血的背景组织区之间的相对对比度将会增加。

作为示例，SWI图像可以由一个最初主磁场强度(例如B0)的SWI脉冲序列去获取。以后更可用相同的SWI脉冲序列去获取一个或多个附加易感性加权图像，但其由场相转移线圈140施加之场相转移磁场所实现的的主磁场强度不同。每次获取的图像，每个图像均在不同的主磁场强度下被获取，然后可以被组合成以产生一个强调区域的图像，其随着由主场强度到场强度变化，易感性所引起的对比度由图像到图像改变。两个图像可以任何方式组合起来以可增加图像的相对对比度。这可包括成一对图像之相减；所有图像之相加；将图像上的每个像素位置处信号拟合到一些参数模型；或其他数学组合。

参考图9，示出了使用DREMR系统100可视化组织中的小出血的方法的简化示例。通过在用于获取SWI图像的SWI脉冲序列905的激励部分910处由射频线圈130施加一个RF脉冲可以实现激励。在SWI脉冲序列905的相位积累915部分，其通常是时间,当中可以产生大程度的磁易感性图像对比度，至少在915部分的部分期间,场相转移线圈140可以施加一个场相转移场。场相移场的应用通常是使主磁场的强度增加到B0+dB，如920所示。接下来，SWI脉冲序列的数据获取部分925可以允许获取MR信号，从而可以获得MR图像的一部分。然后可以重复该过程，如第二SWI脉冲序列930所示。然而，在SWI脉冲序列930期间，如935所示，由场相转移线圈140施加的场相转移场的强度是dB1，与在920处指示的强度dB的辅助场的初始施加不同。应当注意，脉冲序列930通常与脉冲序列905的脉冲序列相同，有需要时作改变以适应主磁场的变化。主场强度在dB1和dB的变化可以在两个脉冲序列内的位置和持续时间上作重合。可以预定次数来重复脉冲序列对，它们被适当地改变来收取两个完整的图像。在变型中，可以依次序去获取两个图像。例如，可以在第一主磁场施加期望收取第一图像的多个脉冲序列，并且以第二个主磁场强度重复以获取第二图像。在其他变型中，可以使用由两个不同主磁场强度去获取两个图像的其它方法。为产生最终对比度增强图像，可以如上所述去组合两个图像。应当注意，在相位积累部分之外的扫描部分期间，是可施加一个场相转移磁场。例如，场相转移磁场在数据采集期间可以得以保持，或为部分数据采集。在进一步的实现中，所施加的场相转移场的强度可以在SWI脉冲序列当中或其不同部分内作改变。

通过场相转移线圈140在不同主磁场下相位移动去获取多个图像的过程可以按需要而重复多次。例如，在一些实现中，可以获得两个以上的图像。当使用两个以上的图像时，它们可以任何方式组合起来可去增加图像的相对对比度。两个图像可以任何方式组合起来以可增加图像的相对对比度。这可包括成一对图像之相减；所有图像之相加；将图像上的每个像素位置处信号拟合到一些参数模型；或其他数学组合。在进一步的实现中，所施加的场相转移场的强度可以在SWI脉冲序列当中或其不同部分内作改变。例如，所提交的辅助可以在数据采集期间保存，或数据采集部分。

DREMR系统100的场相移性质也可以与其他T2*加权MR成像技术相结合。如上所述，T2*弛豫是指由旋间弛豫弛豫和磁场不均匀性组合引起的横向磁化衰减。T2*弛豫既有来自T2弛豫的贡献，这是固有的组织性质，亦有来自局部磁场不均匀性的贡献，通常被称为衰变时间T2'。这三个松弛是以1/T2*＝1/T2+1/T2'/相关，其中而ΔB0是测量磁场不均匀性。因此，如上所述，通过梯度回信(GRE)成像可以检测到T2*松弛，因为与自旋回波成像时的180°脉冲的情况不同，由磁场不均匀性引起的横向弛豫T2'不会被GRE脉冲所消除。

由于主磁体110的特性以及基于磁感受性的磁场差异，在这里磁场不均匀性，包括主磁场中的不均匀性的贡献可王很多。这两种效应都与主磁场的强度呈线性缩放关系。因此，信号衰变率T2'，因而T2*可以随放置在不同主磁场内的不同质料而变化。

可以使用已知的T2*加权成像方法以场相转移线圈140提供的场相转移性磁场去获得一个或多个T2*加权MR图像，在脉冲序列中发生T2*衰变的全部或部分时间中,其用于至少一些图像上。然后可以通过观察其特定貭料例如组织或图像区的每个磁场强度T2*加权信号的变化来产生T2*离散信号。因此，DREMR系统100的主场强度的变化可以由归档移位线圈140施加的场相转移磁场的变化来监定然后可分析按主磁场而变化的T2*离散信号来区分不同的组织，其监定例如在T2*和磁场强度之间的独持模式关系，或作为另一个示例应用，测定在组织中铁质的含量。作另外的例子，T2*离散分析可以包括监定独特的磁场强度，其中一个具急剧增加或减少的T2*离散曲线可会是一个特定组织的独特特征。

参考图10，示出了使用DREMR系统100生成T2*离散信号的示例方法。通过在T2*脉冲序列1005的激励部分1010处由射频线圈130施加RF脉冲来实现激励来获取T2*信号。在T2*脉冲序列1005的T2*衰变部分1015处，如1020所示，场相转移线圈140施加一个场相转移磁场。接下来，T2*脉冲序列的数据获取部分1025允许MR信号的获取。然后重复该过程，如第二T2*脉冲序列1030和第三T2*脉冲序列1035所示。然而，在第二脉冲序列1030和第三脉冲序列1035期间，由场相转移线圈140分别如1040和1045所示去施加的场相转移磁场，其强度如1020所示是有别于最初施加的场相转移场。具体地，在1040处，主磁场强度已经转移到B0+dB1，并在1045处，主场强度已经转移到B0+dB2。重复可以额外预设次数发生。应当注意的是，可以在除了T2*衰变部分之外的脉冲序列的部分期间中去施加场相转移性磁场。在一些实现中，所施加的场相转移场的强度和/或持续时间可以在T2*脉冲序列的内或不同部分中作変化。例如，己提交的场相转移场可以在脉冲序列的数据采集部分中或部分期间保持开启。尽管这个例子讨论收集和比较与在不同主磁场强度下重复的单个脉冲序列相关联的信号，但是这相同的过桯可应用于用不同的主场强度以类似的方式将整个图像或图像区域应部分上。

一旦在不同的主场强度下获得多个信号或图像，可作其比较而决定T2*离散的变化。参考图11，一个概念说明如何两个从圆形和星形所示的质料T2*信号可以在转移的主磁场下重复的MR信号来区分，其T2*信号可在一个场强度(在1105所示的B0+dB，及对应图10中由T2*脉冲1005获取之信号)下是可相同的(P1)。在磁场强度B0+dB1时，在1110处表示对应如图10中T2*脉冲1030所获取的信号，其两种貭料的T2*信号现在是不同的(P2和P4)。在磁场强度B0+dB2的情况下，如图10所示，在1115处表示对应于使用T2*脉冲1035所获取的信号，两种貭料或组织的T2*信号被进一步区分(P3和P5)。基于这些区别，质料类型可以被决定。例如，这分类可简单地表示一个特定的磁场强度(其可能不同于MRI系统的未移位的主场强度)，其是两个组织间T2*值存在最大差异者，并于此优选进行基于T2*的成像。或者，对任何组织组合的离散模式可提出特定数据处理去增加其组织T2*的信号区别。这可包括将所测量的T2*离散点拟合到一个特定模型(变化形状)，相减或其他在特特定磁场强度或图像的线组合或其他图像组合方法。

如上所述，T2*的组分T2'，相应地，T2*是随施加的磁场强度而变化。对于大多数质料或组织，T2*相对于主磁场强度的预期变化是成线性的。具体地说，由主磁场强度的增加引起的T2*变化可以由场强以同量降低之T2*变化来平衡。对于一些貭料，特别是含铁貭的，T2*相对于场强的变化可以是非线性的。DREMR系统100可用于利用该非线性来执行增强铁貭或BOLD成像。T2*加权图像，无论是否受主场扰动，都可以获取。可以执行这样的图像对，使其在对场变化的T2*响应是非线性的区域有所不同。例如，含有铁基化合物的区域可会出现对比度的变化。

为了实现一个差分采集，可以在不施加主场扰动下执行第一次采集。在相同MR图像的第二次采集中，主场强度可以修改对伤变化有非线性响应的貭料图像对比度的方式作改変。作为示例，在T2*脉冲序列的T2*衰变部分期间，主场可以在一个方向上作改变，并可以相等但相反的方向改变，并在同一持续时间，可在T2*衰变的另一部分。对于对主磁场变化具有非线性响应的貭料，当主磁场以预定量增加时，T2*离散的变化可能不会由主磁场以同量和同时段下降时T2*离散度的变化来平衡。这可能与主磁场中的变化呈线性变化的组织或貭料相反，其中当主磁场以同量和同时段上下扰动时，T2*离散的变化可以是相同的。

参考图12，示出了使用DREMR系统100执行I铁貭或BOLD成像的方法的示例。在该图中，脉冲序列1205用于在主场强B0处执行T2*加权采集，而没有任何主场扰动。在基于脉冲序列1205的MR信号采集之后，相同的脉冲序列在1210重复。然而，此时通过场相转移线圈140施加场相移磁场，主场强度B0在产生T2*衰变的时间段内以dB量而增加。随着这增加，主场强度通过场相转移线圈140在等效持续时间内再次通过施加辅助磁场以同量的dB而减小。随后，获得MR数据。应该注意的是，尽管在本示例中，主磁场强度首次增加，然后在相同的持续时间内以同量减少，但在脉冲序列的T2*衰减部分期间可会有多种不同方法去扰乱主磁场，只要这扰动以能够改变对场变化呈非线性响应的貭料图像对比度的方式发生。例如，主磁场能以可改变平衡的形式来改变。有各种方法来实现平衡的改变。例如，在一些变型中，可以在脉冲序列的T2*衰变部分期间可施加在主磁场中一系列以等量增加和减少的强度。主磁场可以首先增加，然后以等同量和持续时间减少，再回次增加，并再次以等于上次增加的等同量和持续时间而作减少。每个增减对可以具有不同的量和持续时间。此外，增加和减少的顺序可能改变，并且每一对可能不会彼此紧密相邻。虽然该示例讨论了在不同主磁场强度下与重复的单个脉冲序列相关的信号收取，但是应当理解，可以将类似的程序应用于两个或更多图像的获取和分析。

DREMR系统100的场相转移性能也可以与MR光谱分析法相结合。如上所述，MR光谱分析法是一种获得MR数据并作处理去鉴定具有不同谐振频率的物质成分方法。谐振频率的差异可以基于例如貭子处于一种或不同化合物如组织内不同化学环境中而产生。MR光谱分析通常用于分析非常低浓度的物质，其产生非常低的MR信号。因此，不同频率峰值的分布可从MR信号发展至鉴定不同的组织或貭料。然而，MR信号之获取也包括显箸的噪声。噪声通常在所有频率上作均匀分布。由于组织或材料中化合物的浓度低，信号低，因此可能难以鉴定与信号采集相关的随机噪声以上的峰值。为了应对这些测量中典型的低信噪比，通常重复采集MR信号并将其平均成一方法去把白噪声平均下来。

DREMR系统100可以通过采集不同主磁场强度的多个MR信号来实现改进MR光谱分析。峰间的相对间距可与主磁场强度成正比。此外，峰值的大小也可能微弱依靠于主磁场强度。另一方面，随机噪音信号通常不会以主磁场强度的变化确定地变化。因此，可以使用DREMR系统100以其在不同的主磁场强度下至少一些重复去进行MR信号采集，。在此存在所获MR信号中的任何峰值可以主磁场中的已知的位移而以已知量去移动。因此，所获MR信号可以被处理去鉴定峰值，其已以预测量偏移使可以改善期望信号峰值的检测。

参考图13，示出了使用DREMR系统100执行MR光谱分析的示例方法。图13(a)示出3个处于位在一给定的主场B0下不同频率的可能的理想信号峰。图13(b)示出了在所有频率上均匀分布的特征随机噪音，图13(c)示出了由理想峰值与特征噪声的组合产生的组合信号。图13(c)表示由DREMR系统100可获得的信号的类型。

继续该图，图13(d)示出了于图13(a)对应三个信号峰值的3个可能的理想信号峰值。然而，在图13(d)，一个提供去获取MR信号主的磁场是以具强度为dB的场相转移磁场去增加。因此，所有3个峰值的位置和幅度是以主场强度由B0到B0+dB的变化成比例缩放如图13(a)的3个峰值。例如，如果B0+dB相当于一个具2*B0强度的主场，则图13(d)中的峰值位置可以2为倍数的频率相应图13(a)中的峰值来缩放。图13(e)表示一个在增强主磁场强度为B0+dB下所获得的特性随机噪音。如图所示，以可一个可预测和有系统的方式下，噪音可能不会随主场强度的变化而改变。最后，图13(f)示出了由图3(d)的理想峰值与图13(e)的特性噪音组合所产生的一个组合信号。图13(f)表示由DREMR系统100可获得的信号的类型。

峰值调动与主磁场强度的变化之相关对比可有助于滤除随主分析场强度变化而不变的随机分布噪音。例如，为了确定在一对在不同的主磁场强度中所获取的MR信号是否存在峰值，可以检查在两个MR信号中在不同主磁场强度下之不同的峰值的预期位置。当在两个图像中在预期位置発现峰值时，则可以假设峰值存在，其预期位置部分决定于主场强度的差异。

尽管在该说明性示例中仅使用两次采集，是可以执行附加的采集，其所获谱图可通过附加MR信号中的相对峰值位置来确定峰值之存在。在变型中，在既定主磁场强度下的每个信号采集可以作相同磁场强度的重复，并如上所述，平均得到所获信号则可部分平均出白噪音值。

DREMR系统100的场相转移性能也可与MR指纹图谱相结合。任何给定的组织或貭料可以被一组该组织的MR指纹之测量的MR信号特性来表征。例如，于一既定的组织或资料，可以由所获取该组织或貭料的MR信号去量化多个MR信号特性。因此，可以用一个或多个脉冲序列所获的MR信号去收取针对每个组织或貭料的T1，T2，T2*和/或其他MR信号特性。这所收取的MR信号参数集可用以去表征MR所扫描的组织或貭料。

MR信号特性可以取决于在信号采集期间所施加的主磁场强度。因此，在多个场强下所收集的MR信号特性可以在用来表征和区分组织的参数集合中作添加额外的维度。因此，一组MR信号特性是被选出，并且利用DREMR系统100对所选出的MR属性使用适当的脉冲序列来执行扫描以收取所选出的MR信号特性。然后以不同的主磁场强度来重复采集MR信号特性。主磁场强度的变化通过使用场相转移线圈140施加辅助磁场来实现。其场相转移磁场可针对每个MR信号采集，并以令MR信号测量是对主磁场强度的变化敏感的方式来施加。这些技术，例如用于获取T2*特性的技术己由上讨论。作为进一步的说明示例，为了收取一个T1测量，可以使用映射T1弛豫参数的确凿的MR采集方法。在脉冲序列的反转时间(TI)部分期间可以用场相转移线圈140所施加的辅助场来重复采集。

图14提供了如何由增加磁场强度变化而可增强MR指纹图的简化示例。图14(a)示出了在主磁场强度B0沿着x轴的两种不同组织类型的MR信号特性参数1的分布。为了说明方便，加入了y轴，其并不代表任何数值。根据图14(a)，如果测量的MR信号特性参数1落在1405和1410之间，则组织可被识别为组织A.如果测量的MR信号特性参数1落在1415和1420之间，则组织可以被识别为组织B.这两个组织的分布值是重叠的。因此，对一个关注组织，在组织扫描之后如取得MR信号参数值“Val1”，则不可能作唯一鉴别所代表的组织类型。

继续该图，图14(b)沿x轴示出了由两种不同组织类型在沿着x轴的主磁场强度B0下的一个MR信号特性“参数1”值的分布,如图14(a)所示。然而，在这种情况下，y轴表示在主磁场强度B0+dB下相同的两种组织类型的相同MR信号特性参数1的采集分布。可以注意到，当MR信号特性参数1相对于主磁场强度的变化作变化时，针对既定组织的参数1的测量MR信号特性值也将改变。因此，所述之关注组织在磁场强度B0时具有参数1值为Val1时,其在磁场强度B0+dB时，参数1可为Val2或Val3之值。因此，如果一组织在测量参数1为B0下提供Val1值而在测量参数1为B0+dB下提Val2时，则可以作独特鉴别该组织。类似地，在参数1为B0+db时为Val3值时其可独特地鉴别关注组织为别类组织。注意，该示例是针对1个测量参数，而在实践中可以使用多于一个参数，其至少有些是依赖于磁场的。组织类型的独特分离可以在多个参数维来解决，其中一些参数可包括在不同的磁场强度下一个或多个测量度。

通过以DREMR系统100脉冲序列扫描的组织中添加场依赖性造影剂可进一步增强创伤性脑损伤(TBI)的检测，这是难以使用传统MRI技术进行成像的。使用的造影剂通常具有随着主场强度而变允的松弛分布，无论在其结合状态和未结合状态。

在某些情况下，一个在通常封闭的血脑屏障(BBB)中的洞口可会使白蛋白和纤维蛋白原进入(通常不可进入)脑组织，并且可能是脑炎症的特殊原因。选择性对这些分子之成像可使白蛋白和纤维蛋白原渗入脑中的成像点被用于鉴定脑创伤区域。为了决定大脑中白蛋白/纤维蛋白原增加的点位，患者可以注射大量(合适的)造影剂并用场变化梯度回波扫描成像。通过改变场强可以实现分子对比。观察脑中白蛋白/纤维蛋白的份量以及以类似于当前灌注成像的方式来观察白蛋白/纤维蛋白扩散的时间过程将是有利的。

所述实施例旨在作为示例，所属技术领域的技术人员可以对其进行变更和修改，而不脱离仅由所附权利要求书定义的范围。例如，所讨论的方法，系统和实施例可以全部或部分地变动和组合。

Claims (20)

1.一种在相差弛豫增强磁共振成像(DREMR)系统中获取磁共振(MR)信号的方法，其包括：

产生强度为B0的主磁场；

产生用于获取以下中的至少一个的初始脉冲序列：T2*加权MR成像信号；易感性加权成像(SWI)信号；以及图像饱和信号；

在初始脉冲序列的至少一部分中将所述主磁场强度变为B1之强度；

基于初始脉冲序列获取第一图像。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述初始脉冲序列是用于获取图像饱和信号，其中所述初始脉冲序列包括至少一个光谱饱和脉冲，并且其中所述在主磁场强度变化到B1中的初始脉冲序列至少一部分是至少一个光谱饱和脉冲的至少一部分。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述光谱饱和脉冲抑制来自脂肪的MR信号。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述初始脉冲序列是用于获取SWI信号的脉冲序列，其中所述初始脉冲序列包括至少一个相位积累部份，并且其中所述在所述主磁场强度变化到B1中的初始脉冲序列的是所述至少一个相位积累部分的至少一部分。

5.根据权利要求4所述的方法，其还包括：

产生用于获取SWI信号的重复脉冲序列，其对应于初始脉冲序列的重复脉冲序列；

在所述主磁场强度变化为B1的初始脉冲序列的每部分，将在与所述重复脉冲序列部分相应的主磁场强度改变为与B1不同之B2强度；

从所述重复脉冲序列获取第二图像；以及

组合第一和第二图像以产生强调易感诱导对比的组合图像。

6.根据权利要求5所述的方法，其中所述组合还包括以下中的至少一个：

从另一个图像减去另一个图像；

在此两个图像作；以及

将信号在两个图像上的每个像素位置拟合成参数模型。

7.根据权利要求4所述的方法，其还包括：

产生用于获取SWI信号的重复脉冲序列，而不改变所述主磁场强度，其重复脉冲序列与所述初始脉冲序列有对应；

基于重复脉冲序列获取第二图像；以及

为产生强调易感诱导对比的组合图像组合第一和第二图像。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述初始脉冲序列是用于获取T2*加权MR成像信号的脉冲序列，其中所述初始脉冲序列包括至少一个T2*衰变部分，并且其中所述在主磁场强度变化为B1中脉的冲序列之部分是至少一个T2*衰变部分的至少一部分，该方法还包括：

为获取T2*加权MR成像信号产生重复脉冲序列，其与初始脉冲序列的重复脉冲序列有对应，而此重复脉冲序列的每个部分对应于所述初始脉冲序列的至少一部分，而所述主磁场由不同B1的强度变化为B1的强度；以及

从所述重复脉冲序列获取第二图像。

9.根据权利要求8所述的方法，还包括：

从第一和第二图像执行T2*离散分析以区分组织。

10.根据权利要求9所述的方法，其中所述离散分析是以下中的至少一个的识别：

在经受T2*离散曲线速变的主磁场强度；以及

在T2*与磁场强度之间的关系模式。

11.根据权利要求1所述的方法，其中所述初始脉冲序列是用于获取T2*加权MR成像信号的脉冲序列，其中所述初始脉冲序列包括T2*衰变部分，并且其中所述脉冲序列的所述主要部分磁场强度变化为B1是至少一个T2*衰变部分的至少一部分，该方法还包括：

在所述主磁场强度变化为B1的所述所述初始脉冲序列的每个T*衰变部分，进一步改变在该T2*衰变部分期间的主磁场强度，以使得变化与B1平衡；

为获取T2*加权MR成像信号而产生重复脉冲序列，

其与所述初始脉冲序列有对应，而此重复脉冲序列的每个部分对应于所述初始脉冲序列的至少一部分，其中所述主磁场强度以平衡的方式变化，具有以与B1的变化不同的方式平衡的主磁场强度；以及

基于所述重复脉冲序列获取第二图像。

12.一种在相差弛豫增强型MR成像(DREMR)系统中获取磁共振(MR)信号的方法，其包括：

产生强度为B0的主磁场；

为获取MR光谱性信号产生初始脉冲序列；

基于所述初始脉冲序列获取第一光谱性信号；

为获取MR光谱性信号产生重复脉冲序列，其与所述初始脉冲序列有对应；

在所述重复脉冲序列的至少一部分期间将所述主磁场强度改变为B1的强度；

从重复脉冲序列获取第二光谱性信号；

从所述第一和所述第二光谱性信号鉴定峰值；以及

将识别的所述峰值相关联。

13.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在不同时点重复图像采集；以及

从所述获取图像计算造影剂的扩散。

14.一种在相差弛豫增强MR成像(DREMR)系统中获取磁共振(MR)信号的方法，其包括：

产生强度为B0的主磁场；

产生用于获取用于指纹的MR信号的初始脉冲序列；

基于初始脉冲序列获取第一图像；

产生用于获取MR指纹信号的重复脉冲序列，其对应于所述初始脉冲序列；

在所述重复脉冲序列的至少一部分期间将所述主磁场强度改变为B1的强度；

从所述重复脉冲序列获取第二图像；

从所述第一和所述第二图像测量至少一个MR信号属性；以及

从所述至少一个MR信号特性鉴定组织类型。

15.一种相差弛豫增强型磁共振(MR)成像(DREMR)系统，其包括：

主磁体，用于产生强度为B0的主磁场；

具有发射方面和梯度线圈的射频线圈，其用于产生初始脉冲序列，其用于获取以下其中一项：T2*加权MR成像信号；易感性加权成像(SWI)信号；以及图像饱和信号；

场相移磁体，其用于在初始脉冲序列的至少一部分期间之中将所述主磁场强度改变为B1的强度；

具有接收方面的所述射频线圈基于初始脉冲序列操作以获取第一图像。

16.根据权利要求15所述的DREMR系统，其中所述初始脉冲序列用于获取图像饱和信号，其中所述初始脉冲序列包括至少一个光谱饱和脉冲，并且其中所述在主磁场强度变化到B1中的初始脉冲序列至少一部分是至少一个光谱饱和脉冲的至少一部分。

17.根据权利要求15所述的DREMR系统，其中所述初始脉冲序列是用于获取SWI信号的脉冲序列，其中所述初始脉冲序列包括至少一个相位积累部份，并且其中所述在主磁场强度变化到B1中的初始脉冲序列部分是至少一个相位积累的至少一部分，其中射频线圈和梯度线圈的发射方面进一步操作以产生用于获取SWI信号的重复脉冲序列，其对应于初始脉冲的重复脉冲序列序列，而场相移磁体进一步操作，在主磁场强度变化为B1的初始脉冲序列的每部分，将在与重复脉冲序列部分相应的主磁场强度改变为与B1不同之B2强度，且射频线圈的接收方面进一步操作以基于重复脉冲序列获得第二图像，此DREMR系统还包括：

一个数据处理系统，其用于组合所述第一和所述第二个图像来产生强调诱导对比的组合图像。

18.根据权利要求1所述的DREMR系统，其中所述初始脉冲序列是用于获取T2*加权MR成像信号的脉冲序列，其中所述初始脉冲序列包括至少一个T2*衰变部分，并其中所述在主磁场强度变化到B1中的脉冲序列之部分是至少一个T2*衰变部分的至少一部分，其中：

所述射频线圈和所述梯度线圈的所述发射方面进一步操作以产生用于获取T2*加权MR成像信号的重复脉冲序列，其对应于初始脉冲的重复脉冲序列序列，而此重复脉冲序列的每个部分对应于所述初始脉冲序列的至少一部分，而所述主磁场由不同B1的强度变化为B1的强度且所述射频线圈的所述接收方面进一步操作以从所述重复脉冲序列获得第二图像。

19.一种相差弛豫增强磁共振(MR)成像(DREMR)系统，其包括：

主磁体，其用于产生强度为B0的主磁场；

梯度线圈；

具有发送方面的射频线圈，此射频线圈的发射方面和所述梯度线圈用于产生用于获取MR光谱性信号的初始脉冲序列；

场相移磁体，其操作来在所述初始脉冲序列至少一部分期间将所述主磁场强度改变为B1的强度；

具有接收方面的所述射频线圈，其接收方面操作以从所述初始脉冲序列中获取第一光谱性信号；

射频线圈的发射方面和梯度线圈用于产生用于获取MR光谱性信号的重复脉冲序列，其对应于初始脉冲序列；

场相移磁体，其操作来在所述重复脉冲序列至少一部分期间将所述主磁场强度改变为B1的强度；

所述射频线圈的所述接收方面，其操作从所述重复脉冲序列获得第二光谱性信号；以及

数据处理系统，其用于从所述第一和所述第二光谱性信号中鉴别峰值，并将所识别的峰值相关联。

20.一种相差弛豫增强磁共振(MR)成像(DREMR)系统，包括：

主磁体，其用于产生强度为B0的主磁场；

梯度线圈；

具有发射方面的射频线圈，其发射方面和梯度线圈操作于产生用于获取MR指纹信号的初始脉冲序列；

具有接收方面的所述射频线圈，其接收方面操作于从所述初始脉冲序列获取第一图像；

所述射频线圈的所述发射方面和所述梯度线圈操作于产生用于获取MR指纹信号的重复脉冲序列，其对应于所述初始脉冲序列的重复脉冲序列；

场相移磁体，其操作在所述重复脉冲序列的至少一部分期间将所述主磁场强度改变为B1的强度；

所述射频线圈的所述接收方面，其操作于从所述重复脉冲序列获取第二图像；以及

数据处理系统，其基于从所述第一图像和所述第二图像中收取的至少一个MR信号识别所述组织类型。