CN111096748B - 一种动态测量脑氧代谢率的方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种动态测量脑氧代谢率的方法，该方法采用基于灌注成像的多个非对称性自旋回波‑回波平面成像技术，即采用选层反转标记与非选层反转标记交替切换所组成的多回波信号采集方式，以选层与非选层信号相加/减的形式同步获得OEF和CBF加权图像，并结合费克定律最终实现了对CMRO2动态变化的测量。本发明从根本上解决了校准BOLD法需要气体校准导致的一系列问题，大大提高了受试者的舒适度，扩大了适用人群，大幅度降低了操作的复杂性以及测量成本，进而有望建立不同人群的脑健康和脑疾病机制的研究，并推动推动神经科学和临床医学的发展。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振成像和生理参数测量领域，更具体地，涉及一种动态测量脑氧代谢率的方法。
背景技术
大脑约占人体总体重的2％，但消耗的能量却占人体消耗总能量的20％。大脑的能量需求几乎完全依赖于有氧代谢。因此，脑氧代谢率(Cerebral Metabolic Rate ofOxygen，CMRO2)——大脑消耗氧的速度，被认为是脑组织活力和脑功能的关键指标。许多病症与CMRO2的改变有关，例如亨廷顿氏病，阿尔茨海默病和脑卒中等。此外，CMRO2的量化测量有助于理解静息状态、大脑活动和生理挑战期间的正常脑生理学。因此，开发安全无创的CMRO2动态测量技术对了解脑正常功能和脑疾病神经生理机制、维护大脑健康、提升脑疾病的诊治水平，都具有重大的科学研究价值和潜在的临床应用前景。
基于磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)技术测量CMRO2的方法主要为校准血氧水平依赖(Blood Oxygen Level Dependent，BOLD)法，是目前唯一一种能够用于测量CMRO2动态变化的方法。该方法利用产生BOLD信号所依赖的脑血流量(CerebralBlood Flow，CBF)、脑血容量(Cerebral Blood Volume，CBV)、CMRO2等生理量变化的生理模型来计算CMRO2的动态变化。该方法不仅测量CBF、CBV和BOLD信号的变化，还需要对模型校准参数M进行定量测量。
目前，测量校准参数M的方法主要有三种：1)高碳酸气体校准法，该方法假设气体只会引起CBF的增加而CMRO2保持不变，通过测量CBV、CBF和BOLD信号的变化来评估M；2)高氧气体校准法，假设高氧气体只改变静脉中的脱氧血红蛋白浓度，使得BOLD信号发生变化，而CBF和CMRO2保持不变来计算得到M；3)高碳酸和高氧气体混合校准法，通过结合高碳酸气体和高氧气体法各自的优势进一步提高校准参数M的准确性。
综上所述，基于校准BOLD法测量CMRO2的动态变化需要额外添加气体实验，这不仅增加了扫描时间，同时还因需要复杂的气体控制装置，增加了操作的复杂性以及测量成本。此外，气体实验所使用的一些混合气体并不适用于老人、儿童以及病人，从而限制了研究成果的受益人群，不利于对脑健康和脑疾病生理机制的全面研究。
发明内容
为了解决校准BOLD法测量脑氧代谢率需要额外使用气体的问题，本发明提出一种无需额外使用气体动态测量脑氧代谢率的方法，该方法将动脉自旋标记(Arterial SpinLabeling，ASL)技术与多个非对称性基于自旋回波的回波平面成像(MultiechoAsymmetric Spin Echo，MASE)技术相结合，同时得到脑血流量(Cerebral Blood Flow，CBF)和脑氧摄取分数(Oxygen Extraction Fraction，OEF)的变化信息，再由费克定律(δCMRO2＝(1+δCBF)·(1+δOEF)-1)最终实现对脑氧代谢率CMRO2动态变化的测量。因此，本发明提供一种基于灌注成像的多个非对称性自旋回波-回波平面成像技术(Perfusion MASE，PMASE)来动态测量脑氧代谢率。
本发明提出一种动态测量脑氧代谢率CMRO2的方法，所述方法包括如下步骤：步骤一：利用选层与非选层梯度交替标记的方式采集待测组织层中多个不同回波时间的MR信号；步骤二：通过对所述选层与所述非选层的所述标记信号相加/减的方式分别得到脑氧摄取分数OEF和灌注加权像ASL；步骤三：根据费克定律δCMRO2＝(1+δCBF)·(1+δOEF)-1，计算得到所述待测组织的所述脑氧代谢率CMRO2的动态变化。
进一步地，在步骤二的计算所述灌注加权像ASL和所述脑氧摄取分数OEF之前，对采集得到的所述所有MR信号进行预处理，所述预处理包括去掉空扫数据，运动校正，图像配准和高斯平滑。
进一步地，所述步骤一的所述利用选层与非选层梯度交替标记的方式包括如下步骤：①用一个180°反转标记脉冲与所述选层/非选层梯度相结合，激发包含所述待测组织层在内的多层或所有层的水信号；②将所述多层或所有层的水信号的磁化矢量进行反转，在反转恢复时间TI(从所述180°反转标记开始计算)处施加90°选择性水激发脉冲将所述待测组织层的所述磁化矢量激发到横平面；③在回波时间(Echo Time，TE)TE0(从所述90°选择性水激发脉冲开始到采集图像信号最大点)处采集信号(称为控制像/标记像)；④接着在自旋回波时间(TESE)的一半处施加一个180°回聚脉冲，使得失相的磁化矢量开始重聚；⑤最后利用包括所述自旋回波时间(TESE)在内的多个不同回波时间抵消的自旋回波，采集得到多个不同回波时间的MR衰减信号。
进一步地，在④中的所述抵销的自旋回波包括至少一对相对于所述自旋回波对称的抵消回波以及在所述自旋回波后的至少四个抵消回波。
进一步地，在所述步骤二中，将所述采集得到多个不同回波时间的所述MR信号根据公式(1)计算得到灌注加权像ASL：ASL＝Scon-Slab公式(1)，其中Scon为加了选层梯度在TE0处采集得到的控制像，Slab为未加选层梯度在TE0采集得到的标记像。
进一步地，在所述步骤二中，将所述采集得到多个不同回波时间的所述MR信号根据公式(2)计算得到抵消回波信号：
其中，/>
为施加选层梯度在TEi处得到的回波信号，/>
为未施加选层梯度在TEi处得到的回波信号。
进一步地，将多个抵消回波信号
代入公式(3)，利用线性最小二乘法进行曲线拟合得到R2′和ζ：/>
其中S0为初始态信号；ζ为脑血容积分数；R2′和R2分别为MR信号衰减的可逆部分和不可逆部分的弛豫率常数；δω为脱氧血红蛋白的顺磁性引起的频率偏移。
进一步地，所述方法还包括：将R2′和ζ代入公式(4)计算得到随时间变化的脑氧摄取分数OEF：
其中γ为旋磁比；Δχ0为完全含氧血红蛋白与完全脱氧血红蛋白的磁敏感系数差，其值为0.264ppm每单位Hct；Hct为血红细胞比容分数(其中组织Hct的典型值为0.357)；B0为主磁场强度。/>
进一步地，所述方法还包括：通过将灌注加权像ASL和脑氧摄取分数OEF代入公式(5)计算得到脑氧代谢的变化δCMRO2百分比：
其中ASLbase和OEFbase分别为灌注加权像和脑氧摄取分数的基线平均值，且
与现有技术相比，本发明的有益效果是：本发明提供了一种基于灌注成像的多个非对称性自旋回波-回波平面成像技术(Perfusion MASE，PMASE)，解决了目前因测量脑氧代谢动态变化需要进行气体校准的问题。相较于常用的校准BOLD方法，本发明从费克定律出发，利用ASL技术和MASE技术相结合实现了对CMRO2变化的动态测量，从根本上解决了CMRO2测量的复杂性和人群局限性，提高了受试者舒适度，大幅度降低了成本，为脑疾病和脑功能生理机制的研究提供了有力的技术支持。本发明提供的方法适用于所有基于费克定律的脑氧代谢率测量，可以实现对中间变量R2′，R2和ζ的动态测量，还可以同时获得δOEF和δCBF的动态测量。
附图说明
通过参考附图阅读下文的详细描述，本发明实施方式的上述以及其他目的、特征和优点将变得易于理解。在附图中，以示例性而非限制性的方式示出了本发明的若干实施方式，其中：
图1为本发明的一个实施例的PMASE磁共振序列简单示意图。
图2为本发明的一个实施例的右手握拳运动任务下得到的CBF和OEF激活图。
图3为本发明的一个实施例的以OEF和CBF共同激活区为感兴趣区得到的OEF、CBF和CMRO2动态变化时序图。
具体实施方式
下面将参考若干示例性实施方式来描述本发明的原理和精神。应当理解，给出这些实施方式仅仅是为了使本领域技术人员能够更好地理解进而实现本发明，而并非以任何方式限制本发明的范围。
本发明提供了一种基于灌注成像的多个非对称性自旋回波-回波平面成像技术(Perfusion Multiecho Asymmetric Spin Echo，PMASE)，该技术结合ASL技术和MASE技术在时间分辨率上的优势，用于对功能磁共振成像(functional Magnetic ResonanceImaging，fMRI)的研究，还能够在保证时间分辨率不变的情况下进行多层采集。
本发明所述的一种动态测量脑氧代谢率的方法利用动脉自旋标记与多个非对称性自旋回波成像相结合的方式同步采集待测组织中灌注加权像ASL和脑氧摄取分数OEF，然后根据费克定律计算得到待测组织的脑氧代谢率变化，从而实现脑氧代谢率变化的动态测量。
图1为本发明的一个实施例的PMASE磁共振序列简单示意图。其中，RF为射频脉冲，Gx，y为频率编码梯度和相位编码梯度，Gz为层面选择梯度(虚线框表示为一次选层与一次非选层交替出现)。以最基本的七个回波采集为例，TE0处采集得到的图像用于计算灌注加权像ASL，之后的包括自旋回波(TESE)在内的六个不同时间(TEi，i＝1，2，3，4，5，6)抵消的自旋回波用于计算脑氧摄取分数OEF，其中TE2＝TESE，ΔTE1＝TE2-TE1＝TE3-TE2，ΔTE2＝TE4-TE3＝TE5-TE4＝TE6-TE5(ΔTE1和ΔTE2为回波间隔)。
本实施例在开始采集数据前，使用MRI系统自带的高阶匀场序列对主磁场进行了匀场处理，正式实验的扫描具体参数有：视野大小为260x 260mm2；矩阵大小为64x 64mm2；重复时间(TR)为3500ms；反转恢复时间(TI)为1500ms；TE0为12ms；以6毫米为一层共9层的非空隙间隔扫描运动区；反转层厚为60mm；并行加速因子为2；其余六个回波时间分别为：65ms，100ms，135ms，147.4ms，159.8ms和172.2ms。对于上述扫描参数的设置可以任意选取，这里只针对该代表性的较佳实施方案。
本实施例所述的实验为简单的右手握拳运动，采用区块设计的方式呈现任务，值得注意的是，实施内容并不局限于手动任务和区块设计，其他形式的任务/刺激都可以按照与此相似的步骤进行。为了保证机器的稳定性，本实施例开始前先进行21秒的空扫(不做任务)，之后再开始进入正式实验，实验具体包括了三个休息块和两个手动任务块交替出现，每块的呈现时间为70秒。在握拳任务块中，要求受试者紧盯屏幕，在图片引导下做频率为1Hz的右手握拳运动，运动时尽量保持身体其他部分保持不动；休息块中，要求受试者紧盯屏幕中央的“+”字注视点，以此来确保受试者保持头不动。利用同步刺激仪对任务开始和PMASE采集开始时间进行同步控制，总的扫描时间为371秒，共采集得到742幅图像。
首先去掉开头21秒空扫数据(42幅图像)。将剩余的图像分为两组：第一组为TE0处采集得到的信号(共100幅图像)，第二组为其余六个抵消回波采集得到的信号(共600幅图像)。
第一组数据根据公式(1)计算得到随时间变化的灌注加权像ASL(共50幅图像)：ASL＝Scon-Slab公式(1)，其中，Scon为加了选层梯度采集得到的控制像，Slab为未加选层梯度采集得到的标记像。
第二组数据根据公式(2)计算得到其余抵消回波信号(共300幅图像)：
其中，/>
为施加选层梯度在TEi处采集到的回波信号，/>
为未施加选层梯度在TEi处采集到的回波信号。
将上述抵消回波信号
以六个为一小组分别代入公式(3)计算得到R2′和ζ：
其中，S0为初始态信号；ζ为脑血容积分数；R2′和R2分别为MR信号衰减的可逆部分和不可逆部分的弛豫率常数；δω为脱氧血红蛋白的顺磁性引起的频率偏移。
具体计算过程为：将第一个和第三个抵消回波信号分别代入公式(3)中的第一式和第三式即可得到R2。接着将后四个抵消回波信号代入公式(3)中的第三式，采用线性最小二乘法拟合出R2′和自旋回波信号值。最后将实际采集得到的自旋回波信号与拟合得到的自旋回波信号值分别代入公式(3)中的第二式和第三式可得ζ。
之后将R2′和ζ代入公式(4)求得基于体素的OEF像(共50幅图像)：
其中，γ为旋磁比；Δχ0为全含氧血红蛋白与全脱氧血红蛋白的磁敏感系数差，其值为0.264ppm每单位Hct；Hct为血红细胞比容分数(其中组织Hct的典型值为0.357)；B0为主磁场强度。
最后将ASL和OEF代入公式(5)求得CMRO2的动态变化：
其中，ASLbase和OEFbase分别为三个休息块期间ASL和OEF的平均值，/>
图2为本发明的一个实施例的右手握拳运动任务下得到的CBF和OEF激活图。该激活图分别以OEF和CBF的每个体素的时间序列为研究对象，采用与任务相关的一般线性模型分析并使用像素水平阈值为p＜0.001以及团簇水平阈值为p＜0.05的FWE校正定义显著激活区。从图2中可以看出OEF和CBF的激活区都集中在了左脑的运动区域。这与常用的fMRI相关研究结果保持一致，由此可见本发明所述实施例的方法是可行的。
图3为本发明的一个实施例的以OEF和CBF共同激活区为感兴趣区得到的OEF、CBF和CMRO2动态变化时序图，即δOEF、δCBF和δCMRO2的时序图。从图3中可以看出δOEF在运动过程(深色区域)中有明显的降低，且其变化百分比为-22％，该结果值与其他单独使用MASE测量得到的运动激活区δOEF的变化保持一致。与此相反，δCBF显著升高且其变化百分比为48％，δCMRO2的变化百分比为16％。这与气体校准后利用CBF和BOLD同步测量手动任务下的δCBF和δCMRO2的结果接近。由此，进一步说明本发明所述实施例实现了无需气体可对CMRO2变化进行动态测量。
综上，本发明提供了一种基于灌注成像的多个非对称性自旋回波-回波平面成像技术(Perfusion Multiecho Asymmetric Spin Echo，PMASE)的CMRO2测量方法，该技术以ASL和MASE序列相结合的形式实现了对CBF和OEF动态变化的同步测量，并有费克定律计算得到了CMRO2的动态变化。从根本上解决了因需要气体校准导致的操作复杂性和受益人群局限性，不仅节约了测量成本，还大大提高了受试者的舒适度，为脑健康和脑疾病的发展奠定了技术基础，为临床应用的开展提供了技术可能。
可以理解的是，本发明实施例中尽管在附图中以特定的顺序描述操作，但是不应将其理解为要求按照所示的特定顺序或是串行顺序来执行这些操作，或是要求执行全部所示的操作以得到期望的结果。在特定环境中，多任务和并行处理可能是有利的。
本发明实施例涉及的方法和装置能够利用标准编程技术来完成，利用基于规则的逻辑或者其他逻辑来实现各种方法步骤。还应当注意的是，此处以及权利要求书中使用的词语“装置”和“模块”意在包括使用一行或者多行软件代码的实现和/或硬件实现和/或用于接收输入的设备。
此处描述的任何步骤、操作或程序可以使用单独的或与其他设备组合的一个或多个硬件或软件模块来执行或实现。在一个实施方式中，软件模块使用包括包含计算机程序代码的计算机可读介质的计算机程序产品实现，其能够由计算机处理器执行用于执行任何或全部的所描述的步骤、操作或程序。
出于示例和描述的目的，已经给出了本发明实施的前述说明。前述说明并非是穷举性的也并非要将本发明限制到所公开的确切形式，根据上述教导还可能存在各种变形和修改，或者是可能从本发明的实践中得到各种变形和修改。选择和描述这些实施例是为了说明本发明的原理及其实际应用，以使得本领域的技术人员能够以适合于构思的特定用途来以各种实施方式和各种修改而利用本发明。
Claims (4)
1.一种动态测量脑氧代谢率CMRO2的方法，所述方法包括如下步骤：
步骤一：利用选层与非选层梯度交替标记的方式采集待测组织层中多个不同回波时间的MR信号；
步骤二：通过对所述选层与所述非选层的所述MR信号相加/减的方式分别得到脑氧摄取分数OEF和灌注加权像ASL；
步骤三：根据费克定律δCMRO2＝(1+δCBF)·(1+δOEF)-1，计算得到所述待测组织的所述脑氧代谢率CMRO2的动态变化；
在所述步骤二中，将所述采集得到多个不同回波时间的所述MR信号根据公式(1)计算得到灌注加权像ASL：ASL＝Scon-Slab公式(1)，其中Scon为加了选层梯度在TE0处采集得到的控制像，Slab为未加选层梯度在TE0处采集得到的标记像；
在所述步骤二中，将所述采集得到多个不同回波时间的所述MR信号根据公式(2)计算得到抵消回波信号：
i≠0公式(2)，其中，/>
为施加选层梯度在TEi处得到的回波信号，/>
为未施加选层梯度在TEi处得到的回波信号；
所述方法还包括：将多个抵消回波信号
代入公式(3)，利用线性最小二乘法进行曲线拟合得到R2′和ζ：
其中S0为初始态信号；ζ为脑血容积分数；R2′和R2分别为MR信号衰减的可逆部分和不可逆部分的弛豫率常数；δω为脱氧血红蛋白的顺磁性引起的频率偏移；TESE为自旋回波时间；t为时间；
所述方法还包括：将R2′和ζ代入公式(4)计算得到随时间变化的脑氧摄取分数OEF：
其中γ为旋磁比；Δχ0为完全含氧血红蛋白与完全脱氧血红蛋白的磁敏感系数差，其值为0.264ppm每单位Hct；Hct为血红细胞比容分数；B0为主磁场强度；R2′为MR信号衰减的可逆部分的弛豫率常数；ζ为脑血容积分数；
所述方法还包括：通过将灌注加权像ASL和脑氧摄取分数OEF代入公式(5)计算得到脑氧代谢的变化δCMRO2百分比：
2.如权利要求1所述的动态测量脑氧代谢率CMRO2的方法，其特征在于，所述方法还包括：在步骤二的计算所述灌注加权像ASL和所述脑氧摄取分数OEF之前，对采集得到的所述所有MR信号进行预处理，所述预处理包括去掉空扫数据，运动校正，图像配准和高斯平滑。
3.如权利要求1所述的动态测量脑氧代谢率CMRO2的方法，其特征在于，所述步骤一的所述利用选层与非选层梯度交替标记的方式包括如下步骤：
①用一个180°反转标记脉冲与所述选层/非选层梯度相结合，激发包含所述待测组织层在内的多层或所有层的水信号；
②将所述多层或所有层的水信号的磁化矢量进行反转，在反转恢复时间TI处施加90°选择性水激发脉冲将所述待测组织层的所述磁化矢量激发到横平面；
③在回波时间TE0处采集信号；
④接着在自旋回波时间TESE的一半处施加一个180°回聚脉冲，使得失相的磁化矢量开始重聚；
⑤最后利用包括所述自旋回波时间TESE在内的多个不同回波时间抵消的自旋回波，采集得到多个不同回波时间的MR衰减信号。
4.如权利要求3所述的动态测量脑氧代谢率CMRO2的方法，其特征在于，在④中的所述抵消的自旋回波包括至少一对相对于所述自旋回波对称的抵消回波以及在所述自旋回波后的至少四个抵消回波。
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