CN112154344A - 利用磁化的反转状态的评估的动脉自旋标记 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于生成MR图像的MRI系统(100)。MR信号获取单元(101)被构造成生成对对象(103)内的血液的磁化进行定向的主磁场以及第一反转/非反转RF脉冲，使得生成具有反转/非反转磁化的血团的预定序列。可以获取由第一反转/非反转RF脉冲对磁化的影响而引起的第一反转/非反转MR信号。可以由图像生成单元(106)基于成像MR信号和预定序列来生成MR图像，所述成像MR信号是在反转血团和非反转血团的序列已经从第一区域流到待成像部位(102)之后获取的。评估单元(108)被构造成基于第一反转和/或非反转MR信号来评估第一区域中的磁化的反转。在一个实施方式中，执行伪连续式动脉自旋标记(pCASL)MRI实验的标记效率。

Description

利用磁化的反转状态的评估的动脉自旋标记
技术领域
本发明涉及磁共振成像(MRI)系统、方法和计算机程序。
背景技术
在临床诊断或生物医学研究中，血液动力学参数如血容量、渗透性和血流(灌注(perfusion))的确定与获取关于组织和器官的状态和功能的信息密切相关。对于许多应用，最重要的参数之一是血液在感兴趣组织中的灌注。
在医学成像中，使用不同的方法来确定该参数。例如，为了测量感兴趣组织内的血流，可以将造影剂注射到患者的血液系统中，并且可以在不同的时间点处获取感兴趣组织的若干图像。根据显示造影剂在不同时间点在组织中的分布的所获取的图像，可以确定血液的灌注、动力学和动理学。
代替注射造影剂例如钆，可以使用非侵入性造影技术，在非侵入性造影技术中，使用内源性造影剂如患者的血液。允许对感兴趣组织中的血流的时间分辨测量的这些非侵入性技术之一是动脉自旋标记(ASL，arterial spin labeling)。ASL具有不需要在动脉或静脉中注射任何造影剂的优势，而几乎所有其他测量区域灌注的方法都需要在动脉或静脉中注射造影剂。ASL的基本思想是通过在成像区域上游反转流入的血水自旋的磁化来标记流入的血水自旋。为了可靠地消除成像区域内的静态自旋的磁共振信号，形成其中流入的自旋的磁化不被反转的控制实验。然后通过减法产生标记的血水信号。
通常，ASL准备和图像读出可以分开。因此，改进ASL准备的已知方法通常可以与任何现有的读出技术一起使用，其中，ASL准备方案可以分为两组。第一组是脉冲式ASL(PASL)，在脉冲式ASL中，在短时间量(通常为10ms)内并且在大区域(例如5cm至10cm的厚层(thick slab))中标记血液。第二组在小区域中但在长时间段(高达数秒)内标记血液。这称为连续式ASL(CASL)。第一种CASL方法使用连续的射频脉冲(RF脉冲)，在存在适当的磁场梯度的情况下，它将执行流动自旋的所谓的流动驱动的绝热反转。连续施加RF功率对MR系统有很大的要求，这限制了该方法的稳定性和可用性。伪CASL方法(pCASL)是对这种经典CASL准备的改进，在伪CASL方法中，将连续施加的RF分成若干短RF脉冲，若干短RF脉冲可以被称为标记RF脉冲并用间隙分开，间隙可以被称为RF间间隙。典型的数字是RF标记脉冲的持续时间为500μs且间隙为500μs，以产生每ms 1个的RF重复率。
包括pCASL的CASL技术的主要缺点是，流动驱动的绝热反转过程对例如局部磁场的不均匀性敏感。这可以导致以下结果：并非在血管中流动的血液的完整磁化可以被反转，而是其一部分可以被反转。反转的血液的比例称为反转效率，并且当涉及流量定量时是非常重要的参数。不同血管中的反转效率的变化将导致大脑的不同区域(即对应血管区域)中的灌注估计错误，这可能对测量的诊断解释有重大影响。因此，了解基于个体的标记效率即反转效率是重要的。
可以通过执行将磁化的反转量与完全驰豫的磁化(其可以称为M0)进行比较的实验来测量反转效率。ASL中的标记实验与控制实验之间的差异除以M0的2倍以产生标记效率。这已在某些出版物中得到了证明，例如在S.Aslan等人的文章“Estimation oflabeling efficiency in pseudocontinuous arterial spin labeling”，MagneticResonance in Medicine，63(3)，第765至771页(2010)中得到了证明，通过引用将其并入本文，并且这与显示出良好一致性的模拟进行比较。
然而，这些实验是除了常规ASL测量之外另外进行的，因此会增加扫描时间。因此，并非定期地测量每个对象中的标记效率。为了减少局部磁场不均匀性的影响，采取附加动作如匀场(shimming)，以至少校正线性场变化，但这会花费额外的时间并且容易出错，因为它不能自动工作。所有这些都是pCASL的可靠性和稳健性的障碍。
发明内容
本发明的目的是提供使得能够非常快速地评估磁化的反转的MRI系统、方法和计算机程序。
在本发明的第一方面，提供了一种用于生成对象的部位的MR图像的MRI系统，其中，该MRI系统包括：
-MR信号获取单元，其被构造成用于获取对象的MR信号，其中，MR信号获取单元被构造成：
-生成对对象内的血液的磁化进行定向的主磁场，
-在a)反转状态和b)非反转状态下操作，在反转状态下，生成用于反转第一区域中的磁化的第一反转RF脉冲，该第一区域相对于血液流动在待成像部位的上游，在非反转状态下，生成用于不反转第一区域中的磁化的第一非反转RF脉冲，其中，生成第一反转RF脉冲和第一非反转RF脉冲，使得生成分别具有反转磁化和非反转磁化的反转血团(blood boli)和非反转血团的预定序列，所述预定序列从第一区域流向待成像部位，其中，获取由第一反转射频脉冲对磁化的影响而引起的第一反转磁共振信号，以及/或者获取由第一非反转射频脉冲对磁化的影响而引起的第一非反转磁共振信号，以及
-在反转血团和非反转血团的序列已经从第一区域流到待成像部位之后，在待成像部位处获取成像MR信号，
-图像生成单元，其被构造成用于基于所获取的成像MR信号和预定序列来生成待成像部位的MR图像，以及
-评估单元，其被构造成用于通过基于所获取的第一反转MR信号和/或所获取的第一非反转MR信号评估第一区域中的磁化的反转来生成评估结果。
MRI系统优选地适于执行pCASL MRI，其中，第一反转RF脉冲是pCASL中用于反转第一区域中的磁化的标记脉冲，该第一区域也可以被视为标记区域。pCASL中的标记脉冲用于反转流动的氢自旋的磁化。同时，这些标记脉冲也可以看作是激励脉冲，从而产生横向磁化，该横向磁化可以被测量，即该横向磁化产生第一反转MR信号。相邻的第一非反转RF脉冲优选地相位偏移180度，使得它们基本上不反转磁化。然而，这些第一非反转RF脉冲也可以看作是产生横向磁化的激励脉冲，该横向磁化可以被测量，即该横向磁化产生第一非反转信号。这些磁化可以用于评估反转的质量。评估的结果优选地是反转效率，即标记效率。
因此，对第一MR信号的检测优选地使得能够测量在标记和未标记时pCASL序列中的纵向磁化。因此，可以以高的时间分辨率估计标记效率，并且如果需要，可以在空间上分辨标记效率，以使得能够估计例如各个血管中的标记效率。该测量不会增加pCASL实验的扫描时间，并且以其最简单的形式不会增加任何其他东西，而是增加信号读出。
第一反转RF脉冲修改纵向磁化，其中，纵向轴线由生成的主磁场限定。通过第一反转RF脉冲进行的第一区域中的磁化的反转还产生横向磁化，该横向磁化与施加每个反转RF脉冲紧之前的原始纵向磁化成比例，其中，比例因子为sin(αRF)。其自变量αRF表示第一反转RF脉冲中的每一个的倾角(也称为翻转角)。第一反转MR信号指示横向磁化，即，评估单元适于基于第一反转MR信号确定横向磁化，并且使用所确定的横向磁化确定原始纵向磁化，并因此确定最终将流入待成像部位中的标记的血液磁化的量。进入成像区域的体素的标记的血液磁化的量可以称为输入功能，在成像区域中可以存在待成像部位。因此，整个技术可以称为动脉自旋标记输入功能(ASLIF)。
第一非反转RF脉冲也修改纵向磁化，其中，纵向轴线由生成的主磁场限定。通过第一非反转RF脉冲进行的第一区域中的磁化的反转还产生横向磁化，该横向磁化与施加每个反转RF脉冲紧之前的原始纵向磁化成比例，其中，比例因子为sin(αRF)。从第一非反转RF脉冲到第一非反转RF脉冲，倾角αRF的符号改变，使得磁化来回翻转。这导致非反转信号，但是磁化取向的净变化为零。这与第一反转RF脉冲相反，第一反转RF脉冲总是沿同一方向翻转磁化，以反转磁化。
因此，MR信号获取单元优选地适于在标记时提供获取MR数据的pCASL MR序列。在pCASL中，这可以通过在pCASL MR序列的单标记脉冲之间，即在对应RF间间隔中包括信号读出来完成，该信号读出可以被称为模数转换(ADC)事件。
分别在第一反转射频脉冲反转第一区域中的磁化的时间段期间以及在第一非反转射频脉冲不反转第一区域中的磁化的时间段期间，获取第一反转磁共振信号和第一非反转磁共振信号。特别地，若干第一反转射频脉冲用于在第一区域中生成反转血团，其中，为了获取第一反转磁共振信号，信号读出在时间上位于两个第一反转射频脉冲之间。相应地，若干第一非反转射频脉冲用于在第一区域中生成非反转血团，其中，为了获取第一非反转磁共振信号，信号读出在时间上位于两个第一非反转射频脉冲之间。因此，如上面说明的，分别在第一反转射频脉冲的生成之间以及在第一非反转射频脉冲的生成之间执行第一反转磁共振信号的获取和第一非反转磁共振信号的获取。
优选地，用于生成反转血团的若干第一反转射频脉冲全部同相，其中，若干第一反转射频脉冲中的每一个使磁化稍微旋转，例如旋转约20度至30度，直到磁化已经被反转，并且因此已经生成期望的反转血团。在时间上在这些第一反转射频脉冲之间获取第一反转磁共振信号。此外，优选地，用于生成非反转血团的若干第一非反转射频脉冲具有交替相反的相位，即，相应的第一非反转射频脉冲相对于紧之前的第一非反转射频脉冲相移180度。每个第一非反转射频脉冲均使磁化稍微旋转，例如同样旋转约20度到30度，但是在时间上相邻的第一非反转射频脉冲由于它们相对于彼此的180度相移而使磁化在相反的旋转方向上旋转。因此，针对磁化的旋转，在时间上连续的第一非反转射频脉冲的效果彼此补偿，使得获得非反转血团。在时间上在这些第一非反转射频脉冲之间获取第一非反转磁共振信号。
第一反转磁共振信号和第一非反转磁共振信号源自第一区域，该第一区域也可以被称为标记区域，并且在该第一区域中通过使用第一反转射频脉冲和第一非反转射频脉冲生成具有反转磁化和非反转磁化的反转血团和非反转血团的预定序列。在第一区域中已经生成反转血团和非反转血团的预定序列之后，反转血团和非反转血团的预定序列流向对象的待成像部位，其中，在对象的该待成像部位处，获取成像磁共振信号，所述成像磁共振信号用于生成对象的待成像部位的磁共振图像。由于第一区域和对象的待成像部位是对象的不同区域，并且由于第一反转磁共振信号和第一非反转磁共振信号源自第一区域，因此第一反转磁共振信号和第一非反转磁共振信号并非源自对象的待成像部位。
因此，MRI系统可以适于使用具有附加信号读出或ADC事件的已知pCASL MR序列。在已知的pCASL序列中，在RF间间隔中应用梯度，所述梯度被设计为与相应标记脉冲的切片选择梯度一起在整个RF-RF时段内产生平均梯度。梯度脉冲的实际形式并不重要，只要积分使得平均净梯度被满足即可。因此，不仅可以沿着一个梯度方向，而且还可以沿着所有(通常是三个)方向，即例如沿着x方向、y方向和z方向，应用任何任意轨迹。在实施方式中，对于pCASL准备，即对于标记，大约每毫秒施加持续时间为500μs的切片选择性汉宁形RF脉冲，其中，该RF-RF间隔可以称为TRpCASL。关于已知的pCASL MR成像技术的更多详细信息，请参考W.Dai等人的文章“Continuous flow-driven inversion for arterial spin labelingusing pulsed radio frequency and gradient fields”，Magnetic Resonance inMedicine，60(6)，第1488到1497页(2008)，其通过引用并入本文。
应当注意，RF脉冲的生成、梯度的生成、用于初始对磁化进行定向的主磁场B0的生成等，即影响磁化的一切事物的生成都被视为由MR信号获取单元执行。MR信号获取单元包括若干已知的线圈以及用于生成RF脉冲、用于生成梯度、用于获取MR信号等的可能的其他磁性元件。
图像生成单元优选地适于进一步考虑评估结果来生成MR图像。这可以导致最终生成的MR图像的质量提高。
优选地，MR信号获取单元被配置成使得第一反转RF脉冲具有相同的相位，并且第一非反转RF脉冲的相位从非反转RF脉冲到非反转RF脉冲改变180度。本质上，这与通常用于MR成像的稳态自由进动(SSFP)序列相同并且如例如在B.A.Hargreaves的文章“Rapidgradient-echo imaging”，Journal of Magnetic Resonance Imaging，36(6)，第1300至1313页(2012)中所公开的，其通过引用并入本文。然而，在pCASL中，应用沿流动方向的净梯度，该流动方向可以被视为是z方向，并且也可能是提供初始磁化的MR系统的主磁场B0的方向，其中，净梯度是可靠地反转流动自旋所需要的。该残留梯度磁矩使回波串成为具有部分退相的不平衡SSFP。关于该方面的更多详细信息在A.Datta等人的文章“Mitigation ofnear-band balanced steady-state free precession through-plane flow artifactsusing partial dephasing”，Magnetic Resonance in Medicine(2017)中公开，其通过引用并入本文。
此外，优选地，MR信号获取单元被构造成通过生成用于影响第二区域中的磁化的第二RF脉冲并通过获取由第二RF脉冲对磁化的影响而引起的第二MR信号，来获取指示第二区域中的磁化的第二MR信号，该第二区域相对于对象中的血液流动在第一区域的下游，其中，评估单元被构造成基于第一MR信号和第二MR信号生成评估结果。因此，在变型中，可以使用附加脉冲来探测在标记位置的稍微更下游的纵向磁化，其中，该附加脉冲可以被称为ASLIF脉冲。为了区分源自不同的第一区域和第二区域的第一MR信号和第二MR信号，第一RF脉冲和第二RF脉冲具有不同的频率，并且在第一位置和第二位置处磁场不同，即，第一RF脉冲和第二RF脉冲的频率分别对应于由相应的磁场强度限定的在第一位置和第二位置处的拉莫尔频率。第一RF脉冲和第二RF脉冲也可以被视为组合RF脉冲，该组合RF脉冲由于不同频率而具有拍频(beat)，即，组合RF脉冲是拍频脉冲。通过使用第二RF脉冲(其可以被称为ASLIF脉冲)进行的探测提高了结果(即反转磁化的质量的评估)的灵敏性和可解释性。允许更受控的激励的该下游的附加RF脉冲不会改变定时。
优选地，MR信号获取单元被构造成使得第一区域与第二区域之间的距离导致每重复时间(TR)第一MR信号的90度的附加相移。当使用附加ASLIF脉冲时，即，当使用用于影响第二区域中的磁化的第二RF脉冲时，例如，由于针对控制状态和标记状态的不同切片轮廓，来自ASL脉冲即来自第一RF脉冲的信号污染(contamination)可能引起问题。可以通过在导致每TR 90度的附加相移的距离处施加两个脉冲来实现ASL脉冲和ASLIF脉冲的分离，其中，该相移优选地由上述平均净梯度引起。
此外，优选地，MR信号获取单元被构造成使得第二RF脉冲具有相同的相位，或者在时间上相邻的第二RF脉冲具有180度的相移。这导致：不管标记条件或控制条件如何，每隔一个TR，ASL脉冲即第一RF脉冲的相位相反并且因此第一MR信号的相位相反，以及ASLIF脉冲即第二RF脉冲的相位对准并且因此第二MR信号的相位对准。
此外，评估单元优选地适于：将来自每隔一个TR时段的第一反转MR信号和第二MR信号相加，从而生成反转组合信号；将来自每隔一个TR时段的第一非反转MR信号和第二MR信号相加，从而生成非反转组合信号；以及基于这些组合信号生成评估结果。相加过程消除了由ASL脉冲引起的信号，并增加了ASLIF脉冲的信号。因此，使用ASL影响被消除的组合信号可以导致改善对反转质量的评估。
在优选的实施方式中，评估单元被配置成：a)提供反转模型，所述反转模型用于将相应反转组合信号建模为由对象的组织引起的组织MR信号与由反转磁化引起的反转血液MR信号的组合，其中，血液MR信号依赖于反转效率与最大可能反转磁化的乘积，最大可能反转磁化依赖于所生成的对非反转磁化进行定向的磁场，b)提供非反转模型，所述非反转模型用于将相应非反转组合信号建模为由对象的组织引起的组织MR信号与由非反转磁化引起的非反转血液MR信号的组合，其中，非反转血液MR信号依赖于最大可能非反转磁化，最大可能非反转磁化依赖于所生成的对非反转磁化进行定向的磁场，c)确定反转效率，使得：i)非反转组合信号和反转组合信号与ii)从反转模型和非反转模型获得的对应建模信号之间的偏差减小，特别是最小化。这使得能够非常精确地确定反转效率。此外，这可以动态地以高时间分辨率完成。在实施方式中，评估单元被配置成迭代地确定反转效率。
为了确定反转效率，评估单元可以适于使用以下模型：该模型分别至少基于利用第一反转射频脉冲和/或第一非反转射频脉冲的激励对第一反转磁共振信号的获取和/或第一非反转磁共振信号的获取进行建模，其中，该模型依赖于反转效率，即该模型具有反转效率作为拟合参数。在这种情况下，可以通过将模型分别至少拟合到所获取的第一反转磁共振信号和/或第一非反转磁共振信号来确定反转效率。可以迭代地执行将模型拟合到所获取的信号，其中，对于迭代拟合过程，例如可以使用Marquardt-Levenberg方法或梯度下降(Gradient Descent)方法。然而，也可以采用其他迭代拟合方法。在实施方式中，使用在先前段落中描述的模型。
在实施方式中，MR信号获取单元被构造成使用空间编码梯度以增加获取第一MR信号的空间分辨率。因此，为了不仅在一个方向(例如z方向)上而且还在其他方向(例如x方向和y方向)上在空间上分辨评估，可以应用空间编码。通过在两个或三个方向上提供空间编码，可以分开各个血管，即可以针对各个血管执行评估。
MR信号获取单元可以适于在第一RF脉冲之间和第二RF脉冲(如果存在)之间使用任意形状的梯度，其中，仍然可以可靠地确定反转质量，即在“RF间间隙”期间，可以对梯度进行任意成形，特别是为了提高信号读出的空间分辨率。在实施方式中，MR信号获取单元被构造成使用流动补偿(flow-compensation)或流动编码来获取第一MR信号。这可以导致减少脉动伪影(pulsation artifact)，并且从而提高信号读出的空间分辨率。
在实施方式中，评估单元被配置成将评估结果提供给MR信号获取单元，该MR信号获取单元适于修改MR信号的获取，使得反转磁化的质量被提高。因此，可以通过使用来自评估单元的反馈来改善反转质量，即标记效率。
MR信号获取单元可以被配置成使用相邻的第一RF脉冲之间的完整间隙来获取第一反转MR信号和第一非反转MR信号。因此，完整的“RF间”时间可以用于获取信号数据(ADC事件)。
在实施方式中，MR信号获取单元被构造成通过生成用于影响第三区域中的磁化的第三RF脉冲并通过获取由第三RF脉冲对磁化的影响而引起的MR信号，来获取指示第三区域中的磁化的第三MR信号，该第三区域相对于对象中的血液流动在第一区域的上游，其中，评估单元被构造成基于所获取的第一MR信号、第二MR信号和第三MR信号来生成评估结果。
在本发明的另一方面，提出了一种用于生成对象的部位的MR图像的MR成像方法，其中，该MR成像方法包括：
-通过使用MR信号获取单元生成对对象体内的血液的磁化进行定向的主磁场，
-使MR信号获取单元在a)反转状态和b)非反转状态下操作，在反转状态下，生成用于反转第一区域中的磁化的第一反转RF脉冲，该第一区域相对于血液流动在待成像部位的上游，在非反转状态下，生成用于不反转第一区域中的磁化的第一非反转RF脉冲，其中，生成第一反转RF脉冲和第一非反转RF脉冲，使得生成分别具有反转磁化和非反转磁化的反转血团和非反转血团的预定序列，所述预定序列从第一区域流向待成像部位，其中，获取由第一反转射频脉冲对磁化的影响而引起的第一反转磁共振信号，以及/或者获取由第一非反转射频脉冲对磁化的影响而引起的第一非反转磁共振信号，
-通过评估单元基于所获取的第一反转MR信号和/或所获取的非反转MR信号评估第一区域中的磁化的反转来生成评估结果，
-通过MR信号获取单元，在反转血团和非反转血团的序列已经从第一区域流到待成像部位之后，在待成像部位处获取成像MR信号，
-通过图像生成单元，基于所获取的成像MR信号和预定序列来生成待成像部位的MR图像。
在本发明的另一方面，提出了一种计算机程序，其中，计算机程序包括程序代码装置，程序代码装置用于：在计算机程序在控制根据权利要求1限定的MR成像系统的计算机上运行时，使所述MRI系统执行根据权利要求16限定的MR成像方法的步骤。
应当理解的是，根据权利要求1所述的MRI系统、根据权利要求16所述的MRI方法和根据权利要求17所述的计算机程序具有与从属权利要求中限定的优选实施方式类似的和/或相同的优选实施方式。
应当理解的是，本发明的优选实施方式也可以是从属权利要求与相应独立权利要求的任何组合。
附图说明
图1示意性地并且示例性地示出了用于生成对象的MR图像的MRI系统的实施方式，
图2示例性地示出了常规pCASL序列，
图3示例性地示出了AIF pCASL序列，
图4示例性地示出了具有附加ASLIF脉冲的AIF pCASL序列，
图5示例性地示出了具有附加ASLIF脉冲的AIF pCASL序列的三维变型，
图6示例性地示出了流动补偿的AIF pCASL序列，
图7示出了示例性地示出针对标记状态的ASL脉冲的相位的相位图，
图8示出了示例性地示出具有交替符号的ASLIF脉冲的相位的相位图，
图9示出了示例性地示出具有恒定符号的ASLIF脉冲的相位的相位图，
图10示出了示例性地示出针对控制状态的ASL脉冲的相位的相位图，
图11示出了针对不同标记状态和控制状态的MR信号的测量的示例，
图12示出了针对不同标记状态和控制状态的MR信号的测量的另一示例，
图13示出了针对不同标记状态和控制状态的MR信号的测量的另一示例，
图14示出了标记血团和控制血团的不同序列以及对应的测量的MR信号，以及
图15示出了第一区域即pCASL切片的位置以及第二区域即ASLIF切片的位置。
具体实施方式
图1示意性且示例性地示出了用于生成患者103的一系列MR图像的MRI系统100的实施方式。MRI系统100包括用于获取对象103的MR信号的MR信号获取单元101，其中，MR信号获取单元101被构造成生成主磁场B0，该主磁场B0对对象103内的血液的磁化进行定向。MR信号获取单元101适于在a)反转状态下和b)非反转状态下操作，在反转状态下，生成用于反转相对于血液流动在待成像部位102的上游的第一区域中的磁化的第一反转RF脉冲，并获取由第一反转RF脉冲对磁化的影响而引起的第一反转MR信号，在非反转状态下，生成用于不反转第一区域中的磁化的第一非反转RF脉冲，并获取第一非反转MR信号。第一RF脉冲的生成产生分别具有反转磁化和非反转磁化的反转血团和非反转血团的预定序列，所述预定序列从第一区域流向待成像部位102。MR信号获取单元101还被配置成在反转血团和非反转血团的序列已经从第一区域流到待成像部位102之后，在待成像部位102处获取成像MR信号。
为了生成可以被视为标记血团和控制血团的反转血团和非反转血团的序列，可以使用已知技术。例如，可以使用以下出版物中公开的技术，其通过引用并入本文：J.A.Detre等人的“Perfusion Imaging”，Magnetic Resonance in Medicine，第23卷，第37至45页(1992)；D.S.Williams等人的“Magnetic resonance imaging of perfusion using spininversion of arterial water”，Proceedings of the National Academy of Sciences，美国，第89卷，第212至216页(1992)；W.Dai等人的“Continuous flow-driven inversionfor arterial spin labeling using pulsed radio frequency and gradient fields”，Magnetic Resonance in Medicine，第60卷，第6期，第1488至1497页(2008)；以及美国专利8,260,396。
MRI系统100包括控制和处理设备104，控制和处理设备104包括用于控制MR信号获取单元101使得血团被生成的控制单元105。控制单元105也可以被视为MR信号获取单元101的一部分。处理设备104从输入设备110例如计算机键盘、计算机鼠标或触摸板等接收输入，并向输出设备111例如用于显示MR图像的显示器产生输出。
MRI系统还包括图像生成单元106，图像生成单元106被构造成用于基于所获取的成像MR信号和预定序列来生成待成像部位102的MR图像。特别地，图像生成单元106适于针对标记血团和控制血团的每个序列生成相应的MR图像，并组合所生成的MR图像。例如，图像生成单元106可以适于通过组合已经生成的MR图像中的至少两个来生成组合图像，其中，组合图像指示血团的组合序列，该组合序列指示与至少两个MR图像对应的血团的序列的组合。图像生成单元106优选地适于通过将若干图像彼此相加以及/或者相减来生成组合图像。例如，在已经生成第一MR图像和第二MR图像之后，可以将这两个MR图像彼此相减，以生成组合图像。如果应当组合第一MR图像、第二MR图像、第三MR图像和第四MR图像，则可以例如将第一MR图像和第二MR图像彼此相加并且然后从产生的总和图像减去第三MR图像和第四MR图像。MR图像的血团序列被相应地组合，即，例如，如果第一MR图像和第二MR图像彼此相减，则生成的血团序列也彼此相减。关于该众所周知的组合图像的生成的更多详细信息，请参考M.Günther的文章“Highly efficient accelerated acquisition of perfusioninflow series by cycled arterial spin labeling”，Proceedings of the 16thannual meeting of the International Society for Magnetic Resonance inMedicine，柏林，德国，第380页(2007)以及WO 2007/03582 A2，其通过引用并入本文。
MRI系统100还包括评估单元108，评估单元108被构造成用于通过基于所获取的第一反转MR信号和第一非反转MR信号评估第一区域中的磁化的反转来生成评估结果。在该实施方式中，评估单元108被构造成确定反转效率作为评估结果，该反转效率也可以被称为标记效率，其中，反转效率指示在血流流动方向上在第一区域后方的反转磁化与非反转磁化的比率。
MRI系统100适于执行pCASL MRI，其中，第一反转RF脉冲是pCASL中用于反转第一区域中的磁化的标记脉冲，该第一区域也可以被视为标记区域。pCASL中的标记脉冲用于反转流动的氢自旋的磁化。同时，这些标记脉冲也可以被看作是激励脉冲，从而产生横向磁化，该横向磁化可以被测量，即该横向磁化产生第一MR信号。该磁化可以用于评估反转的质量。评估的结果是反转效率，即标记效率。
因此，对第一MR信号的检测使得能够测量在标记时，即，在施加第一反转RF脉冲和第一非反转RF脉冲时，pCASL序列中的纵向磁化。因此，可以以高的时间分辨率估计标记效率，并且如果需要，可以在空间上分辨标记效率，以使得能够估计例如各个血管中的标记效率。
MR信号获取单元101适于在标记时提供获取MR数据的pCASL MR序列。这通过在pCASL MR序列的单标记脉冲之间，即在对应RF间间隔中包括信号读出即ADC事件来完成。因此，MRI系统适于使用具有附加信号读出或ADC事件的已知pCASLMR序列。在所使用的已知的pCASL序列中，在RF间间隔中应用梯度，所述梯度被设计为与相应标记脉冲的切片选择梯度一起在整个RF-RF时段内产生平均净梯度(net gradient)。梯度脉冲的实际形式并不重要，只要积分使得平均净梯度被满足即可。因此，不仅可以沿着一个梯度方向，而且还可以沿着所有(通常是三个)方向，即例如沿着x方向、y方向和z方向，应用任何任意轨迹。在该实施方式中，对于pCASL准备，即对于标记，大约每毫秒施加持续时间为500μs的切片选择性汉宁形RF脉冲，其中，该RF-RF间隔可以称为TRpCASL。
图像生成单元106适于进一步考虑评估结果来生成MR图像。
MR系统优选地适于执行pCASL MR成像。磁场的生成优选地包括pCASL中用于反转第一区域中的磁化的标记脉冲的生成，使得第一区域也可以被视为标记区域。pCASL中的标记脉冲用于反转(或在控制阶段不反转)流动的氢自旋的磁化。同时，这些标记脉冲也可以被看作是激励脉冲，从而产生横向磁化，该横向磁化可以被测量，即该横向磁化产生第一MR信号。该磁化可以用于评估反转的质量。评估的结果优选地是反转效率(即标记效率)或者其度量。这使得能够监控反转过程，并使得能够进行潜在校正。
遵循ASL团体共识的推荐(D.Alsop等人：Recommended Implementation ofArterial Spin Labeled Perfusion MRI for Clinical Applications:A consensus ofthe ISMRM Perfusion Study Group and the European Consortium for ASL inDementia.Magn Reson Med.2015年日本；73(1):102-116),可以使用脑血流量(CBF)的以下公式，针对pCASL计算每个体素(voxel)中的灌注：
Figure BDA0002760706520000131
此处，λ是单位为ml/g的脑/血分配系数，SIcontrol和SIlabel分别是控制图像和标记图像中的时间平均信号强度，T1,blood是以秒为单位的血液的纵向驰豫(relaxation)时间，α是标记效率，SIPD是质子密度加权图像的信号强度，并且T是标记持续时间。标记后延迟时间PLD是标记结束与图像获取之间经过的时间。系数6000将单位从ml/g/s转换为ml/(100g)/min，其在生理学文献中是很常见的。因此，通过知道标记效率，可以确定每个体素中的灌注，并且因此可以生成具有改善的质量的灌注图像。
因此，标记效率α与CBF的量化有关。
因此，对第一MR信号的检测优选地使得能够测量在标记时pCASL序列中的纵向磁化。因此，可以以高的时间分辨率估计标记效率，并且如果需要，可以在空间上分辨标记效率，以使得能够估计例如各个血管中的标记效率。该测量不会增加pCASL实验的扫描时间，并且以其最简单的形式不会增加任何其他东西，而是增加信号读出。这种技术可以称为动脉自旋标记输入功能(ASLIF)。
MR信号获取单元101被配置成使得第一反转RF脉冲具有相同的相位，并且第一非反转RF脉冲的相位从非反转RF脉冲到非反转RF脉冲改变180度。本质上，这与通常用于MR成像的SSFP序列相同。在由于其信噪比高而经常使用的平衡SSFP中，一个RF周期(两个RF脉冲之间的时段)内的所有梯度均为零(即x梯度、y梯度和z梯度上的每个积分均为零)。然而，在pCASL中，应用沿流动方向的净梯度，该流动方向可以被视为是z方向，也可能是提供初始磁化的MR系统的主磁场B0的方向，并且净梯度是可靠地反转流动自旋所需要的。该残留梯度磁矩(moment)使回波串成为不平衡的SSFP(z梯度上的积分不为零)，这导致沿z的磁化的部分退相(dephase)。关于该方面的更多详细信息在上述Magnetic Resonance in Medicine(2017)的A.Datta等人的文章中公开。由于z方向优选地对读出方向进行重采样，因此这使得成像有挑战。
在图2中示出了已知的MR pCASL序列，其中，在该附图中，附图标记20指示用于反转第一区域中的磁化的第一反转RF脉冲，其中，所有第一反转RF脉冲均具有相同的相位，并且附图标记21、22指示z方向上的梯度。附图标记21表示切片选择梯度，用于将第一反转RF脉冲20的作用限制于第一区域，即“标记切片”。通过应用梯度21，沿z方向的磁化被退相，其中，由附图标记22表示的梯度在一定程度上使沿z方向的磁化重定相(rephase)，同时保留一定量的退相。该退相的量对应于以下梯度：该梯度在RF周期持续时间TRpCASL期间将一直存在，并且也可以被称为“平均净梯度Gave”。换句话说，这意味着在第一阶，由附图标记21和22表示的梯度的作用与平均净梯度的作用相同。平均净梯度产生附加磁场，该附加磁场依赖于沿z方向的位置。对于位于位置z＝z1处的横向磁化，该附加磁场因此每个RF周期产生相对于位置z＝z2处的磁化的以下相移Δρ：
Δρ＝γ·Gave·(Z2-Z1)·TRpCASL
其中，γ表示旋磁比。
在图3中，由方框23指示第一MR信号的检测，即ADC事件。因此，图3示出了MR AIFpCASL的最简单形式。如图3中可以看出，图2中所示的标准pCASL序列几乎保持不变，即在该示例中仅添加了信号读出23。换句话说，在最简单的情况下，可以仅在重定相梯度22期间添加ADC读出事件23。由于技术限制，ADC事件23的结束与下一RF脉冲20的开始之间需要285μs的最小时间。该基本方案使得能够以例如大约1ms的时间分辨率对标记的血液进行一维测量，即对反转第一区域中的磁化的质量进行一维评估。
MR信号获取单元101被构造成通过生成用于影响第二区域中的磁化的第二RF脉冲并通过获取由第二RF脉冲对磁化的影响而引起的第二MR信号，来获取指示第二区域中的磁化的第二MR信号，该第二区域相对于对象103中的血液流动在第一区域的下游，其中，评估单元108被构造成基于第一MR信号和第二MR信号生成评估结果。因此，采用附加脉冲以探测在标记位置的稍微更下游的纵向磁化，其中，该附加脉冲被称为ASLIF脉冲。为了区分源自不同的第一区域和第二区域的第一MR信号和第二MR信号，第一RF脉冲和第二RF脉冲具有不同的频率，并且在第一位置和第二位置处磁场不同，即，第一RF脉冲和第二RF脉冲的频率分别对应于由相应的磁场强度限定的在第一位置和第二位置处的拉莫尔频率。第一RF脉冲和第二RF脉冲是组合RF脉冲，该组合RF脉冲由于不同频率而具有拍频，即，该组合RF脉冲是如图4所示的对应序列中示意性地示出的拍频脉冲24。因此，添加附加读出脉冲，该附加读出脉冲激励在标记层的下游(即第一区域的下游)的层即第二区域，该附加读出脉冲可以被称为ASLIF脉冲，并且与第一ASL脉冲一起形成组合的拍频脉冲24。
MR信号获取单元101被构造成使得第一区域与第二区域之间的距离导致每TR第一MR信号的90度的附加相移。当使用附加ASLIF脉冲时，即，当使用用于影响第二区域中的磁化的第二RF脉冲时，例如，由于针对控制状态和标记状态不同的脉冲轮廓的边带，来自ASL脉冲即来自第一RF脉冲的信号污染可能引起问题。可以通过在导致每TR 90度的附加相移的距离处施加两个脉冲来实现ASL脉冲和ASLIF脉冲的分离，其中，该相移优选地由上述平均净梯度引起。
此外，MR信号获取单元101被构造成使得第二RF脉冲具有相同的相位，或者在时间上相邻的第二RF脉冲具有180度的相移。这导致：不管标记条件或控制条件如何，每隔一个TR，ASL脉冲即第一RF脉冲的相位相反并且因此第一MR信号的相位相反，以及ASLIF脉冲即第二RF脉冲的相位对准并且因此第二MR信号的相位对准。这在图7和图8中示出。
图7针对TR时段1、2、3、4……的序列示意性地示出了ASL脉冲即第一RF脉冲的相应相位并且因此示出了第一MR信号的相应相位。如从该图可以看出，在该示例中，沿顺时针方向从TR时段到TR时段相位改变90度。因此，每隔一个TR时段，第一MR信号具有180度的相位差。图7涉及标记状态，在标记状态下，对于所有TR时段，所有第一RF脉冲最初都具有相同的相位，其中，90度相移是由平均净梯度以及对应第一区域与第二区域之间的距离引起的。
由于不完美的切片轮廓(profile)，ASL脉冲直接影响第二区域处的磁化。主要问题起因于影响静态组织自旋而不是流动自旋的边带。因此，从第一区域流向第二区域的磁化不一定具有影响。本质上，由于平均净梯度，在第一区域处经历ASL脉冲的磁化的磁化的横向部分将在其到达第二区域之前被完全退相。
图8针对TR时段1、2、3、4……的序列示意性地示出了ASLIF脉冲即第二RF脉冲的相应相位并且因此示出了第二MR信号的相应相位。如从该图可以看出，从TR时段到TR时段，相位改变180度。因此，每隔一个TR时段，第二MR信号彼此对准。尽管在图8中，后续TR时段的ASLIF脉冲相差180度的相位，但是在另一实施方式中，它们也可以全部均具有如图9示意性示出的相同相位。
图10针对TR时段1、2、3、4……的序列示意性地示出了针对控制状态ASL脉冲即第一RF脉冲的相应相位并且因此示出了第一MR信号的相应相位，在控制状态下，后续ASL脉冲最初具有180度的相位差。由于从TR时段到TR时段的90度的附加相移，因此实际上，在该示例中，沿逆时针方向从TR时段到TR时段相位改变90度，该90度的附加相移是由平均净梯度以及第一区域与第二区域之间的相应选择的距离引起的。此外，在该控制状态下，每隔一个TR时段，第一MR信号因此相差180度。
评估单元108适于：将来自每隔一个TR时段的第一反转MR信号和第二MR信号相加，从而生成反转组合信号；将来自每隔一个TR时段的第一非反转MR信号和第二MR信号相加，从而生成非反转组合信号；以及基于这些组合信号生成评估结果。因此，相加过程消除了由ASL脉冲引起的信号，并增加了ASLIF脉冲的信号。然后，使用ASL影响被消除的组合信号可以导致改善对反转质量的评估。
RF脉冲不仅影响流动血水自旋，而且还会影响静态组织自旋。由于ASL脉冲在标记状态和控制状态下不同，因此组织自旋将针对标记状态和控制状态提供不同的信号。因此，减去标记数据和控制数据以消除静态组织自旋的主要思想(动脉自旋标记的主要思想)通常仅在远离标记区域处起作用。但是，通过消除ASL脉冲的影响，可以消除减去标记状态和控制状态之后静态自旋的残留信号。
通常，将来自每隔一个TR时段的信号减去(ASL)或相加(ASLIF)会由于一个脉冲而消除信号，并且由于另一脉冲而增加信号。在图7至图10中，在若干TR时段即TRpCASL时段的周期内，示出了ASL脉冲和ASLIF脉冲的相位演变。可以很好地看到，标记脉冲的相位以90度的增加顺时针旋转，而控制脉冲以-90度的增加逆时针旋转。在任何给定时间处，即对于任何TRpCASL时段，每隔一个TRpCASL，ASL脉冲的相位相反，而对于ASLIF脉冲，无论ASLIF脉冲是以恒定符号放出(+++++)还是以交替符号(+-+-+-+-)放出，相位始终是相同的。
MR系统100优选地被配置成使得信号读出与ASLIF脉冲对准。这意味着优选地也将ASLIF脉冲的当前相位添加到信号读出。因此，如果ASLIF脉冲的相位改变，则测量信号将不改变其相位。
评估单元108被配置成：a)提供反转模型，所述反转模型用于将相应反转组合信号建模为由对象103的组织引起的组织MR信号与由反转磁化引起的反转血液MR信号的组合，其中，血液MR信号依赖于反转效率与最大可能反转磁化的乘积，最大可能反转磁化依赖于所生成的对非反转磁化进行定向的磁场，b)提供非反转模型，所述非反转模型用于将相应非反转组合信号建模为由对象的组织引起的组织MR信号与由非反转磁化引起的非反转血液MR信号的组合，其中，非反转血液MR信号依赖于最大可能非反转磁化，最大可能非反转磁化依赖于所生成的对非反转磁化进行定向的磁场，c)确定反转效率，使得：i)非反转组合信号和反转组合信号与ii)从反转模型和非反转模型获得的对应建模信号之间的偏差减小，特别是最小化。这使得能够非常精确地确定反转效率，即标记效率。此外，这可以动态地并且迭代地以高时间分辨率完成。
在实施方式中，标记效率被计算为
α＝(SIcontrol-SIlaber)/(2·SIcontrol)
其中，SIcontrol和SIlabel分别是非反转组合信号和反转组合信号，并且假定SIcontrol代表热平衡中的纵向磁化，即ASL脉冲对血液磁化没有影响。
替选地，可以通过将由ASL脉冲即第一反转MR信号产生的切片轮廓与标记效率已知的模拟切片轮廓进行比较来估计标记效率。可以执行对包括流动的布洛赫方程(Bloch方程)的模拟，以模拟所述ASL脉冲，即第一反转RF脉冲对局部磁化的影响。如果存在局部磁场梯度，则ASL脉冲的切片轮廓将改变其形式，局部磁场梯度使局部磁场失真，从而导致局部拉莫尔频率偏移(偏共振)。通过针对一系列不同的偏共振频率模拟流动自旋的反转过程并将模拟的切片轮廓与测量的切片轮廓进行比较，可以针对测量的切片轮廓估计反转效率(该反转效率可以容易地从模拟中提取)。
可以通过省去脉冲，即，例如仅每隔一个时段或更少地获取脉冲，来降低比吸收率(SAR)。这对于避免或消除受激回波也很有用。附加ASLIF脉冲还意味着必须施加附加RF能量。该RF能量的大部分将沉积在人体中。这由SAR指示，对其应用严格的法律限制。为了避免SAR的过高增加，可以减少ASLIF脉冲的数量，例如仅每隔两个TR周期放出ASLIF脉冲。在实施方式中，不仅在直接跟随的读出处测量ASLIF脉冲的信号，而且还可以在原始ASLIF脉冲激励之后的第二读出和第三读出中测量ASLIF脉冲的信号。然而，由于平均净梯度，对于第二读出时段，信号将在读出时段内偏移附加梯度磁矩Gave·TRpCASL，并且对于第三读出时段，信号将在读出时段内偏移附加梯度磁矩2Gave·TRpCASL。这些回波将交叠并产生一些成像伪影，但相当快速地达到稳定状态。通过省去激励脉冲，可以避免不同回波的这种交叠。这同样适用于所谓的受激回波，受激回波是由经历多于一个ASLIF脉冲的磁化产生的。这可能导致磁化的重新聚焦和读出信号中的附加回波。在此也相当快速地达到了稳定状态。
不一定需要减去在标记状态和控制状态下获取的数据以提取关于标记过程的相关信息。单独分析在每个标记状态和控制状态下获取的数据将使得能够提取一些关于反转或控制的有效性的信息。这可以通过如上所描述的分析ASL脉冲的切片轮廓的形状来完成，或者通过对ASLIF脉冲的信号进行建模，即通过对第二反转MR信号进行建模来完成。对于建模，可以假设三个分量构成测量信号：由静态组织磁化产生的信号、由流动的血液磁化产生的信号以及由于磁化传递而引起的信号损失。可以通过在关闭ASL脉冲(仅施加ASLIF脉冲)的情况下重复ASLIF实验来估计静态组织磁化。可以根据在控制状态下仅施加ASL脉冲即施加第一非反转RF脉冲的实验来估计由于磁化传递而引起的信号损失。纵向驰豫时间为T1的静态组织的各个组成部分的信号行为可以在最简单的情况下建模为简单的驰豫曲线：
M(t)＝M0·(1-exp(-t/T1))。
在实施方式中，MR信号获取单元101被构造成使用空间编码梯度以增加获取第一MR信号的空间分辨率。为了不仅在一个方向上即例如在z方向上而且还在其他方向上即例如在x方向和y方向上在空间上分辨评估，可以应用由如图5示出的序列所示的空间编码。通过在两个或三个方向上提供空间编码，可以分开各个血管，即可以针对各个血管执行评估。x方向和y方向上的空间编码的梯度30、31是众所周知的，并且例如在R.Mulkern的文章“In-plane spatial encoding in MRI and its central role in determining contrastand artifact with RF echo planar techniques”，Concepts in Magnetic Resonance，第4卷，第307至325页(1992)中公开，其通过引用并入本文。
可以将空间梯度的相加与平行成像结合，即，可以相应地修改MR信号获取单元和图像生成单元。在平行成像中，成像视场减小，使得图像的一些部分交叠。由于获取较少的空间信息，因此这节省了时间。使用各个线圈的局部变化的灵敏度曲线(在大脑中，通常16至32个线圈用于数据获取)，可以重构非交叠的图像。关于已知平行成像的更多详细信息，请参考A.Deshmane等人的文章“Parallel MR imaging”，ournal of Magnetic ResonanceImaging，36(1)，第55至72页(2012)，其通过引用并入本文。
此外，MR信号获取单元101可以被构造成使用流动补偿或流动编码来检测第一MR信号。图6示出了具有流动补偿的读出回波串的序列，即变体，其减少了脉动伪影。当原始pCASL序列的z梯度波形即图6中的元素21和22用于图像形成时，从元素21的中心开始当z梯度的积分为零时创建主信号。然而，这意味着仅z梯度波形的零阶为零，而不是一阶矩或更高阶矩为零。剩余的一阶矩意味着沿z以一定速度移动的磁化不会完全被重定相，而是根据其速度保持一定的相位偏移。由附图标记25和26表示的给定z梯度波形在读出时(几乎)使零阶矩和一阶矩为零，因此降低了依赖于速度的相移并且退相作用。关于该流动编码技术的更多详细信息，请参考M.Markl的文章“Velocity Encoding and Flow Imaging”，Markl-FlowImaging.pdf，ee-classes.usc.edu/ee591/library/Markl-FlowImaging.pdf(2005)，并且参考F.Peeters等人的文章“Interpretation of flow encoding andquantification in MRI:Time domain versus frequency domain”，Magnetic Resonancein Medicine，36(5)，第758至766页(1996)，其通过引用并入本文。
评估单元108还被配置成将评估结果提供给MR信号获取单元101，MR信号获取单元101适于修改MR信号的获取，使得反转磁化的质量被提高。因此，可以通过使用来自评估单元的反馈来改善反转质量，即标记效率。例如，可以调整Gave，或者可以将附加相位偏移添加至ASL脉冲和ASLIF脉冲。为了独立地修改ASL脉冲的附加相位偏移和ASLIF脉冲的附加相位偏移，同时仍保持如上所描述的固定的180°相位相干性，两个脉冲之一可以略微偏移，从而由于平均净梯度而产生略微不同的相位。
在实施方式中，ASLIF脉冲可以相对于ASL脉冲在时间上偏移。这使得能够对回波信号的位置进行附加控制。当z梯度的积分为零时，ASLIF脉冲和ASL脉冲的信号将最大。这是所谓的回波位置，即回波信号的位置。如果脉冲之一在时间上被偏移，则该脉冲的回波位置也将偏移。
优选地，TR时段即TRpCASL总是相同的。即使脉冲偏移，时段“ASL脉冲到下一个ASL脉冲”也与“ASLIF脉冲到下一个ASLIF脉冲”相同。
MR信号获取单元和评估单元还可以适于测量和校正偏共振，以避免在单个血管或所有血管中的低标记效率。可以应用线性校正梯度。通过利用如图5所描述的附加空间编码来测量标记效率，可以测量在空间上分辨的标记效率。如果其在空间上变化，则其可以通过使用附加校正梯度脉冲来校正。更多详细信息请参考D.D.Shin等人的文章“Pseudocontinuous Arterial Spin Labeling with Optimized Tagging Efficiency”，Magnetic Resonance in Medicine；68(4)，第1135至1144页(2012)，其通过引用并入本文。
MR信号获取单元101可以被配置成使用相邻的第一RF脉冲之间的完整间隙来获取第一反转MR信号和第一非反转MR信号。因此，完整的“RF间”时间可以用于获取信号数据(ADC事件)。依赖于梯度波形，这使得能够获取更多信息，从而改善信噪比以及空间保真度。
信号测量的示例在图11至图13中示出。这些图描绘了沿冠状动脉方向(x轴)具有六个相位编码步骤的ASLIF序列的结果。采用四相位哈达玛积(Hadamard)pCASL方案。为了抑制来自静态组织自旋的信号，从其他三个Hadamard获取中减去第一Hadamard相位(对所有血团采用控制相位)。曲线示出了健康对象左侧颈动脉内的信号，其很好地描绘了时间分辨率约为15毫秒的标记血团。尖峰(出于教学目的未删除)指示pCASL脉冲的消除由于标记/控制范式的更改而没有成功的点。
在图11至图13中，示出了在标记区域的下游即第一区域的下游用ASLIF脉冲测量的时间信号行为。在如由区域50、52、55、58(在该时间期间流动的磁化被反转，即标记状态)和区域51、54、59(流动的磁化没有被翻转，即控制状态)所指示的标记区域中施加流动磁化的不同调制。由于标记区域和ASLIF区域的空间距离，因此存在延迟，即指示的区域与信号上升之间的偏移。为了将静态组织信号与血液信号分离，从示出的血液未被反转即血液处于控制状态下的曲线中减去第一测量结果。区域53、56、60指示完全没有施加ASL脉冲的时段。
图14在左侧示出了用于标记的Hadamard编码矩阵以及在右侧示出了ASLIF切片处的得到的标记，即第二区域中的得到的标记，在此示例中，第二区域在标记层上方即在第一区域上方35mm。在编码矩阵中，黑色表示标记，灰色是控制，并且白色表示仅ASLIF读出。标记血团从标记部位行进至ASLIF成像切片所花费的时间被很好地可视化。
图14示出了与图11至图13完全相同的信息，但是以一次显示示出。在左侧显示叠加。Hadamard周期描述了所应用的不同调制模式。右侧将图11至图13示出的曲线示为强度图。
在实施方式中，MR信号获取单元101被构造成通过生成用于影响第三区域中的磁化的第三RF脉冲并通过获取由第三RF脉冲对磁化的影响而引起的MR信号，来获取指示第三区域中的磁化的第三MR信号，该第三区域相对于对象中的血液流动在第一区域的上游，其中，评估单元108被构造成基于所获取的第一MR信号、所获取的第二MR信号和所获取的第三MR信号来生成评估结果。该第三信号(或第二ASLIF信号)测量流入标记区域的磁化。通过比较流入标记区域的内容和离开标记区域的内容(使用原始ASLIF脉冲)，评估单元可以直接测量标记效率。
图15示出了标记即第一区域200以及ASLIF层即第二区域201的位置，ASLIF层位于pCASL切片上方即位于第一区域200上方35mm。沿时间轴平均的在空间上分辨的ASLIF序列的差异图像(在x方向上12个空间编码步骤，部分傅立叶为75％，重构为16个体素)示出很好地区分了各个血管。通过这种设置，可以以小于30ms的时间分辨率来获取流过ASLIF成像切片，即流过第二区域201的标记血液。
本领域的技术人员在根据附图、公开内容和从属权利要求的研究来实践要求保护的发明时可以理解和实现所公开的实施方式的其他变型。
在权利要求书中，词组“包括”不排除其他元素或步骤，并且不定冠词“一(a)”或者“一个(an)”不排除多个。
单个单元或设备可以实现权利要求中记载的若干项的功能。在相互不同的从属权利要求中记载某些措施的不争事实不指示这些措施的组合不能被有利地使用。
由一个或多个单元或设备执行的过程例如MR信号的获取、MR图像的生成、评估结果的生成等可以由任何其他数量的单元或设备执行。根据MRI方法的这些过程和/或MRI系统的控制可以被实现为计算机程序的程序代码装置和/或专用硬件。
计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上——例如，光存储介质或者与其他硬件一起提供或作为其他硬件一部分提供的固态介质，但也可以以其他形式例如经由互联网或者其他有线或者无线的电信系统分布。
权利要求中任何附图标记不应该被解释为限制范围。

Claims (17)

1.一种用于生成对象的部位的磁共振图像的磁共振成像系统，所述磁共振成像系统包括：
-磁共振信号获取单元(101)，其被构造成用于获取对象(103)的磁共振信号，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被构造成：
-生成对所述对象(103)内的血液的磁化进行定向的主磁场，
-在a)反转状态和b)非反转状态下操作，在所述反转状态下，生成用于反转第一区域(200)中的磁化的第一反转射频脉冲，所述第一区域(200)相对于血液流动在待成像部位(102)的上游，在所述非反转状态下，生成用于不反转所述第一区域(200)中的磁化的第一非反转射频脉冲，其中，生成所述第一反转射频脉冲和所述第一非反转射频脉冲，使得生成分别具有反转磁化和非反转磁化的反转血团和非反转血团的预定序列，所述预定序列从所述第一区域(200)流向所述待成像部位(102)，其中，获取由所述第一反转射频脉冲对所述磁化的影响而引起的第一反转磁共振信号，以及/或者获取由所述第一非反转射频脉冲对所述磁化的影响而引起的第一非反转磁共振信号，以及
-在反转血团和非反转血团的所述序列已经从所述第一区域(200)流到所述待成像部位(102)之后，在所述待成像部位(102)处获取成像磁共振信号，
-图像生成单元(106)，其被构造成用于基于所获取的成像磁共振信号和所述预定序列来生成所述待成像部位的磁共振图像，以及
-评估单元(108)，其被构造成用于通过基于所获取的第一反转磁共振信号和/或所获取的第一非反转磁共振信号评估所述第一区域中的磁化的反转来生成评估结果。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像系统，其中，所述图像生成单元(106)适于进一步考虑所述评估结果来生成所述磁共振图像。
3.根据权利要求1和2中任一项所述的磁共振成像系统，其中，所述评估单元(108)被构造成确定反转效率作为所述评估结果，其中，所述反转效率指示所述第一区域(200)中所述反转磁化与所述非反转磁化的比率。
4.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被配置成使得所述第一反转射频脉冲具有相同的相位，并且所述第一非反转射频脉冲的相位从非反转射频脉冲到非反转射频脉冲改变180度。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元被构造成通过生成用于影响第二区域(201)中的磁化的第二射频脉冲并通过获取由所述第二射频脉冲对所述磁化的影响而引起的第二磁共振信号，来获取指示所述第二区域(201)中的磁化的第二磁共振信号，所述第二区域(201)相对于所述对象(103)中的血液流动在所述第一区域(200)的下游，其中，所述评估单元被构造成基于所述第一磁共振信号和所述第二磁共振信号来生成所述评估结果。
6.根据权利要求5所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被构造成使得所述第一区域与所述第二区域之间的距离导致每重复时间(TR)所述第一磁共振信号的90度的附加相移。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元被构造成使得所述第二射频脉冲具有相同的相位，或者在时间上相邻的第二射频脉冲具有180度的相移。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像系统，其中，所述评估单元(108)适于：将来自每隔一个TR时段的所述第一反转磁共振信号和所述第二磁共振信号相加，从而生成反转组合信号；将来自每隔一个TR时段的所述第一非反转磁共振信号和所述第二磁共振信号相加，从而生成非反转组合信号；以及基于这些组合信号生成所述评估结果。
9.根据权利要求3和8所述的磁共振成像系统，其中，所述评估单元(108)被配置成：a)提供反转模型，所述反转模型用于将相应反转组合信号建模为由所述对象(103)的组织引起的组织磁共振信号与由反转磁化引起的反转血液磁共振信号的组合，其中，所述血液磁共振信号依赖于所述反转效率与最大可能反转磁化的乘积，所述最大可能反转磁化依赖于所生成的对所述非反转磁化进行定向的磁场，b)提供非反转模型，所述非反转模型用于将相应非反转组合信号建模为由所述对象的组织引起的所述组织磁共振信号与由非反转磁化引起的非反转血液磁共振信号的组合，其中，所述非反转血液磁共振信号依赖于最大可能非反转磁化，所述最大可能非反转磁化依赖于所生成的对所述非反转磁化进行定向的磁场，c)确定所述反转效率，使得：i)所述非反转组合信号和所述反转组合信号与ii)从所述反转模型和所述非反转模型获得的对应建模信号之间的偏差减小，特别是最小化。
10.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振成像系统，其中，所述评估单元(108)被配置成迭代地确定所述反转效率。
11.根据前述权利要求中的一项所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被构造成使用空间编码梯度以增加获取所述第一磁共振信号的空间分辨率。
12.根据前述权利要求中的一项所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被构造成使用流动补偿或流动编码来获取所述第一磁共振信号。
13.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振系统，其中，所述评估单元(108)被配置成将所述评估结果提供给所述磁共振信号获取单元(101)，所述磁共振信号获取单元(101)适于修改所述磁共振信号的获取，以使得提高反转所述磁化的质量。
14.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被配置成使用相邻的第一磁共振脉冲之间的完整间隙来获取所述第一反转磁共振信号和所述第一非反转磁共振信号。
15.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振信号获取单元(101)被构造成通过生成用于影响第三区域中的磁化的第三射频脉冲并通过获取由所述第三射频脉冲对所述磁化的影响而引起的磁共振信号，来获取指示所述第三区域中的磁化的第三磁共振信号，所述第三区域相对于所述对象中的血液流动在所述第一区域(200)的上游，其中，所述评估单元(108)被构造成基于所获取的第一磁共振信号、所获取的第二磁共振信号和所获取的第三磁共振信号来生成所述评估结果。
16.一种用于生成对象的部位的磁共振图像的磁共振成像方法，所述磁共振成像方法包括：
-通过使用磁共振信号获取单元(101)生成对所述对象(103)内的血液的磁化进行定向的主磁场，
-使所述磁共振信号获取单元(101)在a)反转状态和b)非反转状态下操作，在所述反转状态下，生成用于反转第一区域(200)中的磁化的第一反转射频脉冲，所述第一区域(200)相对于血液流动在待成像部位(102)的上游，在所述非反转状态下，生成用于不反转所述第一区域(200)中的磁化的第一非反转射频脉冲，其中，生成所述第一反转射频脉冲和所述第一非反转射频脉冲，使得生成分别具有反转磁化和非反转磁化的反转血团和非反转血团的预定序列，所述预定序列从所述第一区域(200)流向所述待成像部位(102)，其中，获取由所述第一反转射频脉冲对所述磁化的影响而引起的第一反转磁共振信号，以及/或者获取由所述第一非反转射频脉冲对所述磁化的影响而引起的第一非反转磁共振信号，
-通过评估单元(108)基于所获取的第一反转磁共振信号和/或所获取的第一非反转磁共振信号评估所述第一区域中的磁化的反转来生成评估结果，
-通过所述磁共振信号获取单元(101)，在反转血团和非反转血团的所述序列已经从所述第一区域(200)流到所述待成像部位(102)之后，在所述待成像部位(102)处获取成像磁共振信号，
-通过图像生成单元(106)基于所获取的成像磁共振信号和所述预定序列来生成所述待成像部位的磁共振图像。
17.一种包括程序代码装置的计算机程序，所述程序代码装置用于：在所述计算机程序在控制根据权利要求1所述的磁共振成像系统的计算机上运行时，使所述磁共振成像系统执行根据权利要求16所述的磁共振成像方法的步骤。
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