專利名稱：對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像的方法、計算機可讀介質(zhì)和系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本公開內(nèi)容涉及用于醫(yī)學(xué)成像的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)的示例性實施例，更具體地，涉及用于使用快速自旋回波進行縱向弛豫時間(T1)映射的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)的示例性實施例以及用于磁共振成像時的B1不靈敏高分辨率2D T1映射的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)。
背景技術(shù)：
已認識到，股骨髖臼撞擊癥(FAI)(股骨頭頸交界處和/或髖臼的結(jié)構(gòu)異常導(dǎo)致在髖活動的末端范圍內(nèi)的機械阻礙的疾病)可以導(dǎo)致髖的骨關(guān)節(jié)炎(OA)(例如，參見Ganz R，Parvizi JiBeck M，Leunig MiNotzli H,Siebenrock KA. Femoroacetabular impingement a cause for osteoarthritis of the hip. Clinical Orthopaedics & Related Research2003 ；417 :112-120 ;同樣參見 Wagner S，Hofstetter W, Chiquet M，Mainil-Varlet P，Stauffer E，Ganz R，Siebenrock KA. Early osteoarthritic changes of human femoralhead cartilage subsequent to femoro-acetabular impingement. Osteoarthritis &Cartilage 2003 ；11 (7) :508-518)。在FAI中，髖臼緣與股骨頸之間的異常接觸會導(dǎo)致軟骨和唇損傷，這在用外科手術(shù)沒有解決撞擊癥的基本病因的情況下會隨時間進化并且導(dǎo)致髖關(guān)節(jié)的 OA(例如，參見 Tanzer M, Noiseux N. Osseous abnormalities and earlyosteoarthritis the role of hip impingement. Clinical Orthopaedics & RelatedResearch2004 ；429 170-177)。MR成像由于其多平面圖像采集能力和其高軟組織造影而作為疑似FAI的診斷方式。髖白軟骨和唇在骨盆內(nèi)的位置和方位使得這些結(jié)構(gòu)在易受部分容積效應(yīng)影響的三個正交平面內(nèi)MR成像。一種最小化部分容積平均的方法可以是使髖白緣和軟骨在一組旋轉(zhuǎn)徑向平面內(nèi)成像。在旋轉(zhuǎn)徑向平面內(nèi)進行成像可以采用髖關(guān)節(jié)的幾何結(jié)構(gòu)，并且可以允許正交顯示在其周圍的整個髖白緣。已表明該成像技術(shù)潛在地在識別唇的前上剖面和后上剖面內(nèi)的傾斜定向撕裂方面是有用的。在顯露了廣泛的關(guān)節(jié)軟骨損傷的患者(傳統(tǒng)上，對其的可行治療是關(guān)節(jié)成形術(shù))方面，旨在消除FAI的骨異常并治療相關(guān)聯(lián)的唇和軟骨異常的矯正外科手術(shù)傳統(tǒng)上不太可能成功(例如，參見 R Beck M,Leunig M,Parvizi J,Boutier V,Wyss D,Ganz R. Anteriorfemoroacetabular impingement part II. Midterm results of surgical treatment.Clinical Orthopaedics & Related Research 2004;418:67-73)。因此，在軟骨損傷的早期階段，檢測軟骨損傷會是優(yōu)選的。在常規(guī)的MRI中在形態(tài)學(xué)上看起來正常的軟骨可能已經(jīng)不可逆轉(zhuǎn)地受到早期OA的危及。已提出基于MR的生化成像技術(shù)(諸如，延遲釓增強軟骨 MRI(dGEMRIC)(例如，參見 Bashir A, Gray ML, Burstein D. Gd-DTPA2_as ameasure of cartilage degradation. Magnetic Resonance in Medicine 1996 ；36 (5)665-673 ;同樣參見 Bashir A, Gray ML, Hartke J, Burstein D. Nondestructive imagingof human cartilage glycosaminoglycan concentration by MRI. Magnetic Resonance inMedicine 1999 ；41 (5) :857-865))作為用于評估軟骨損害的早期診斷工具。在dGEMRIC中，在鍛煉協(xié)議之前，通?？梢允┬袔ж撾姾傻脑煊皠?例如，Gd-DTPA2_)，以便采用健康軟骨與受損軟骨之間的不同Gd-DTPA動力學(xué)，并且通常執(zhí)行成像以測量受損軟骨的延遲造影增強，這以相反關(guān)系反映了糖胺聚糖(GAG)的局部濃度。具有變質(zhì)的GAG的區(qū)域通常具有更高濃度的Gd-DTPA2-，這可以以所測量的T1來反映。因此，dGEMRIC可以提供GAG損耗的間接可視化，這可以是軟骨退化的早期標志(例如，參見Kim YJ, Jaramillo D,Millis MB7GrayML,Burstein D. Assessment of early osteoarthritis in hip dysplasia with delayedgadolinium-enhanced magnetic resonance imaging of cartilage. Journal of Bone &Joint Surgery-American Volume 2003 ;85_A(10) :1987-1992)?；谌S(3D)梯度回波讀數(shù)的快速2角度T1映射(F2T1，fast 2-angle T1mapping)脈沖序列也已被介紹并且對于髖的dGEMRIC而言是有效的。與二維(2D)多點反·轉(zhuǎn)恢復(fù)(IR)和飽和恢復(fù)(SR)脈沖序列(其由于較長的獲取時間而對于臨床應(yīng)用而言是成問題的)相比，F(xiàn)2T1脈沖序列會更具時效性。已提出F2T1序列以獲取覆蓋具有各向同性空間分辨率的整個髖關(guān)節(jié)的dGEMRIC數(shù)據(jù)集，接著，可以在髖關(guān)節(jié)的旋轉(zhuǎn)徑向平面內(nèi)的后處理期間對這些數(shù)據(jù)集進行重新格式化。這些研究表明了，例如，在旋轉(zhuǎn)徑向平面內(nèi)的后處理期間重新格式化的dGEMRIC圖像可以描繪髖臼的前上區(qū)域中的軟骨損傷，其中，軟骨損傷通常出現(xiàn)在FAI患者身上。根據(jù)在不與偽像混淆的情況下對整個3D體積進行采樣所需的分區(qū)數(shù)量，例如在各向同性空間分辨率為0. 80mm x 0. 80mm x 0. 80mm以及采集時間大約為約9_10分鐘以上的情況下以I. 5特斯拉獲得這些先前報告的3DdGEMRIC結(jié)果。假定髖臼軟骨的尺寸小，則優(yōu)選地，可進一步增大空間分辨率并減少掃描時間，以最小化由于患者運動而導(dǎo)致的空間分辨率的損失。例如，一種增加空間分辨率和/或減少掃描時間的方法可以是以3特斯拉進行3D dGEMRIC,并且以由于在3特斯拉時在髖內(nèi)B1+變化增加而導(dǎo)致精確性降低為代價，用增加的信噪比(SNR)分別換取更高的分辨率和/或更快的成像(例如，更高的加速度)?？梢岳孟鄳?yīng)的B1+映射方法來部分地補償精確性的損失，其中，所得到的翻轉(zhuǎn)角度圖可以用于校正T1圖。因此，對于解決本文中以上所述的至少一些難題和/或問題會是有益的。

發(fā)明內(nèi)容
當結(jié)合附圖和權(quán)利要求書閱讀以下本公開內(nèi)容的示例性實施例詳細描述時，本公開內(nèi)容的這些和其他目的、特征和優(yōu)點將變得顯而易見。根據(jù)本公開內(nèi)容的示例性實施例，可以提供用于生成適用于在3特斯拉時在髖的徑向平面內(nèi)進行dGEMRIC的高分辨率2D T1映射序列的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)。T1測量可以是精確的、可重復(fù)的且可再現(xiàn)的。示例性設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)實現(xiàn)的示例性技術(shù)可以應(yīng)用于測量其他關(guān)節(jié)(例如，膝蓋等)的軟骨T1和其他組織的T1，并且可適用于在3特斯拉情況下的應(yīng)用，這是因為其對B1+不均勻性不敏感。例如，根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例，可以提供用于獲得高空間分辨率2DT1映射的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)。例如，可以通過在徑向成像平面內(nèi)進行高空間分辨率2D T1映射來采用通過3特斯拉成像而促進的增加的SNR，以利用髖關(guān)節(jié)的幾何結(jié)構(gòu)(例如，參見參考文獻4和12)。根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例，可以提供具有用于髖的徑向平面內(nèi)的dGEMRIC的高平面內(nèi)分辨率的B1不敏感2D T1映射脈沖序列。例如，示例性實施例可以以3特斯拉、使用示例性快速自旋回波(FSE)脈沖序列來使髖成像，以利用充分的SNR實現(xiàn)高空間分辨率并且采用B1不靈敏的飽和脈沖來執(zhí)行均勻的T1加權(quán)。例如，所提出的脈沖序列的掃描時間可以為約I分20秒/2D切片(slice)。與先前報告的3DdGEMRIC脈沖序列相比,示例性脈沖序列會對患者運動相對較不敏感。另外,根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例，通過比較所測量出的人體模型(phantom)的T1和FAI患者的髖軟骨的T1，可以例如在3特斯拉時針對嚴格的多點飽和恢復(fù)(SR)脈沖序列來驗證示例性結(jié) 果。另外，可以在人體模型實驗中比較示例性脈沖序列與3D F2T1脈沖序列的精確性和SNR效率。在本公開內(nèi)容的某些示例性實施例中，可以提供用于使至少一個解剖結(jié)構(gòu)程成像的設(shè)備、方法和計算機可存取介質(zhì)。例如，可以將具有快速自旋回波(FSE)的飽和恢復(fù)(SR)脈沖序列引導(dǎo)到解剖結(jié)構(gòu)或引導(dǎo)到解剖結(jié)構(gòu)處?？梢曰赟R脈沖序列生成至少一個解剖結(jié)構(gòu)的至少一個T1圖像。根據(jù)某些示例性實施例，解剖結(jié)構(gòu)可以包括髖。在某些示例性實施例中，T1圖像可以包括在多個旋轉(zhuǎn)徑向平面內(nèi)生成或提供的多個T1圖像。根據(jù)某些示例性實施例，SR脈沖序列可以具有大于或等于約3特斯拉的靜磁場強度。在某些示例性實施例中，SR脈沖序列可以包括至少兩個圖像采集。例如，圖像采集可以包括質(zhì)子密度(PD)采集和T1加權(quán)采集。根據(jù)某些示例性實施例，SR脈沖序列可以包括射頻(RF)飽和脈沖。RF飽和脈沖可以對RF場(B1)和/或靜磁場(B。)不均勻性基本上不敏感。當結(jié)合附圖和權(quán)利要求書閱讀以下本公開內(nèi)容的示例性實施例的詳細描述時，本公開內(nèi)容的這些和其他目的、特征和優(yōu)點將變得顯而易見。


從結(jié)合示出本公開內(nèi)容的說明性實施例的附圖所得到的以下詳細描述來看，本公開內(nèi)容的其它目的、特點和優(yōu)點將是顯而易見的，在附圖中圖IA是根據(jù)本公開內(nèi)容的某一示例性實施例的時間延遲(TD)示例性作用的框圖；圖IB是根據(jù)本公開該內(nèi)容的某些示例性實施例的示例性飽和恢復(fù)(SR)采集的圖；圖2示出根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的示例性T1圖；圖3是根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的示例性T1測量的圖；圖4是使用根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)、使用不同時間延遲而獲取的示例性圖像；圖5A- 是使用根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)所生成的示例性髖圖像；圖6是根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的與6點擬合(6-point fitting)相比的示例性T1測量的示例性圖；圖7是使用根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)所生成的示例性dGEMRIC T1圖的示例性圖像；圖8是根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的示例性系統(tǒng)的示例性框圖的圖示；以及圖9是根據(jù)公開內(nèi)容的某些示例性實施例的示例性過程的示例性流程圖。在全部附圖中，相同的附圖標記和字符用于表示所說明的實施例的類似特征、元件、部件或部分，除非另外規(guī)定。此外，盡管現(xiàn)在將參照附圖詳細描述本公開內(nèi)容，但是其是結(jié)合說明性的實施例來這樣完成的而不受限于圖中所示且所附權(quán)利要求中所指示的具體 實施例。
具體實施例方式示例性素材和方法示例性脈沖序列利用根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)，可以提供、使用和/或生成示例性FSE脈沖序列以利于兩個不同的T1權(quán)重執(zhí)行兩種圖像采集。例如在應(yīng)用SR時間延遲(TD)約為軟管或其他關(guān)注組織的T1的飽和脈沖(例如，考慮釓和磁場強度的效果)后，可以獲取示例性初始FSE圖像采集，以便實現(xiàn)SR采集的T1敏感度與 SNR之間的良好平衡(例如，參見 Haacke E, Brown R, Thompson M, Venkatesan R. Spindensity, Tl and T2 quantification methods in MR imaging. Magnetic resonanceimaging. New York Wiley-Liss ;1999. p 637-667)?；谠?I. 5 特斯拉和 3 特斯拉時的先前dGEMRIC研究，可以期望在3特斯拉時正常軟骨的T1例如大約為約700-800ms。同樣地，可以例如使用TD = 700ms，以實現(xiàn)SR釆集的Tl敏感度與SNR之間的良好平衡。在TD=700ms的情況下的示例性SR采集中，由于磁化的接近完全恢復(fù)，具有短的T1值(例如，< 350ms)的組織會易受隨機誤差的影響，而由于磁化的不充分恢復(fù)，具有長的!\值(例如，> 2100ms)的組織會易受隨機誤差的影響。可以以大約為例如約5TlS的重復(fù)時間(TR)而不利用飽和脈沖執(zhí)行第二示例性FSE圖像(例如，質(zhì)子密度-加權(quán)(PD))采集。例如通過將SR圖像Isk除以H)圖像Ipd以對未知的均衡磁化(Mtl)進行校正、接著對由支配T1弛豫的布洛赫等式描述的理想SR實驗進行求解，來逐像素地計算T1，例如
Im = M11H) , _ro；T「 —---= (I-e ),J = M
1 PD
(I)
丁- Tl)
i = j]0ο I -lllL)
^
J Pr
) (2)例如，根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)可以對配備有能夠?qū)崿F(xiàn)例如45mT/m的最大梯度強度和200T/m/s的轉(zhuǎn)換速率的梯度系統(tǒng)的全身3特斯拉MRI掃描器(例如，德國埃爾蘭根市的Siemens Healthcare制造的Verio)執(zhí)行示例性FSE脈沖序列?？梢允褂冒l(fā)射體線圈來執(zhí)行射頻(RF)激勵，并且可以采用32元素“心臟”線圈陣列(例如，由佛羅里達州奧蘭多市的Invivo制造)來進行信號接收。相關(guān)的成像參數(shù)可以例如包括視場=190mm x 190mm ;采集矩陣=320x 320 ;平面內(nèi)分辨率=O. 6mm X O. 6mm ;切片厚度=5mm ;潤輪因子(turbo factor) = 13 ；FSE讀數(shù)持續(xù)時間可以例如是約143ms，TE = 10ms，重新聚焦翻轉(zhuǎn)角度可以例如是180°，全面自動校準部分并行采集(GRAPPA)具有加速度因子=I. 8，以及接收器帶寬=161Hz/像素。脂肪抑制脈沖可以用于避免在骨頭-軟骨界面處的化學(xué)位移偽影。TR(例如，包括飽和脈沖、恢復(fù)時間和FSE讀數(shù)持續(xù)時間)對于SR采集和H)采集可以分別是850ms和4000ms。SR采集和H)采集這兩者的總掃描時間可以例如是I分20秒/切片。根據(jù)本公開內(nèi)容的某些示例性實施例的設(shè)備、系統(tǒng)、方法和計算機可存取介質(zhì)還可以提供、使用和/或生成B1不敏感飽和脈沖以在3特斯拉時在髖內(nèi)實現(xiàn)均勻的T1加權(quán)。混合的絕熱-矩形脈沖串可以包括三個非選擇性的RF脈沖，例如非選擇性矩形140°脈 沖、非選擇性矩形90°脈沖和非選擇性絕熱半通道脈沖。插入RF脈沖之間的去磁化梯度(crusher gradient)可以是循環(huán)的以消除仿真回波。可以在第一 RF脈沖之前且在第三RF脈沖之后應(yīng)用擾相梯度(Spoiler gradient),以對橫向磁化進行移相(dephase)。為了驗證利用示例性等式[2]計算和/或確定的示例性T1測量，可以例如以TD =350ms、1050ms、1750ms、2450ms獲取四個附加SR圖像(例如，參見圖IA和圖1B)。4個附加SR圖像的總掃描時間可以例如是I分40秒/切片?？梢詫⑦@些附加SR圖像與具有TD=700ms的示例性SR圖像和示例性F1D圖像合成，以便執(zhí)行示例性等式[I]的雙參數(shù)(例如，Mc^T1)非線性擬合?？梢赃B續(xù)地采集六個示例性圖像，以最小化圖像登記誤差。采集六幅圖像的總掃描時間可以例如是3分/切片。圖IB示出可以用在本公開內(nèi)容的一個或多個示例性實施例中和/或與本公開內(nèi)容的一個或多個示例性實施例一起使用的示例性SR采集的示例性圖。例如，以TD為350ms、700ms、1050ms、1750ms和2450ms來示出五個SR采集?？梢岳肨R = 4000ms而不利用飽和脈沖來獲得示例性H)采集?？梢允褂镁哂蠺D =700ms的SR圖像和H)圖像來進行示例性解析Tl測量(例如，參見等式I)?？梢允褂萌苛纠詧D像進行理想SR等式的示例性雙參數(shù)擬合。另外，例如可以連續(xù)地獲取全部六幅圖像，以便最小化圖像登記誤差?？梢詧?zhí)行某些示例性實驗，以驗證本公開內(nèi)容的某些示例性實施例。例如，在兩個示例性人體模型實驗中，可以將示例性2D FSE脈沖序列與例如3D F2T1脈沖序列進行比較。在被設(shè)計成例如將敏感度與B1+變化進行比較的第一示例性人體模型實驗中，利用示例性協(xié)議執(zhí)行示例性2D T1映射脈沖序列，并且以如下參數(shù)執(zhí)行3D F2T1成像，例如空間分辨率=O. 8mmX O. 8mm x O. 8mm,翻轉(zhuǎn)角度=5° 和 30。，TE/TR = 3. 5/20ms,接收器帶寬=103Hz/像素，144個分區(qū),通過采樣的22%分區(qū)(partition),通過采樣的41 %分區(qū)，GRAPP加速度因子=I. 8，在相編碼方向上的部分傅里葉因子6/8，以及掃描時間=13分16秒。在3D F2T1序列之前，例如基于模擬回波脈沖序列來執(zhí)行B1+映射預(yù)掃描，以校正根據(jù)3D F2T1圖像計算出的T1圖。例如使用對配備有例如VB17軟件平臺的示例性3特斯拉掃描器的Siemens內(nèi)嵌重構(gòu)過程，計算利用B1+校正的T1圖。對于被設(shè)計成比較SNR效率的第二示例性人體模型實驗，例如利用完整的k空間編碼(例如，無GRAPPA加速和無部分傅里葉成像)執(zhí)行示例性2D T1映射和3D F2T1映射這兩種過程，其中，掃描時間例如分別是約2分15秒和31分48秒，以便計算SNR作為均值信號與背景噪聲的標準偏差之比。示例性人體模型成像例如，可以在冠狀平面內(nèi)使具有已知的T1 (例如， 550ms)的球形礦物油人體模型成像，以確定飽和脈沖對在3特斯拉時髖內(nèi)的臨床相關(guān)的B1+變化的靈敏度。為了避免油人體模型的信號飽和，可以例如在不利用脂肪抑制脈沖的情況下執(zhí)行示例性人體模型實驗?？梢岳缫愿鶕?jù)標稱校準的B1+值的約O. 8-1. 2 (例如，O. I步長)手動調(diào)整的飽和脈沖的B1+標度重復(fù)圖像采集。20%的B1+變化的上限可以基于在3特斯拉時利用髖成像的初步實驗。在第二示例性實驗中，人體模型可以例如包括蒸餾水中約9%的丙三醇以仿真髖軟骨的弛豫時間(例如，所測量出的T1 = 730ms ;所測量出的T2 = 37ms)。對于3D數(shù)據(jù)， 例如僅在通常對應(yīng)用于2D FSE平面的2D平面內(nèi)測量SNR。為了考慮體素大小的差，利用體素大小對SNR進行歸一化。然后，將示例性的歸一化后的SNR效率確定為歸一化后的SNR除以掃描時間的平方根。示例性髖成像 在示例性實驗中，在雙倍劑量(例如，O. 2mmol/kg)的Gd_DTPA2_ (例如，BayerHealthcare 的Magnevist )靜脈注射以及以可控速度在跑步機(treamill)上行走15分鐘之后，使患有髖部疼痛和經(jīng)過對FAI的肯定身體檢查的患者成像。例如，在臨床協(xié)議之后、在用藥Gd-DTPA之后約45分鐘，應(yīng)用dGEMRIC脈沖序列。以連續(xù)的九個患者(例如，平均年齡=36±10歲)掃描十個髖(例如，左邊6個、右邊4個)。在包括在髖白的前上區(qū)域中的徑向平面內(nèi)采集這些圖像。根據(jù)人力調(diào)查委員會批準的協(xié)議執(zhí)行人成像；并且所提供、寫入、告知的對象同意。示例性圖像分析可以例如使用根據(jù)本公開內(nèi)容的示例性實施例的示例性軟件，執(zhí)行圖像處理，示例性軟件可以由圖8所示的示例性系統(tǒng)實現(xiàn)。對于每個髖，例如將在不同時間點(參見圖1B)處所采集的六幅圖像空間地登記至ro圖像，以對運動進行補償。具體地，例如使用仿射變換來登記優(yōu)選地包括整個髖關(guān)節(jié)的用戶定義的ROI。在對患者數(shù)據(jù)去識別并隨機化后，例如，兩個觀察者手動地對髖關(guān)節(jié)軟骨的承重部分上從外側(cè)骨邊緣(不包括唇)到髖白窩的邊緣的關(guān)注區(qū)域(ROI)進行分割(例如，參見Mamisch TCiDudda MiHughes TiBurstein D,Kim YJ. Comparison of delayed gadoliniumenhanced MRI of cartilage (dGEMRIC)using inversion recovery and fast Tl mappingsequences. Magnetic Resonance in Medicine 2008 ；60 (4) :768-773)。對于每個 R0I，不例性軟件基于示例性等式[2]中的公式計算示例性可解Tl圖(例如，使用TD = 300ms和PD)。作為參考測量，示例性軟件還使用六幅圖像和全局優(yōu)化過程來計算雙參數(shù)六點擬合的Tl 圖(例如，參見 Hansen E，Walster G. Global optimizing using interval analysis revised and expanded. New York Marcel Dekker，Inc ;2003)。觀察者 I 例如在從第一次分析開始14天后重復(fù)圖像分析，以估計觀察者內(nèi)部差異。例如，在觀察者I與觀察者2之間估計觀察者間差異，從而比較每個髖的軟骨ROI的平均T1值。兩個獨立的觀察者看不到患者身份和彼此。統(tǒng)計分析對于每個R0I，例如逐像素地計算示例性T1與六點擬合T1之間的差，以便針對每個分析會話顯示誤差的空間分布。例如使用每個ROI的平均T1值執(zhí)行皮爾森相關(guān)和Bland-Altman (例如，參見 Bland JM, Altman DG. Statistical methods for assessingagreement between two methods of clinical measurement. Lancet 1986 ；1 :307-310)分析。噪聲分析為了估計T1誤差，可以根據(jù)從600ms到1200ms (例如，步長為5ms)變動的真實T1,例如使用用于參考T1映射(例如，6點SR實驗)的示例性等式[I]和用于示例性T1映射的示例性等式[2]執(zhí)行理論分析。T1范圍的下限(例如，通常為-200ms)和上限(例如，通常為+400ms)可以例如基于假設(shè)正常軟骨T1等于800ms。例如，為了估計臨床相關(guān)的白高·斯噪聲，在27歲的男性志愿者中，可以利用全k空間編碼和TR= 10s(例如，>5 \)在髖的徑向平面中獲取兩種H)圖像采集。另外，可以例如使用同一脈沖序列而不用RF激勵來采集噪聲圖。髖關(guān)節(jié)軟骨可以手動地來分割，并且SNR可以被計算為平均軟骨信號與從噪聲圖得到的標準噪聲偏差的比率。兩個H) SNR測量的平均值可以是例如127.5。給定示例性ro采集可以執(zhí)行GRAPPA加速I. 8，則可以預(yù)測ro SNR為95。假設(shè)Mtl = PD，臨床相關(guān)的白高斯噪聲估計為例如0. 0105MJ例如，=M0/95)。可以使用具有100個像素的數(shù)值人體模型重復(fù)執(zhí)行理論噪聲分析例如100次，以模擬所分割的髖軟骨中的典型數(shù)量的像素，其中相同量的白噪聲被添加到例如數(shù)值ro和SR圖像?？梢岳缤ㄟ^對算出的和真實的T1值執(zhí)行線性回歸分析并計算均方根誤差(RMSE)來估計白噪聲對T1精度的影響。所報告的線性回歸統(tǒng)計和RMSE值表示在100次測量中的平均值土標準偏差。示例性結(jié)果圖2示出了使用本公開內(nèi)容的特定示例性實施例和六點T1方法而獲得的人體模型的示例性圖以及百分比差圖。在圖2中對于具有已知T1 (例如， 550ms)的球形礦物油人體模型使用示例性6點擬合方法/過程來計算T1圖。示例性人體模型是對冠狀平面(例如沒有脂肪抑制脈沖)進行成像。兩個T1圖之間的差是例如針對整個人體模型而逐像素地確定的。人體模型中的T1對于示例性方法是例如562±21ms并且對于六點擬合方法是例如561±15ms，并且百分比差的RMS是2. 8 %，這意味著他們是等量的。利用示例性方法的T1測量對于 B1+標度(scale) 0. 8、0· 9、I. O 和 I. I 以及 I. 2 分別是例如 567ms、565ms、561ms、561ms以及563ms。與3特斯拉時心臟中的工作一致(參見例如參考文獻20)，人體模型T1值始終是類似的(例如，相對于平均值小于1%的差)，這意味著飽和脈沖可以對20%那么大的B1+變化不敏感。相比之，使用具有B1+校正的3D F2I\脈沖序列的T1測量對于B1+標度(例如為0. 8,0. 9、I. O 和 I. I 以及 I. 2)分別為例如 559ms,574ms,585ms,612ms 以及 630ms，這表示即使對于B1+校正，3D F2I\脈沖序列也會對臨床相關(guān)B1+變化(參見圖3)敏感。圖3示出了根據(jù)B1+標度(從0. 8到I. 2變動(步長為0. I))的T1測量的示例性圖。3D F2I\脈沖序列可以對B1+標度(從0.8到I. 2變動)敏感，而示例性提出的2D T1映射脈沖序列可以對同一 B1+標度范圍不敏感。
對于示例性甘油人體模型實驗，歸一化的SNR效率對于2D FSE和3D F2I\分別是例如大約10. 3和4. 3。2D FSE比3D F2I\高的SNR效率可以是由于翻轉(zhuǎn)角度的差別(例如，對于2D FSE相對于3D F2I\分別為90° -180°相對于5° -30° )。圖4示出了對于一個代表性情況利用不同的SR時間延遲采集的六個示例性徑向圖像。通過例如利用六個圖像的信號擬合飽和恢復(fù)(SR)曲線而嚴格地計算！\。還使用例如第二圖像和最后的圖像利用示例性等式I中的分析公式來計算1\。假設(shè)在3特斯拉時在健康髖軟骨中T1為大約700-800ms來選擇TD值，以使得TD = 4s處的圖像對應(yīng)于質(zhì)子密度。此外，該示例性圖像系列呈現(xiàn)出一致良好的圖像質(zhì)量。對于ROI內(nèi)的像素，使用六個可用值的全局優(yōu)化可以允許例如如圖IB所示的SR曲線的精確擬合以計算！\。在圖5中例如對于一個髖示出了示例性T1圖和六點擬合T1圖，以及兩者之間的百分比差的圖和直方圖。對于一種、一些或者所有情況，可以從橫向骨邊緣到髖白窩的邊緣分 割髖軟骨的承重部分。對于每個ROI (例如，如圖5A和5B所示)可以使用示例性和6點擬合方法/過程來確定T1圖，并且逐像素地確定兩個ROI之間的百分比差(例如，如圖5C和5D所示)。在該圖中，百分比差的RMS對于髖是3.2%。色帶的范圍被選擇為例如擴展ROI中的值分布。在該特定髖中，分析T1和六點擬合T1之間的像素間百分比差從例如-6. 4 %到6. 8 %變動，并且百分比差的RMS是3. 2 %。10個髖的均值T1對于觀察者I的兩次會話和觀察者2的單次會話分別是例如823±189ms、808± 183ms以及797± 132ms。軟骨的均值T1為大約800ms的事實可以確認TD為700ms的選擇。圖6的頂部行示出了例如對于十個髖的示例性T1和六點擬合T1之間的關(guān)聯(lián)，而底部行示出了可以示出兩種T1測量之間的一致性的布蘭德-奧特曼圖。確定的皮爾森相關(guān)系數(shù)R2在所有情況下可以大于O. 95(例如，P < O. 001)，這意味著兩種測量可以是強相關(guān)的。根據(jù)布蘭德-奧特曼分析，示例性六點擬合T1值一致性良好(例如，平均差=-8. 7ms，例如， I % ；一致性的95%的上限和下限分別=64. 5ms和_81· 9ms)。表I中示出了對于觀察者I、分析2以及觀察者2的皮爾森和布蘭德-奧特曼統(tǒng)計。表I布蘭德-奧特曼和皮爾森分析的概括
權(quán)利要求
1.一種用于對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，包括 將具有快速自旋回波FSE的飽和恢復(fù)SR脈沖序列引導(dǎo)到所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)或所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)處；以及 基于所述SR脈沖序列生成所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)的至少一個T1圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)包括髖。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述至少一個T1圖像包括在多個旋轉(zhuǎn)徑向平面中生成的或提供的多個T1圖像。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，所述SR脈沖序列具有大于或等于大約3特斯拉的靜磁場強度。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，所述SR脈沖序列包括至少兩種圖像采集。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中，所述圖像采集包括質(zhì)子密度H)采集和T1加權(quán)采集。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述SR脈沖序列包括射頻RF飽和脈沖。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，所述RF飽和脈沖基本上對RF場(B1)或靜磁場(B0)的不均勻性中的至少一個不敏感。
9.一種包括指令的、用于對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像的非暫態(tài)計算機可讀介質(zhì)，所述指令能夠由硬件處理裝置存取，其中，當所述處理裝置執(zhí)行所述指令時，所述處理裝置被配置成 將具有快速自旋回波FSE的飽和恢復(fù)SR脈沖序列引導(dǎo)到所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)處；以及 基于所述SR脈沖序列生成所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)的至少一個T1圖像。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)包括髖。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述至少一個T1圖像包括在多個旋轉(zhuǎn)徑向平面中生成或設(shè)置的多個T1圖像。
12.根據(jù)權(quán)利要求9所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述SR脈沖序列具有大于或等于大約3特斯拉的靜磁場強度。
13.根據(jù)權(quán)利要求9所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述SR脈沖序列包括至少兩種圖像米集。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述圖像采集包括質(zhì)子密度ro采集和T1加權(quán)采集。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述SR脈沖序列包括射頻RF飽和脈沖。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的計算機可讀介質(zhì)，其中，所述RF飽和脈沖基本上對RF場(B1)或靜磁場(Btl)的不均勻性中的至少一個不敏感。
17.一種用于對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像的系統(tǒng)，包括 非暫態(tài)計算機可讀介質(zhì)，其上包括能夠由硬件處理裝置存取的指令，其中，當所述處理裝置執(zhí)行所述指令時，所述處理裝置被配置成 a.將具有快速自旋回波FSE的飽和恢復(fù)SR脈沖序列引導(dǎo)到所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)處；以及b.基于所述SR脈沖序列生成所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)的至少一個T1圖像。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個解剖結(jié)構(gòu)包括髖。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，其中，所述至少一個T1圖像包括在多個旋轉(zhuǎn)徑向平面中生成或設(shè)置的多個T1圖像。
20.根據(jù)權(quán)利要求17所述的系統(tǒng)，其中，所述SR脈沖序列具有大于或等于大約3特斯拉的靜磁場強度。
21.根據(jù)權(quán)利要求17所述的系統(tǒng)，其中，所述SR脈沖序列包括至少兩種圖像采集。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中，所述圖像采集包括質(zhì)子密度H)采集和T1加權(quán)米集。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的系統(tǒng)，其中，所述SR脈沖序列包括射頻RF飽和脈沖。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的系統(tǒng)，其中，所述RF飽和脈沖基本上對RF場(B1)或靜磁場(Btl)的不均勻性中的至少一個不敏感。
全文摘要
本發(fā)明提供了一種用于對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像的方法、計算機可讀介質(zhì)和系統(tǒng)，示例性系統(tǒng)、方法以及計算機可存取介質(zhì)可以提供用于對至少一個解剖結(jié)構(gòu)成像。例如，可以將具有快速自旋回波(FSE)的飽和恢復(fù)(SR)脈沖序列引導(dǎo)到該解剖結(jié)構(gòu)或解剖結(jié)構(gòu)處。可以基于SR脈沖序列生成至少一個解剖結(jié)構(gòu)的至少一個T1圖像。在一個示例中，解剖結(jié)構(gòu)可以包括髖。根據(jù)另一示例，T1圖像可以包括在多個旋轉(zhuǎn)徑向平面中生成或提供的多個T1圖像。
文檔編號A61B5/055GK102908143SQ201210122230
公開日2013年2月6日 申請日期2012年4月23日 優(yōu)先權(quán)日2011年4月22日
發(fā)明者丹尼爾·金, 里卡爾多·拉坦茲, 克里斯蒂安·格拉澤爾, 邁克爾·雷希特 申請人:紐約大學(xué)