CN103218788B - 一种肝脏磁共振r2*参数的测量方法 - Google Patents

Abstract

一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，包括：（1）获得磁共振肝脏图像、绘制全肝感兴趣区域；（2）获得去噪后的磁共振肝脏图像；再获取去噪后磁共振肝脏图像的全肝感兴趣区域内的每个像素灰度，将每个像素的灰度与回波时间拟合到单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型式子（I）中，获得全肝R2*图；（3）将全肝感兴趣区域的R2*值分成两类，分别对应于肝实质和血管；再获得肝实质感兴趣区域；（4）计算各回波图像肝实质感兴趣区域的灰度均值、回波时间，拟合到式子（I）中，获得最终的肝实质R2*值。本发明的方法能够提高横向弛豫率<b>R2*</b>参数的精确度且重复性好。

Description

一种肝脏磁共振R2*参数的测量方法

技术领域

本发明涉及磁共振横向弛豫参数R2*测量技术领域，具体涉及一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法。

背景技术

磁共振横向弛豫率R2*值(即横向弛豫时间T2*的倒数)测定技术，作为一种无创评估组织器官特别是人体组织器官的铁含量的手段，已经成为目前肝脏铁过载的主要影像学诊断方法。在肝脏铁含量的研究中，通常是先测量肝脏的R2*值，再利用已有的校准函数把R2*转化成铁含量来进行铁含量评估的。

迄今为止，针对测量肝脏的R2*值的问题，主有两类方法。

第一种是基于多个肝脏小感兴趣区域（regionofinterest,ROI），计算每回波图像小感兴趣区域内的平均灰度值，再将得到的灰度值与对应的回波时间拟合到一个合适的曲线模型，从而计算出R2*值并将此值作为全肝的R2*值。而实际中肝铁并不是均匀分布于整个肝实质中，小感兴趣区域选取的位置及大小不同，所得到的R2*与肝脏的实际情况会存在一定的差异。故，这种基于局部的小感兴趣区域代替全部肝脏的测量方法往往存在采样误差大、测试结果不准确的缺陷。

第二种是基于整个肝脏的全肝感兴趣区域测量R2*值。这种方法，由于肝脏包含丰富的血管，而血管包含的血液含铁量小，R2*值较小，如不排除，会造成肝铁R2*估计值偏低，所以必须准确地从全肝感兴趣区域中提取肝实质，才能保证测量结果的准确性。

有研究者采用自适应的基于灰度的模糊聚类方法来提取肝实质（PositanoV,SalaniB,PepeA,SantarelliMF,DeMarchiD,RamazzottiA,FavilliB,CracoliciE,MidiriM,CianciulliP,LombardiM,LandiniL.ImprovedT2*assessmentinliverironoverloadbymagneticresonanceimaging.MagnResonImaging2009;27(2):188-197），这个方法仅仅对一幅回波图像进行聚类，故对于不同的回波图像聚类分割，可能会造成肝实质提取结果不同。例如，Palmieri等指出一些病灶如肝部血管瘤，往往在回波时间较大时才出现与肝实质明显的信号对比，这时就不能排除病灶，所得到的的R2*也不准确。还有研究者对整个肝脏ROI内的每个像素用单一指数模型进行拟合得到T2*图，通过取一个T2*阈值把T2*分成两类，对应于肝实质和血管（DengJ,RigsbyCK,SchoenemanS,BoylanE.AsemiautomaticpostprocessingofliverR2*measurementforassessmentofliverironoverload.MagnResonImaging2012;30(6):799-806.）。此种方法，由于磁共振图像总是有噪声的，特别在高噪声高铁含量情况下，逐个像素采用单一指数拟合模型计算的T2*值是不准确的，导致肝实质提取得不准确。而且，由于部分容积效应的影响，肝实质与非肝实质的T2*分布在直方图可能会没有明确的界限，这种情况下很难准确地确定阈值。而阈值的选择也是主观的，操作者不同计算的结果也会相差很大，不仅横向弛豫率R2*不准确而且操作重复性差。

因此，针对现有技术不足，提供一种能够精确测量肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法以克服现有技术不足甚为必要。

发明内容

本发明提供一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，该方法能够有效降低噪声、磁场不均匀性及部分容积效应因素的影响，能够提高横向弛豫率R2*参数的精确度，且本发明提供的方法重复性好。

本发明的上述目的通过如下技术手段实现。

一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，依次包括如下步骤：

（1）、获得磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制全肝感兴趣区域；

（2）、去噪并计算全肝R2*图；

对磁共振肝脏图像去噪获得去噪后的磁共振肝脏图像；

再获取去噪后磁共振肝脏图像的全肝感兴趣区域内的每个像素灰度，将每个像素的灰度与每个像素对应的回波时间拟合到单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型式（I）中，获得全肝R2*图；

......（I）；

式(I)中表示求期望，表示观测信号的灰度值，表示噪声的标准方差，表示接收线圈的个数，表示双阶乘，即，表示超几何流函数，表示回波时间为0时的无噪声的真实信号灰度值，表示回波时间，表示横向弛豫率；由于无噪声的图像在图像背景区域是0，故

（3）、提取肝实质区域；

采用模糊C均值算法将步骤（2）所获得的全肝感兴趣区域的R2*值分成两类，分别对应于肝实质和血管；再获得肝实质感兴趣区域；

（4）、计算肝实质R2*值；

计算各回波图像肝实质感兴趣区域的灰度均值、回波时间，将所获得的肝实质的灰度均值与对应的回波时间拟合到式子（I）中，获得最终的肝实质R2*值作为肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数。

上述步骤（1）具体是采用多回波梯度回波序列获得磁共振肝脏图像。

上述步骤（2）具体是采用非局部均值滤波方法对获得的磁共振肝脏图像去噪。

上述步骤（2）中采用非局部滤波方法中，采用如下参数：搜索窗口大小为

，领域窗口大小为，滤波参数为噪声标准方差的0.4倍。

上述步骤（3）还包括对肝实质感兴趣区域进行形态学操作，具体是利用结构单元腐蚀肝实质以获得最终的肝实质感兴趣区域。

本发明的肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，该方法能够有效降低噪声、磁场不均匀性及部分容积效应因素的影响，能够提高横向弛豫率R2*参数的精确度，且本发明提供的方法重复性好。

附图说明

利用附图对本发明作进一步的说明，但附图中的内容不构成对本发明的任何限制。

图1为本发明方法的流程示意图；

图2为对照的多感兴趣区域mROI方法中绘制的三个小感兴趣区域示意图；

图3为本发明方法中绘制的全肝感兴趣区域示意图；

图4为本发明方法对图(3)中全肝感兴趣区域自动分割所得到的肝实质感兴趣区域（黑色表示血管）的示意图；

图5为本发明的方法和mROI方法两种方法的R2*值散点图及Blant-Atlman图；

图6为本发明的方法和mROI方法两种方法观察者内重复性的Blant-Altman图；

图7为本发明的方法和mROI方法两种方法观察者间重复性的Blant-Altman图。

具体实施方式

结合以下实施例对本发明作进一步描述。

实施例1。

一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，依次包括如下步骤：

（1）、采用多回波梯度回波序列获得磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制全肝感兴趣区域。绘制全肝感兴趣区域可以通过手工绘制，也可以通过程序控制自动绘制，也可以先通过程序自动绘制再通过手工绘制进行微调以提高精度。

（2）、采用非局部均值滤波方法对获得的磁共振肝脏图像去噪并计算全肝R2*图；

具体是采用非局部均值滤波方法对磁共振肝脏图像去噪获得去噪后的磁共振肝脏图像；再获取去噪后磁共振肝脏图像的全肝感兴趣区域内的每个像素灰度，将每个像素的灰度与每个像素对应的回波时间拟合到单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型式（I）中，获得全肝R2*图；

式(I)中表示求期望，表示观测信号的灰度值，表示噪声的标准方差，表示接收线圈的个数，表示双阶乘，即，表示超几何流函数，表示回波时间为0时的无噪声的真实信号灰度值，表示回波时间，表示横向弛豫率；由于无噪声的图像在图像背景区域是0，故

（3）、提取肝实质区域；

采用模糊C均值算法将步骤（2）所获得的全肝感兴趣区域的R2*值分成两类，分别对应于肝实质和血管；再获得肝实质感兴趣区域。

（4）、计算肝实质R2*值；

计算各回波图像肝实质感兴趣区域的灰度均值、回波时间，将所获得的肝实质的灰度均值与对应的回波时间拟合到式（I）中，将所获得的肝实质R2*值作为肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数。

研究表明，在肝铁沉积严重时，噪声是最主要的影响因素，本发明将单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩(式（I）)作为拟合模型，可以更准确的刻画噪声对R2*衰减曲线的影响，实验证明所提模型可以更准确的估计R2*值.

本发明的方法首先对图像进行预滤波，采用噪声修正一阶矩拟合模型，降低了噪声对R2*的影响，并且提取肝实质采用的模糊聚类算法是基于R2*，而非基于图像灰度，使得分类不再受磁场的不均匀性影响，此外还利用了操作算子减少部分容积效应的影响，提高了R2*测量的准确性，并且大大提升了操作的可重复性。

实施例2。

一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，依次包括如下步骤。

（1）、采用多回波梯度回波序列获得磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制全肝感兴趣区域。

通过多回波梯度回波序列方法获得磁共振肝脏图像，具有适用性强、操作容易、成本低廉、采集速度快等特点。

需要说明的是，获得磁共振肝脏图像的方法并不仅仅局限于本实施例中的多回波梯度回波序列方式，也可以通过单回波采集多次的等方法。

（2）、采用非局部均值滤波方法对获得的磁共振肝脏图像去噪，具体的，非局部滤波方法中采用如下参数：搜索窗口大小为，领域窗口大小为，滤波参数为噪声方差的0.4倍。

再计算全肝R2*图，具体是：获取去噪后磁共振肝脏图像的全肝感兴趣区域内的每个像素灰度，将每个像素的灰度与每个像素对应的回波时间拟合到单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型式（I）中，获得全肝R2*图；

式(I)中表示求期望，表示观测信号的灰度值，表示噪声的标准方差，表示接收线圈的个数，表示双阶乘，即，表示超几何流函数，表示回波时间为0时的无噪声的真实信号灰度值，表示回波时间，表示横向弛豫率；由于无噪声的图像在图像背景区域是0，故

需要说明的是，非局部滤波方法中采用的参数并不仅仅局限于上述数值，使用者可以根据具体需要灵活设置，但以此数值效果最佳。

（3）、提取肝实质区域；

采用模糊C均值算法将步骤（2）所获得的全肝的R2*值分成两类，分别对应于肝实质和血管；再获得肝实质感兴趣区域。模糊C均值算法为本领域公职常识，在此不再赘述。

步骤（3）还包括对肝实质感兴趣区域进行形态学操作，具体是利用结构单元腐蚀肝实质以获得最终的肝实质感兴趣区域。由于位于血管和肝实质边缘的像素受部分容积效应的影响，故对肝实质感兴趣区域进行形态学操作，利用结构单元腐蚀肝实质，减少受部分容积效应的像素，获得最终的肝实质感兴趣区域。

（4）、计算肝实质R2*值；

计算各回波图像肝实质感兴趣区域的灰度均值、回波时间，将所获得的肝实质的灰度均值与对应的回波时间拟合到式（I）中，获得最终的肝实质R2*值作为肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数。

研究表明，在肝铁沉积严重时，噪声是最主要的影响因素，本发明将单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩(式（I）)作为拟合模型，可以更准确的刻画噪声对R2*衰减曲线的影响，实验证明所提模型可以更准确的估计R2*值。

本发明的方法首先对图像进行预滤波，采用噪声修正一阶矩拟合模型，降低了噪声对R2*的影响，并且提取肝实质采用的模糊聚类算法是基于R2*，而非基于图像灰度，使得分类不再受磁场的不均匀性影响，此外还利用了操作算子减少部分容积效应的影响，提高了R2*测量的准确性，并且大大提升了操作的可重复性。

实施例3。

一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，以人体肝脏为测量对象，具体包括如下步骤。

步骤1，获取12回波肝脏磁共振图像，其成像参数设置为：回波时间分别选取0.93、2.27、3.61、4.95、6.29、7.63、8.97、10.4、11.8、13.2、14.6和16ms，重复时间为200ms，层厚为10mm，矩阵大小为64×128，翻转角为20^o。

步骤2，在其中一回波的肝脏磁共振图像上、取黑色背景区域合适大小（如40像素）的感兴趣区域ROI，利用如下所示式（），计算得到背景噪声标准方差。

步骤3，沿肝脏图像边缘手工绘制出全肝感兴趣区域，如图3所示。需要说明的是，绘制全肝感兴趣区域的方法并不仅仅局限于手工绘制，也可以采用其他方式绘制，如程序控制自动绘制或者通过其他设备进行绘制。

步骤4，用非局部均值去噪方法对肝脏磁共振图像去噪获得去噪后的肝脏磁共振图像，非局部均值去噪方法所采用的参数设置为：搜索窗半径为5，领域窗半径为1，衰减因子为噪声标准方差的0.4倍。

步骤5，用噪声影响下的一阶矩拟合模型式（I）对步骤4的全肝感兴趣区域中去噪后的每个像素与对应的回波时间进行拟合获得全肝R2*图。

式(I)中表示求期望，表示观测信号的灰度值，表示噪声的标准方差，表示接收线圈的个数，表示双阶乘，即，表示超几何流函数，表示回波时间为0时的无噪声的真实信号灰度值，表示回波时间，表示横向弛豫率。

步骤6，用模糊C均值算法自动地对步骤5获得的全肝R2*值分成两类：肝实质及非肝实质(如血管)部分，从而得到肝实质感兴趣区域。

步骤7，采用平坦、盘状的半径为1的结构单元对步骤6得到的肝实质感兴趣区域进行腐蚀操作，去除受部分容积效应的肝实质像素，进一步提高肝实质提取的准确性。

步骤8，将每个回波图像中肝实质感兴趣区域ROI内像素灰度值进行均匀化处理，再用噪声影响下的一阶矩拟合模型式（I）对十二个灰度均值及回波时间进行拟合，计算出最终的R2*值作为肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数。

研究表明，在肝铁沉积严重时，噪声是最主要的影响因素，本发明将单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩(式（I）)作为拟合模型，可以更准确的刻画噪声对R2*衰减曲线的影响，实验证明所提模型可以更准确的估计R2*值。

本发明的方法首先对图像进行预滤波处理，采用噪声修正一阶矩拟合模型，降低了噪声对R2*的影响，并且提取肝实质采用的模糊聚类算法是基于R2*，而非基于图像灰度，使得分类不再受磁场的不均匀性影响。此外该方法还利用了操作算子减少部分容积效应的影响，提高了R2*测量的准确性，并且大大提升了操作的可重复性。

本发明的方法以下简称SAPE方法与现有采用多个小感兴趣区域（multipleROIs，mROI）的方法实验比较结果如下。

图2中为给出了作为参考的mROI方法提取的肝实质感兴趣区域，图3为本发明第一步提取的全肝感兴趣区域ROI，图4为本发明SAPE方法提取的肝实质感兴趣区域ROI白色线内，从图4中可以看出血管已全被排除。

图5给出了本发明的方法和参考的mROI方法测量108例人体肝脏R2*结果的比较，这两种方法的结果有明显的相关性（r=0.9960，P<0.001），且变异系数CoV（coefficientofvariation）是5.25%。

图6给出了本发明的方法和参考的mROI两种方法下同一分析者分析两次108例人体肝脏数据所得R2*值的一致性Blant-Altman图（观察者内重复性分析）。图6(a)、（b）分别是本发明方法SAPE和mROI方法的Blant-Altman图，它们的变异系数分别是0.83%（r=0.9999,P<0.001），3.63%（r=0.9980,P<0.001）。

图7给出了本发明的方法和mROI两种方法下不同分析者分别对108例人体肝脏数据处理所得R2*值的一致性Blant-Altman图（观察者间重复性分析）。图7(a)、（b）分别是本发明方法SAPE和mROI方法下不同分析者所得R2*值的一致性，它们的变异系数分别是1.39%（r=0.9997，P<0.001），6.28%（r=0.9940，P<0.001）。

由以上结果表可见，本发明肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法能够准确测量肝脏的R2*数值，并且大大提高了R2*测量的可重复性。

需要说明的是，本发明肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法不仅适用于人体肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量，也适用于其他动物肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量。

最后应当说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非对本发明保护范围的限制，尽管参照较佳实施例对本发明作了详细说明，本领域的普通技术人员应当理解，可以对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，而不脱离本发明技术方案的实质和范围。

Claims (5)

1.一种肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，其特征在于：依次包括如下步骤：

（1）、获得磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制全肝感兴趣区域；

（2）、去噪并计算全肝R2*图；

对磁共振肝脏图像去噪获得去噪后的磁共振肝脏图像；

再获取去噪后磁共振肝脏图像的全肝感兴趣区域内的每个像素灰度，将每个像素的灰度与每个像素对应的回波时间拟合到单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型式（I）中，获得全肝R2*图；

（I）；

式(I)中表示求期望，表示观测信号的灰度值，表示噪声的标准方差，表示接收线圈的个数，表示双阶乘，即，表示超几何流函数，表示回波时间为0时的无噪声的真实信号灰度值，表示回波时间，表示横向弛豫率；由于无噪声的图像在图像背景区域是0，故（）；

（3）、提取肝实质区域；

采用模糊C均值算法将步骤（2）所获得的全肝感兴趣区域的R2*值分成两类，分别对应于肝实质和血管；再获得肝实质感兴趣区域；

（4）、计算肝实质R2*值；

计算各回波图像肝实质感兴趣区域的灰度均值、回波时间，将所获得的肝实质的灰度均值与对应的回波时间拟合到式子（I）中，将所获得的肝实质R2*值作为肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数。

2.根据权利要求1所述的肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，其特征在于：所述步骤（1）具体是采用多回波梯度回波序列获得磁共振肝脏图像。

3.根据权利要求1所述的肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，其特征在于：所述步骤（2）具体是采用非局部均值滤波方法对获得的磁共振肝脏图像去噪。

4.根据权利要求1所述的肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，其特征在于：所述步骤（2）中采用非局部滤波方法中，采用如下参数：搜索窗口大小为55，邻域窗口大小为1 1，滤波参数为噪声标准方差的0.4倍。

5.根据权利要求1所述的肝脏磁共振横向弛豫率R2*参数的测量方法，其特征在于：所述步骤（3）还包括对肝实质感兴趣区域进行形态学操作，具体是利用结构单元腐蚀肝实质以获得最终的肝实质感兴趣区域。