CN103714521B - 基于查询表的肝脏r2*图测量方法 - Google Patents

Abstract

一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法：包括：（1）获得磁共振肝脏图像，绘制包含肝脏的感兴趣区域；（2）对给定接收线圈通道数的合流超几何函数进行样条插值，建立相应的查询表；（3）对肝脏感兴趣区域内的每个像素，将其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中，得到包含肝脏的R2*图。本发明能准确快速测量肝脏的R2*图。

Description

基于查询表的肝脏R2*图测量方法

技术领域

本发明属于磁共振中横向弛豫率R2*图测量的技术领域，具体涉及一种可以快速并准确地测量肝脏的R2*图以测量肝脏铁浓度的基于查询表的肝脏R2*图测量方法。

背景技术

人体中若出现过多的铁沉积于肝脏、心脏等内分泌器官时容易造成严重病变，特别是对于镰刀型贫血和地中海贫血患者，长期的输血治疗会导致过多的铁沉积现象。由于人体中70%～90%过多的铁将沉积在肝脏中，通常以肝铁浓度作为反应体内铁含量的一个重要指标。

相较于肝脏组织活检的直接方法，基于磁共振成像R2*图的肝脏铁浓度测量方法能有效避免肝脏出血等并发症，且测量精度不会受样本大小、位置以及肝铁不均匀分布等因素影响。

目前通过磁共振成像参数R2*测量肝铁浓度，主要有两种方法：一种是基于多个小的肝脏感兴趣区域，该方法先将感兴趣区域内像素的灰度进行平均，然后将得到的平均后的灰度值与相应的回波时间按照合适的曲线模型进行拟合，得到代表肝脏的R2*值。由于肝铁并不是均匀地分布在肝脏中，而且感兴趣区域的大小和位置的选择存在人为的差异，往往会导致最终的测量结果不准确。

另一种方法是基于磁共振成像的R2*图，该方法对肝脏内的每个像素，将其灰度与回波时间拟合到合适的曲线模型，得到整个肝脏的R2*图。由于要对每个像素进行拟合，故计算量巨大，计算较为耗时,特别是在一些曲线模型中尤其明显。

有研究者提出采用噪声修正一阶矩模型来测量R2*值（Feng Y, He T, GatehousePD, Li X, Harith Alam M, Pennell DJ, Chen W, Firmin DN. Improved MRI R2*relaxometry of iron-loaded liver with noise correction. Magn Reson Med 2013;70:1765-1774.），得到了较好准确度和精确度的R2*估计值。由于该方法仅考虑了多个小的肝脏感兴趣区域，将区域内信号进行平均然后进行一次拟合，在感兴趣区域的人为选择上，有时并不能排除某些病灶或者伪影对R2*测量的影响；除此以外，拟合中合流超几何函数的计算占用了大部分的时间，进行单次拟合相对耗时但仍属于能够接受的范围，而如果进行逐像素拟合计算肝脏R2*图，估计需要耗时数十小时，限制了其在临床实践中的应用。

因此，针对现有技术不足，提供一种快速而准确的肝脏R2*图测量方法以克服现有技术的不足甚为必要。

发明内容

本发明提出了一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法，该方法能有效避免感兴趣区域采样不当造成的R2*测量误差以及噪声修正一阶矩模型中合流超几何函数计算耗时的问题，能在数分钟内得到准确的全肝R2*图。

本发明的上述目的通过以下技术手段实现。

一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法，依次包括如下步骤：

（1）、采集磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制包含肝脏的感兴趣区域；

（2）、对已知接收线圈通道数的合流超几何函数进行样条插值，并建立由插值节点及与插值子区间一一对应的插值函数系数构成的查询表；

（3）、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（I）中得到与每个像素对应的R2*值，通过每个像素的R2*值获得包含肝脏的R2*图；

其中，式（I）为：

……（I）;

式（I）中，表示期望，表示观测信号值，表示每个接收线圈通道的高斯噪声的标准差，表示双阶乘（即，表示接收线圈通道数；表示合流超几何函数的样条插值函数，表示回波时间，表示时的无噪声的真实信号值，表示横向弛豫率；由于在无噪声的图像背景区域信号，故式（I）中的标准差可以通过式（II）得到：

……（II）。

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）具体是采用非节点边界条件下三次样条插值方法对合流超几何函数进行近似，并建立相应的查询表。

上述步骤（2）中插值节点的选取具体选择的是非等间隔的插值节点。

优选的插值节点，；当时间隔选择为0.1，当时间隔选择为50，边界条件选择非节点的边界条件。

上述步骤（3）具体采用基于查询表对合流超几何函数进行近似的噪声修正一阶矩模型的曲线拟合。

本发明基于查询表的肝脏R2*图测量方法，该方法能有效避免现有技术中感兴趣区域采样不当造成的R2*测量误差以及噪声修正一阶矩模型中合流超几何函数计算耗时的缺陷，能在数分钟内得到准确的整个肝脏的R2*图。

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人任何限制。

图1 为本发明方法的流程示意图；

图2 为合流超几何函数的三次样条插值函数对应的查询表结构示意图；

图3 为不同信噪比的仿真数据使用本发明的方法和使用噪声修正一阶矩模型M¹NCM方法分别得到的R2*图及其比较结果，仿真图像中包含R2*值从100~1000 s^-1；

图4为不同信噪比和接收线圈通道数的仿真数据使用本发明的方法和M¹NCM方法分别计算R2*图所用时间的比较结果表格；

图5为两组真实肝脏数据使用本发明的方法和M¹NCM方法分别得到的R2*图及其比较结果；

图6为两组真实肝脏数据使用本发明的方法和M¹NCM方法分别计算R2*图所用时间的比较结果表格。

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。

一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法，如图1所示，依次包括如下步骤：

（1）、采集磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制包含肝脏的感兴趣区域。

（2）、对已知接收线圈通道数的合流超几何函数进行样条插值，并建立由插值节点及与插值子区间一一对应的插值函数系数构成的查询表，如图2所示。

（3）、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（I）中得到与每个像素对应的R2*值，通过每个像素的R2*值获得包含肝脏的R2*图。

其中，式（I）为：

……（I）;

式（I）中，表示期望，表示观测信号值，表示每个接收线圈通道的高斯噪声的标准差，表示双阶乘（即，表示接收线圈通道数；表示合流超几何函数的样条插值函数，表示回波时间，表示时的无噪声的真实信号值，表示横向弛豫率。

由于在无噪声的图像背景区域信号，故式（I）中的标准差可以通过式（II）得到：

……（II）。

其中，步骤（1）可以采用多回波梯度回波序列获得磁共振肝脏图像。

其中，步骤（3）具体采用基于查询表对合流超几何函数进行近似的噪声修正一阶矩模型的曲线拟合。

本发明基于查询表的肝脏R2*图测量方法，该方法能有效避免现有技术中感兴趣区域采样不当造成的R2*测量误差以及噪声修正一阶矩模型中合流超几何函数计算耗时的缺陷，能在数分钟内得到准确的整个肝脏的R2*图。

实施例2。

一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法，如图1所示，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，沿肝脏图像边缘绘制出全肝感兴趣区域。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、10.30、11.64、12.98、14.32和15.66 ms，重复时间为200 ms，矩阵大小为64×128，翻转角为20^o，层厚为10 mm，接收线圈通道个数为8。

需要说明的是，绘制全肝感兴趣区域的方法可以采用手工绘制，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2，对已知接收线圈通道个数的合流超几何函数进行三次样条插值，建立由插值节点及与插值子区间一一对应的插值函数系数构成的查询表。

三次样条插值所采用的参数设置为：插值节点，；当时间隔选择为0.1，当时间隔选择为50，边界条件选择非节点的边界条件。此处三次样条插值函数的计算为本领域公知常识，在此不再赘述。

步骤3，用步骤2得到的查询表代替噪声修正一阶矩拟合模型中合流超几何函数的计算， 对步骤（1）所获得的肝脏感兴趣区域内的每个像素，将其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（I）中得到每个像素的R2*值，再根据每个像素的R2*值获得包含肝脏的R2*图。

……（I）;

式（I）中，表示期望，表示观测信号值，表示每个接收线圈通道的高斯噪声的标准差，表示双阶乘（即，表示接收线圈通道数，表示合流超几何函数的样条插值函数，表示回波时间，表示时的无噪声的真实信号值，表示效横向弛豫率。

由于在无噪声的图像背景区域信号，式（I）中的标准差是通过式（II）得到的：

……（II）。

研究表明，合流超几何函数的计算量大而且耗时，本发明将合流超几何函数用其样条插值函数代替，采用单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型（式（I））进行逐像素拟合，实验表明所提模型能得到几乎与直接计算合流超几何函数的噪声修正一阶矩法（简称M¹NCM）相同的肝脏的R2*图，而计算时间加速了近两个数量级。

本发明的方法首先对肝脏图像绘制出感兴趣区域，然后对于给定的接收线圈通道数，提前对合流超几何函数进行三次样条插值，建立相应的查询表用于该函数的快速近似计算，结合噪声修正的一阶矩拟合模型即单指数模型在非中心Chi噪声影响下的一阶矩模型（式（I）），加快了曲线拟合的速度，缩短了计算肝脏R2*图的时间。

为了进一步验证本发明的方法（以下简称M¹NCM-LUT方法）的效果，将M¹NCM-LUT方法与直接计算合流超几何函数的噪声修正一阶矩（简称M¹NCM）的方法进行实验比较，结果如下：

图2显示了本发明第二步建立的合流超几何函数对应的查询表结构图。

图3为接收线圈通道数为8、信噪比分别为15、30和60下的仿真数据使用本发明的方法和M¹NCM方法得到的R2*图及其比较结果，可以看出对于不同的信噪比,两种方法得到几乎相同的R2*图，误差在10^-5s^-1数量级。

图4显示了不同信噪比和接收线圈通道数下的仿真数据使用本发明的方法和M¹NCM方法分别计算R2*图所用时间的比较结果表。表中显示了在不同信噪比（信噪比为15、30、60）和不同接收线圈通道数（线圈通道数为1、2、4、8、16、32、64、128）组合下仿真数据使用本发明的方法和M¹NCM方法两种方法的准确度比较图，可以看出本发明的方法加速了95～418倍，能在几分钟的时间内得到R2*图。

图5为两组真实肝脏数据使用本发明的方法和M¹NCM方法分别得到的R2*图及其比较，一组为严重肝铁过载，一组为轻度肝铁过载。可以看出，两种方法得到几乎相同的R2*图，误差在10^-4 s^-1数量级。

图6给出了6组真实肝脏数据使用本发明的方法和M¹NCM方法的时间比较，分别对应不同程度的肝铁过载。可以看出，本发明的方法同样能加速120～162倍。

由以上结果可见，本发明基于查询表的肝脏R2*图测量方法能得到与M¹NCM相同的肝脏R2*图，但是在速度上提高了近两个数量级，能够在数分钟内得到一幅完整的R2*图。

需要说明的是，本发明基于查询表的肝脏R2*图的测量方法不仅适用于人体肝脏R2*图的测量，同样也适用于其他动物肝脏R2*图的测量。

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 (1)

1.一种基于查询表的肝脏R2*图测量方法，其特征在于：依次包括如下步骤：

(1)、采集磁共振肝脏图像，并在所获得的磁共振肝脏图像上绘制包含肝脏的感兴趣区域；

(2)、对已知接收线圈通道数N_RC的合流超几何函数₁F₁(-1/2；N_RC；-z)进行样条插值，并建立由插值节点及与插值子区间一一对应的插值函数系数构成的查询表；

(3)、对步骤(1)所获得的肝脏感兴趣区域内的每个像素，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(I)中得到与每个像素对应的R2*值，通过每个像素的R2*值获得包含肝脏的R2*图；

其中，式(I)为：

$E\left(S_M\right)={\mathrm{\σ}}_g\sqrt{\frac{\mathrm{\π}}{2}}\frac{(2N_{RC}-1)!!}{2^{N_{RC}-1}(N_{RC}-1)!}{\tilde{F}_1}_1(-\frac{1}{2};N_{RC};-{\left(\frac{S_0\exp (-TE\·R2*)}{\sqrt{2}{\mathrm{\σ}}_g}\right)}^2)......\left(I\right);$

式(I)中，E()表示期望，S_M表示观测信号值，σ_g表示每个接收线圈通道的高斯噪声的标准差，！！表示双阶乘，N_RC表示接收线圈通道数，表示合流超几何函数的样条插值函数，TE表示回波时间，S₀表示TE＝0时的无噪声的真实信号值，R2*表示横向弛豫率，由于在无噪声的图像背景区域信号S₀＝0，故式(I)中的标准差σ_g可以通过式(II)得到：

${\mathrm{\σ}}_g=E\left(S_M\right)/\left(\sqrt{\frac{\mathrm{\π}}{2}}\frac{(2N_{RC}-1)!!}{2^{N_{RC}-1}(N_{RC}-1)!}\right)......\left(II\right);$

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；

所述步骤(2)具体是采用非节点边界条件下三次样条插值方法对合流超几何函数进行近似，并建立相应的查询表；

所述步骤(2)中插值节点的选取具体选择的是非等间隔的插值节点；

插值节点0≤z_m≤z_max＝50000，m＝1,2,...,M；当0≤z_m≤1000时间隔选择为0.1，当1000＜z_m≤50000时间隔选择为50，边界条件选择非节点的边界条件；

所述步骤(3)具体采用基于查询表对合流超几何函数进行近似的噪声修正一阶矩模型的曲线拟合。