对至少一个解剖结构成像的方法、计算机可读介质和系统

摘要

本发明提供了一种用于对至少一个解剖结构成像的方法、计算机可读介质和系统，示例性系统、方法以及计算机可存取介质可以提供用于对至少一个解剖结构成像。例如，可以将具有快速自旋回波(FSE)的饱和恢复(SR)脉冲序列引导到该解剖结构或解剖结构处。可以基于SR脉冲序列生成至少一个解剖结构的至少一个T1图像。在一个示例中，解剖结构可以包括髋。根据另一示例，T1图像可以包括在多个旋转径向平面中生成或提供的多个T1图像。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请涉及并要求2011年4月22日提交的美国临时专利申请第 61/478,271号的优先权，其全部公开内容通过引用合并于此。

技术领域

本公开内容涉及用于医学成像的设备、方法和计算机可存取介质的示 例性实施例，更具体地，涉及用于使用快速自旋回波进行纵向弛豫时间(T₁) 映射的设备、方法和计算机可存取介质的示例性实施例以及用于磁共振成 像时的B₁不灵敏高分辨率2D T₁映射的设备、方法和计算机可存取介质。

背景技术

已认识到，股骨髋臼撞击症(FAI)(股骨头颈交界处和/或髋臼的结构 异常导致在髋活动的末端范围内的机械阻碍的疾病)可以导致髋的骨关节 炎(OA)(例如，参见Ganz R，Parvizi J，Beck M，Leunig M，Notzli H， Siebenrock KA.Femoroacetabular impingement：a cause for osteoarthritis  of the hip.Clinical Orthopaedics & Related Research 2003；417：112-120；同 样参见Wagner S，Hofstetter W，Chiquet M，Mainil-Varlet P，Stauffer E， Ganz R，Siebenrock KA.Early osteoarthritic changes of human femoral  head cartilage subsequent to femoro-acetabular impingement. Osteoarthritis & Cartilage 2003；11(7)：508-518)。在FAI中，髋臼缘与股骨 颈之间的异常接触会导致软骨和唇损伤，这在用外科手术没有解决撞击症 的基本病因的情况下会随时间进化并且导致髋关节的OA(例如，参见 Tanzer M，Noiseux N.Osseous abnormalities and early osteoarthritis：the  role of hip impingement.Clinical Orthopaedics & Related Research 2004；429：170-177)。

MR成像由于其多平面图像采集能力和其高软组织造影而作为疑似 FAI的诊断方式。髋臼软骨和唇在骨盆内的位置和方位使得这些结构在易 受部分容积效应影响的三个正交平面内MR成像。一种最小化部分容积平 均的方法可以是使髋臼缘和软骨在一组旋转径向平面内成像。在旋转径向 平面内进行成像可以采用髋关节的几何结构，并且可以允许正交显示在其 周围的整个髋臼缘。已表明该成像技术潜在地在识别唇的前上剖面和后上 剖面内的倾斜定向撕裂方面是有用的。

在显露了广泛的关节软骨损伤的患者(传统上，对其的可行治疗是关 节成形术)方面，旨在消除FAI的骨异常并治疗相关联的唇和软骨异常的 矫正外科手术传统上不太可能成功(例如，参见R Beck M，Leunig M， Parvizi J，Boutier V，Wyss D，Ganz R.Anterior femoroacetabular  impingement：part II.Midterm results of surgical treatment.Clinical  Orthopaedics & Related Research 2004；418：67-73)。因此，在软骨损伤的早 期阶段，检测软骨损伤会是优选的。在常规的MRI中在形态学上看起来正 常的软骨可能已经不可逆转地受到早期OA的危及。已提出基于MR的生 化成像技术(诸如，延迟钆增强软骨MRI(dGEMRIC)(例如，参见Bashir  A，Gray ML，Burstein D.Gd-DTPA2-as a measure of cartilage degradation. Magnetic Resonance in Medicine 1996；36(5)：665-673；同样参见Bashir A， Gray ML，Hartke J，Burstein D.Nondestructive imaging of human  cartilage glycosaminoglycan concentration by MRI.Magnetic Resonance in  Medicine 1999；41(5)：857-865))作为用于评估软骨损害的早期诊断工具。在 dGEMRIC中，在锻炼协议之前，通常可以施行带负电荷的造影剂(例如， Gd-DTPA2-)，以便采用健康软骨与受损软骨之间的不同Gd-DTPA动力学， 并且通常执行成像以测量受损软骨的延迟造影增强，这以相反关系反映了 糖胺聚糖(GAG)的局部浓度。具有变质的GAG的区域通常具有更高浓 度的Gd-DTPA2-，这可以以所测量的T₁来反映。因此，dGEMRIC可以提 供GAG损耗的间接可视化，这可以是软骨退化的早期标志(例如，参见 Kim YJ，Jaramillo D，Millis MB，Gray ML，Burstein D.Assessment of early  osteoarthritis in hip dysplasia with delayed gadolinium-enhanced magnetic  resonance imaging of cartilage.Journal of Bone & Joint Surgery- American Volume 2003；85-A(10)：1987-1992)。

基于三维(3D)梯度回波读数的快速2角度T₁映射(F2T1，fast 2-angle  T₁ mapping)脉冲序列也已被介绍并且对于髋的dGEMRIC而言是有效的。 与二维(2D)多点反转恢复(IR)和饱和恢复(SR)脉冲序列(其由于较 长的获取时间而对于临床应用而言是成问题的)相比，F2T1脉冲序列会更 具时效性。已提出F2T1序列以获取覆盖具有各向同性空间分辨率的整个髋 关节的dGEMRIC数据集，接着，可以在髋关节的旋转径向平面内的后处 理期间对这些数据集进行重新格式化。这些研究表明了，例如，在旋转径 向平面内的后处理期间重新格式化的dGEMRIC图像可以描绘髋臼的前上 区域中的软骨损伤，其中，软骨损伤通常出现在FAI患者身上。

根据在不与伪像混淆的情况下对整个3D体积进行采样所需的分区数 量，例如在各向同性空间分辨率为0.80mm x 0.80mm x 0.80mm以及采集 时间大约为约9-10分钟以上的情况下以1.5特斯拉获得这些先前报告的3D dGEMRIC结果。假定髋臼软骨的尺寸小，则优选地，可进一步增大空间 分辨率并减少扫描时间，以最小化由于患者运动而导致的空间分辨率的损 失。例如，一种增加空间分辨率和/或减少扫描时间的方法可以是以3特斯 拉进行3D dGEMRIC，并且以由于在3特斯拉时在髋内B₁+变化增加而导 致精确性降低为代价，用增加的信噪比(SNR)分别换取更高的分辨率和/ 或更快的成像(例如，更高的加速度)。可以利用相应的B₁+映射方法来部 分地补偿精确性的损失，其中，所得到的翻转角度图可以用于校正T₁图。

因此，对于解决本文中以上所述的至少一些难题和/或问题会是有益的。

发明内容

当结合附图和权利要求书阅读以下本公开内容的示例性实施例详细描 述时，本公开内容的这些和其他目的、特征和优点将变得显而易见。

根据本公开内容的示例性实施例，可以提供用于生成适用于在3特斯 拉时在髋的径向平面内进行dGEMRIC的高分辨率2D T₁映射序列的设备、 方法和计算机可存取介质。T₁测量可以是精确的、可重复的且可再现的。 示例性设备、系统、方法和计算机可存取介质实现的示例性技术可以应用 于测量其他关节(例如，膝盖等)的软骨T₁和其他组织的T₁，并且可适用 于在3特斯拉情况下的应用，这是因为其对B₁+不均匀性不敏感。

例如，根据本公开内容的某些示例性实施例，可以提供用于获得高空 间分辨率2D T₁映射的设备、方法和计算机可存取介质。例如，可以通过在 径向成像平面内进行高空间分辨率2D T₁映射来采用通过3特斯拉成像而 促进的增加的SNR，以利用髋关节的几何结构(例如，参见参考文献4和 12)。根据本公开内容的某些示例性实施例，可以提供具有用于髋的径向平 面内的dGEMRIC的高平面内分辨率的B₁不敏感2D T₁映射脉冲序列。例 如，示例性实施例可以以3特斯拉、使用示例性快速自旋回波(FSE)脉冲 序列来使髋成像，以利用充分的SNR实现高空间分辨率并且采用B₁不灵 敏的饱和脉冲来执行均匀的T₁加权。例如，所提出的脉冲序列的扫描时间 可以为约1分20秒/2D切片(slice)。与先前报告的3D dGEMRIC脉冲序 列相比，示例性脉冲序列会对患者运动相对较不敏感。另外，根据本公开 内容的某些示例性实施例，通过比较所测量出的人体模型(phantom)的 T₁和FAI患者的髋软骨的T₁，可以例如在3特斯拉时针对严格的多点饱和 恢复(SR)脉冲序列来验证示例性结果。另外，可以在人体模型实验中比 较示例性脉冲序列与3D F2T1脉冲序列的精确性和SNR效率。

在本公开内容的某些示例性实施例中，可以提供用于使至少一个解剖 结构程成像的设备、方法和计算机可存取介质。例如，可以将具有快速自 旋回波(FSE)的饱和恢复(SR)脉冲序列引导到解剖结构或引导到解剖 结构处。可以基于SR脉冲序列生成至少一个解剖结构的至少一个T₁图像。 根据某些示例性实施例，解剖结构可以包括髋。在某些示例性实施例中， T₁图像可以包括在多个旋转径向平面内生成或提供的多个T₁图像。

根据某些示例性实施例，SR脉冲序列可以具有大于或等于约3特斯拉 的静磁场强度。在某些示例性实施例中，SR脉冲序列可以包括至少两个图 像采集。例如，图像采集可以包括质子密度(PD)采集和T₁加权采集。根 据某些示例性实施例，SR脉冲序列可以包括射频(RF)饱和脉冲。RF饱 和脉冲可以对RF场(B₁)和/或静磁场(B₀)不均匀性基本上不敏感。

当结合附图和权利要求书阅读以下本公开内容的示例性实施例的详细 描述时，本公开内容的这些和其他目的、特征和优点将变得显而易见。

附图说明

从结合示出本公开内容的说明性实施例的附图所得到的以下详细描述 来看，本公开内容的其它目的、特点和优点将是显而易见的，在附图中：

图1A是根据本公开内容的某一示例性实施例的时间延迟(TD)示例 性作用的框图；

图1B是根据本公开该内容的某些示例性实施例的示例性饱和恢复 (SR)采集的图；

图2示出根据本公开内容的某些示例性实施例的示例性T₁图；

图3是根据本公开内容的某些示例性实施例的示例性T₁测量的图；

图4是使用根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、方法 和计算机可存取介质、使用不同时间延迟而获取的示例性图像；

图5A-5D是使用根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、 方法和计算机可存取介质所生成的示例性髋图像；

图6是根据本公开内容的某些示例性实施例的与6点拟合(6-point  fitting)相比的示例性T₁测量的示例性图；

图7是使用根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、方法 和计算机可存取介质所生成的示例性dGEMRIC T₁图的示例性图像；

图8是根据本公开内容的某些示例性实施例的示例性系统的示例性框 图的图示；以及

图9是根据公开内容的某些示例性实施例的示例性过程的示例性流程 图。

在全部附图中，相同的附图标记和字符用于表示所说明的实施例的类 似特征、元件、部件或部分，除非另外规定。此外，尽管现在将参照附图 详细描述本公开内容，但是其是结合说明性的实施例来这样完成的而不受 限于图中所示且所附权利要求中所指示的具体实施例。

具体实施方式

示例性素材和方法

示例性脉冲序列

利用根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、方法和计算 机可存取介质，可以提供、使用和/或生成示例性FSE脉冲序列以利于两个 不同的T₁权重执行两种图像采集。例如在应用SR时间延迟(TD)约为软 管或其他关注组织的T₁的饱和脉冲(例如，考虑钆和磁场强度的效果)后， 可以获取示例性初始FSE图像采集，以便实现SR采集的T₁敏感度与SNR 之间的良好平衡(例如，参见Haacke E，Brown R，Thompson M，Venkatesan  R.Spin density，T1 and T2 quantification methods in MR imaging. Magnetic resonance imaging.New York：Wiley-Liss；1999.p 637-667)。基 于在1.5特斯拉和3特斯拉时的先前dGEMRIC研究，可以期望在3特斯 拉时正常软骨的T₁例如大约为约700-800ms。同样地，可以例如使用 TD＝700ms，以实现SR采集的T1敏感度与SNR之间的良好平衡。在 TD＝700ms的情况下的示例性SR采集中，由于磁化的接近完全恢复，具 有短的T₁值(例如，＜350ms)的组织会易受随机误差的影响，而由于磁 化的不充分恢复，具有长的T₁值(例如，＞2100ms)的组织会易受随机 误差的影响。可以以大约为例如约5T₁s的重复时间(TR)而不利用饱和 脉冲执行第二示例性FSE图像(例如，质子密度-加权(PD))采集。例如 通过将SR图像I_SR除以PD图像I_PD以对未知的均衡磁化(M₀)进行校正、 接着对由支配T₁弛豫的布洛赫等式描述的理想SR实验进行求解，来逐像 素地计算T₁，例如：

$\frac{I_{\mathrm{SR}}=M_0(1-e^{-\mathrm{TD}/T_1})}{I_{\mathrm{PD}}=M_0}=(1-e^{\mathrm{TD}/T_1}),---\left(1\right)$

$T_1=\frac{-\mathrm{TD}}{\log (1-\frac{I_{\mathrm{SR}}}{I_{\mathrm{PD}}})}---\left(2\right)$

例如，根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、方法和计 算机可存取介质可以对配备有能够实现例如45mT/m的最大梯度强度和 200T/m/s的转换速率的梯度系统的全身3特斯拉MRI扫描器(例如，德 国埃尔兰根市的Siemens Healthcare制造的Verio)执行示例性FSE脉冲序 列。可以使用发射体线圈来执行射频(RF)激励，并且可以采用32元素“心 脏”线圈阵列(例如，由佛罗里达州奥兰多市的Invivo制造)来进行信号接 收。相关的成像参数可以例如包括：视场＝190mm x 190mm；采集矩阵＝320 x 320；平面内分辨率＝0.6mm x 0.6mm；切片厚度＝5mm；涡轮因子(turbo  factor)＝13；FSE读数持续时间可以例如是约143ms，TE＝10ms，重新 聚焦翻转角度可以例如是180°，全面自动校准部分并行采集(GRAPPA) 具有加速度因子＝1.8，以及接收器带宽＝161Hz/像素。脂肪抑制脉冲可以用 于避免在骨头-软骨界面处的化学位移伪影。TR(例如，包括饱和脉冲、恢 复时间和FSE读数持续时间)对于SR采集和PD采集可以分别是850ms 和4000ms。SR采集和PD采集这两者的总扫描时间可以例如是1分20秒 /切片。

根据本公开内容的某些示例性实施例的设备、系统、方法和计算机可 存取介质还可以提供、使用和/或生成B₁不敏感饱和脉冲以在3特斯拉时在 髋内实现均匀的T₁加权。混合的绝热-矩形脉冲串可以包括三个非选择性的 RF脉冲，例如：非选择性矩形140°脉冲、非选择性矩形90°脉冲和非选择 性绝热半通道脉冲。插入RF脉冲之间的去磁化梯度(crusher gradient) 可以是循环的以消除仿真回波。可以在第一RF脉冲之前且在第三RF脉冲 之后应用扰相梯度(Spoiler gradient)，以对横向磁化进行移相(dephase)。

为了验证利用示例性等式[2]计算和/或确定的示例性T₁测量，可以例 如以TD＝350ms、1050ms、1750ms、2450ms获取四个附加SR图像(例 如，参见图1A和图1B)。4个附加SR图像的总扫描时间可以例如是1分 40秒/切片。可以将这些附加SR图像与具有TD＝700ms的示例性SR图像 和示例性PD图像合成，以便执行示例性等式[1]的双参数(例如，M₀、T₁) 非线性拟合。可以连续地采集六个示例性图像，以最小化图像登记误差。 采集六幅图像的总扫描时间可以例如是3分/切片。图1B示出可以用在本 公开内容的一个或多个示例性实施例中和/或与本公开内容的一个或多个示 例性实施例一起使用的示例性SR采集的示例性图。例如，以TD为350ms、 700ms、1050ms、1750ms和2450ms来示出五个SR采集。可以利用 TR＝4000ms而不利用饱和脉冲来获得示例性PD采集。可以使用具有 TD＝700ms的SR图像和PD图像来进行示例性解析T1测量(例如，参见 等式1)。可以使用全部六幅示例性图像进行理想SR等式的示例性双参数 拟合。另外，例如可以连续地获取全部六幅图像，以便最小化图像登记误 差。

可以执行某些示例性实验，以验证本公开内容的某些示例性实施例。 例如，在两个示例性人体模型实验中，可以将示例性2D FSE脉冲序列与例 如3D F2T1脉冲序列进行比较。在被设计成例如将敏感度与B₁+变化进行 比较的第一示例性人体模型实验中，利用示例性协议执行示例性2D T₁映射 脉冲序列，并且以如下参数执行3D F2T1成像，例如：空间分辨率＝0.8mm x 0.8mm x 0.8mm，翻转角度＝5°和30°，TE/TR＝3.5/20ms，接收器带宽 ＝103Hz/像素，144个分区，通过采样的22％分区(partition)，通过采样 的41％分区，GRAPP加速度因子＝1.8，在相编码方向上的部分傅里叶因子 6/8，以及扫描时间＝13分16秒。在3D F2T1序列之前，例如基于模拟回波 脉冲序列来执行B₁+映射预扫描，以校正根据3D F2T1图像计算出的T₁图。 例如使用对配备有例如VB17软件平台的示例性3特斯拉扫描器的Siemens 内嵌重构过程，计算利用B₁+校正的T₁图。对于被设计成比较SNR效率的 第二示例性人体模型实验，例如利用完整的k空间编码(例如，无GRAPPA 加速和无部分傅里叶成像)执行示例性2D T₁映射和3D F2T1映射这两种 过程，其中，扫描时间例如分别是约2分15秒和31分48秒，以便计算SNR 作为均值信号与背景噪声的标准偏差之比。

示例性人体模型成像

例如，可以在冠状平面内使具有已知的T₁(例如，～550ms)的球形矿 物油人体模型成像，以确定饱和脉冲对在3特斯拉时髋内的临床相关的B₁+ 变化的灵敏度。为了避免油人体模型的信号饱和，可以例如在不利用脂肪 抑制脉冲的情况下执行示例性人体模型实验。可以例如以根据标称校准的 B₁+值的约0.8-1.2(例如，0.1步长)手动调整的饱和脉冲的B₁+标度重复 图像采集。20％的B₁+变化的上限可以基于在3特斯拉时利用髋成像的初步 实验。

在第二示例性实验中，人体模型可以例如包括蒸馏水中约9％的丙三醇 以仿真髋软骨的弛豫时间(例如，所测量出的T₁＝730ms；所测量出的T2＝37 ms)。对于3D数据，例如仅在通常对应用于2D FSE平面的2D平面内测 量SNR。为了考虑体素大小的差，利用体素大小对SNR进行归一化。然后， 将示例性的归一化后的SNR效率确定为归一化后的SNR除以扫描时间的 平方根。

示例性髋成像

在示例性实验中，在双倍剂量(例如，0.2mmol/kg)的Gd-DTPA^2-(例 如，Bayer Healthcare的)静脉注射以及以可控速度在跑步机 (treamill)上行走15分钟之后，使患有髋部疼痛和经过对FAI的肯定身 体检查的患者成像。例如，在临床协议之后、在用药Gd-DTPA之后约45 分钟，应用dGEMRIC脉冲序列。以连续的九个患者(例如，平均年龄＝36 ±10岁)扫描十个髋(例如，左边6个、右边4个)。在包括在髋臼的前上 区域中的径向平面内采集这些图像。根据人力调查委员会批准的协议执行 人成像；并且所提供、写入、告知的对象同意。

示例性图像分析

可以例如使用根据本公开内容的示例性实施例的示例性软件，执行图 像处理，示例性软件可以由图8所示的示例性系统实现。对于每个髋，例 如将在不同时间点(参见图1B)处所采集的六幅图像空间地登记至PD图 像，以对运动进行补偿。具体地，例如使用仿射变换来登记优选地包括整 个髋关节的用户定义的ROI。

在对患者数据去识别并随机化后，例如，两个观察者手动地对髋关节 软骨的承重部分上从外侧骨边缘(不包括唇)到髋臼窝的边缘的关注区域 (ROI)进行分割(例如，参见Mamisch TC，Dudda M，Hughes T，Burstein  D，Kim YJ.Comparison of delayed gadolinium enhanced MRI of cartilage (dGEMRIC)using inversion recovery and fast T1 mapping sequences. Magnetic Resonance in Medicine 2008；60(4)：768-773)。对于每个ROI，示 例性软件基于示例性等式[2]中的公式计算示例性可解T1图(例如，使用 TD＝300ms和PD)。作为参考测量，示例性软件还使用六幅图像和全局优 化过程来计算双参数六点拟合的T1图(例如，参见Hansen E，Walster G. Global optimizing using interval analysis：revised and expanded.New York： Marcel Dekker，Inc；2003)。观察者1例如在从第一次分析开始14天后重复 图像分析，以估计观察者内部差异。例如，在观察者1与观察者2之间估 计观察者间差异，从而比较每个髋的软骨ROI的平均T₁值。两个独立的观 察者看不到患者身份和彼此。

统计分析

对于每个ROI，例如逐像素地计算示例性T₁与六点拟合T₁之间的差， 以便针对每个分析会话显示误差的空间分布。例如使用每个ROI的平均T₁值执行皮尔森相关和Bland-Altman(例如，参见Bland JM，Altman DG. Statistical methods for assessing agreement between two methods of clinical  measurement.Lancet 1986；1：307-310)分析。

噪声分析

为了估计T₁误差，可以根据从600ms到1200ms(例如，步长为5ms) 变动的真实T₁，例如使用用于参考T₁映射(例如，6点SR实验)的示 例性等式[1]和用于示例性T₁映射的示例性等式[2]执行理论分析。T₁范围 的下限(例如，通常为-200ms)和上限(例如，通常为+400ms)可以例 如基于假设正常软骨T₁等于800ms。例如，为了估计临床相关的白高斯 噪声，在27岁的男性志愿者中，可以利用全k空间编码和TR＝10s(例 如，＞5T₁)在髋的径向平面中获取两种PD图像采集。另外，可以例如使 用同一脉冲序列而不用RF激励来采集噪声图。髋关节软骨可以手动地来 分割，并且SNR可以被计算为平均软骨信号与从噪声图得到的标准噪声 偏差的比率。两个PD SNR测量的平均值可以是例如127.5。给定示例性 PD采集可以执行GRAPPA加速1.8，则可以预测PD SNR为95。假设 M₀＝PD，临床相关的白高斯噪声估计为例如0.0105M₀(例如，＝M₀/95)。 可以使用具有100个像素的数值人体模型重复执行理论噪声分析例如100 次，以模拟所分割的髋软骨中的典型数量的像素，其中相同量的白噪声被 添加到例如数值PD和SR图像。可以例如通过对算出的和真实的T₁值执 行线性回归分析并计算均方根误差(RMSE)来估计白噪声对T₁精度的 影响。所报告的线性回归统计和RMSE值表示在100次测量中的平均值± 标准偏差。

示例性结果

图2示出了使用本公开内容的特定示例性实施例和六点T₁方法而获 得的人体模型的示例性图以及百分比差图。在图2中对于具有已知T₁(例 如，～550ms)的球形矿物油人体模型使用示例性6点拟合方法/过程来计 算T₁图。示例性人体模型是对冠状平面(例如没有脂肪抑制脉冲)进行 成像。两个T₁图之间的差是例如针对整个人体模型而逐像素地确定的。 人体模型中的T₁对于示例性方法是例如562±21ms并且对于六点拟合方 法是例如561±15ms，并且百分比差的RMS是2.8％，这意味着他们是等 量的。利用示例性方法的T₁测量对于B₁+标度(scale)0.8、0.9、1.0和 1.1以及1.2分别是例如567ms、565ms、561ms、561ms以及563ms。 与3特斯拉时心脏中的工作一致(参见例如参考文献20)，人体模型T₁值始终是类似的(例如，相对于平均值小于1％的差)，这意味着饱和脉 冲可以对20％那么大的B₁+变化不敏感。

相比之，使用具有B₁+校正的3D F2T₁脉冲序列的T₁测量对于B₁+ 标度(例如为0.8、0.9、1.0和1.1以及1.2)分别为例如559ms、574ms、 585ms、612ms以及630ms，这表示即使对于B₁+校正，3D F2T₁脉冲序 列也会对临床相关B₁+变化(参见图3)敏感。图3示出了根据B₁+标度 (从0.8到1.2变动(步长为0.1))的T₁测量的示例性图。3D F2T₁脉冲 序列可以对B₁+标度(从0.8到1.2变动)敏感，而示例性提出的2D T₁映射脉冲序列可以对同一B₁+标度范围不敏感。

对于示例性甘油人体模型实验，归一化的SNR效率对于2D FSE和 3D F2T₁分别是例如大约10.3和4.3。2D FSE比3D F2T₁高的SNR效率 可以是由于翻转角度的差别(例如，对于2D FSE相对于3D F2T₁分别为 90°-180°相对于5°-30°)。

图4示出了对于一个代表性情况利用不同的SR时间延迟采集的六个 示例性径向图像。通过例如利用六个图像的信号拟合饱和恢复(SR)曲 线而严格地计算T₁。还使用例如第二图像和最后的图像利用示例性等式1 中的分析公式来计算T₁。假设在3特斯拉时在健康髋软骨中T₁为大约700 -800ms来选择TD值，以使得TD＝4s处的图像对应于质子密度。此外， 该示例性图像系列呈现出一致良好的图像质量。对于ROI内的像素，使 用六个可用值的全局优化可以允许例如如图1B所示的SR曲线的精确拟 合以计算T₁。

在图5中例如对于一个髋示出了示例性T₁图和六点拟合T₁图，以及 两者之间的百分比差的图和直方图。对于一种、一些或者所有情况，可以 从横向骨边缘到髋臼窝的边缘分割髋软骨的承重部分。对于每个ROI(例 如，如图5A和5B所示)可以使用示例性和6点拟合方法/过程来确定T₁图，并且逐像素地确定两个ROI之间的百分比差(例如，如图5C和5D 所示)。在该图中，百分比差的RMS对于髋是3.2％。

色带的范围被选择为例如扩展ROI中的值分布。在该特定髋中，分 析T₁和六点拟合T₁之间的像素间百分比差从例如-6.4％到6.8％变动，并 且百分比差的RMS是3.2％。

10个髋的均值T₁对于观察者1的两次会话和观察者2的单次会话分 别是例如823±189ms、808±183ms以及797±132ms。软骨的均值T₁为 大约800ms的事实可以确认TD为700ms的选择。图6的顶部行示出了 例如对于十个髋的示例性T₁和六点拟合T₁之间的关联，而底部行示出了 可以示出两种T₁测量之间的一致性的布兰德-奥特曼图。确定的皮尔森相 关系数R²在所有情况下可以大于0.95(例如，p＜0.001)，这意味着两种 测量可以是强相关的。根据布兰德-奥特曼分析，示例性六点拟合T₁值一 致性良好(例如，平均差＝-8.7ms，例如，～1％；一致性的95％的上限和 下限分别＝64.5ms和-81.9ms)。表1中示出了对于观察者1、分析2以及 观察者2的皮尔森和布兰德-奥特曼统计。

表1

布兰德-奥特曼和皮尔森分析的概括

如表1所概括的，利用分析方法从同一SR数据算出的T₁的观察者内部 差异/观察者间差异可以为例如-10.4/11.9ms，并且一致性的95％的上限 (例如，均值加上1.96的标准偏差)和下限(例如，均值减去1.96的标 准偏差)分别为34.1/118.3ms和-54.9/94.5ms。使用六点拟合，T₁的观察 者内部差异/观察者间差异可以为-14.8/11ms，而一致性的95％的上限和 下限可以分别为38.0/144.7ms和-67.6/122.7ms。

图7示出了例如在髋关节的六个旋转径向平面内53岁的男性患者的 示例性代表dGEMRIC T₁图。在该示例性实施例中，用于采集六个T₁图 的总扫描时间是例如8分钟。原始SR和PD图像均呈现出良好的图像质 量，并且这些T₁图描绘了具有适当空间分辨率的髋软骨。

与从600ms到1200ms变动的真实T₁相比，对于理论噪声分析， RMSE值对于分析T₁和6点拟合T₁分别是例如27.3±1.6ms和20.3±1.6 ms。线性回归统计可在分析T₁映射方法与6点T₁映射方法之间比较(参 见表2)。

表2

示例性实施例的进一步详细描述

根据本公开内容的示例性实施例的设备、系统、方法以及计算机可存 取介质可以提供、利用和/或生成对于每个切片具有例如为1分20秒的临 床可接受扫描时间的、髋关节中的dGEMRIC的二维(2D)T₁映射脉冲 序列。与严格的六点SR采集(例如，每个切片3分钟)相比，使用根据 本公开内容的示例性实施例的示例性过程的示例性T₁映射采集可以产生 体外和体内的精确结果，这意味着两种采集可以是等量的。对于T₁计算 的观察者内部和观察者间的一致性可以是良好的。

基于具有FSE读数的多点IR或SR的传统2D T₁映射脉冲序列(参 见例如Crawley AP，Henkelman RM.A comparison of one-shot and  recovery methods in T1 imaging.Magnetic Resonance in Medicine 1988；7(1)：23-34；还参见Haase A.Snapshot FLASH MRI.Applications  to T1，T2，and chemical-shift imaging.Magnetic Resonance in Medicine 1990；13(1)：77-89；还参见Look D，Locker D.Time saving in  measurement of NMR and EPR relaxation times.Rev Sci Instrum 1970；41：250-251)可能由于其长采集时间而临床不可行。基于梯度回波读 数的T1映射脉冲序列(参见例如参考文献8、27)可以比基于FSE的脉 冲序列更高效，但是在3特斯拉时它们的SNR一般较低并且对B₁+不均 匀性敏感。根据本公开内容的特定示例性实施例的示例性2D脉冲序列可 以提供良好的图像质量，这是由于例如可以使用在3特斯拉处的FSE读 数。此外，这样的示例性脉冲序列可以通过利用鲁棒饱和脉冲(参见例如 Kim D，Oesingmann N，McGorty K.Hybrid adiabatic-rectangular pulse  train for effective saturation of magnetization within the whole heart at 3 T.Magnetic Resonance in Medicine 2009；62(6)：1368-1378)而有利于一 致的T₁加权。该示例性饱和脉冲可以有效地使得在3特斯拉处在整个心 脏内的磁化饱和(参见例如Id.)。髋内的B₁+变化可以低于心脏内的B₁+ 变化。该示例性人体模型实验表示与3D F2 T₁脉冲序列相比，例如，示 例性提出的2D T₁映射脉冲序列可以产生较高的SNR效率以及对B₁+变 化的较低灵敏度。基于对于在3特斯拉处的髋成像的初步经验，假设B₁+ 变化为20％来执行示例性人体模型实验。示例性T₁映射脉冲序列可以对 高达40％的B₁+变化不敏感(参见例如Id.)。

可以例如针对基于六点SR采集的严格示例性T₁映射方法来验证示 例性脉冲序列。在体内利用该采集途径的潜在问题可以是患者运动。尽管 例如使用仿射变换来执行整个髋关节的图像登记，但是在图像之间存在对 于一些像素可以影响T₁计算的小的残留运动。与3分钟的全六点SR采 集相比，对于1分20秒的两点SR采集，运动可能问题较少。用于进一 步最小化登记误差的示例性途径可以是执行SR与PD之间的交织采集。

软骨的均值T₁可以是例如大约800ms。因而，对于SR图像采集的 示例性选择TD＝700ms可以表示T₁灵敏度与SNR之间的良好平衡，并 且对于PD图像采集TR＝4000ms可以是足够的。对于对具有不同的T₁的组织进行成像，优选地调整SR采集的TD和PD采集的TR。

图8示出了根据本公开内容的系统的示例性实施例的示例性框图。例 如，根据此处描述的本公开内容的示例性过程可以通过处理装置和/或计 算装置102来执行。这样的处理/计算装置102可以是例如完整的计算机/ 处理器104或者计算机/处理器104的一部分或者包括但不限于计算机/处 理器104，计算机/处理器104可以包括例如一个或多个微处理器以及存储 在计算机可存取介质(例如，RAM、ROM、硬盘驱动器或者其它存储设 备)上的使用指令。

如图8所示，例如，可以设置计算机可存取介质106(例如，如上所 述，存储设备，诸如硬盘、软盘、记忆棒、CD-ROM、RAM、ROM等 或者其集合)(例如，以与处理装置102通信)。计算机可存取介质106 可以在其上包含可执行指令108。另外或者替选地，存储装置110可以与 计算机可存取介质106分开设置，其可以向处理装置102提供指令，以配 置处理装置执行例如如上所述的特定示例性过程、处理以及方法。

此外，示例性处理装置102可以设置有或包括输入/输出装置114，其 可以包括例如有线网络、无线网络、因特网、内联网、数据收集探针、传 感器等。如图8所示，示例性处理装置102可以与示例性显示装置112通 信，根据本公开内容的特定示例性实施例，显示装置112可以是被配置用 于例如除了输出来自处理装置的信息之外、还向处理装置输入信息的触摸 屏。此外，示例性显示器112和/或存储装置110可以用于以用户可存取 格式和/或用户可读格式来显示和/或存储数据。

图9示出了根据本公开内容的一个或多个示例性实施例的示例性过 程的示例性流程。例如，在块910处，示例性过程可以将具有快速自旋回 波(FSE)的饱和恢复(SR)脉冲序列引导到至少一个解剖结构(例如， 髋)。接下来，在块920处，示例性过程可以基于SR脉冲序列生成至少 一个解剖结构的至少一个T₁图像。示例性过程可以经由块930生成一个 图像或多个图像。另外，在某些示例性实施例中，可以例如在块940处提 供多个旋转径向平面中的T₁图像中的至少一个(例如，单个或多个)。

上述仅示出了本公开内容的原理。根据此处的教导，对所述实施例的 各种修改和变更对本领域技术人员而言将是明显的。因此，应理解，本领 域技术人员将能够想到大量系统、装置以及过程，尽管此处未明确示出或 描述这些大量系统、装置以及过程，但是能实施本公开内容的原理因而可 以在本公开内容的精神和范围内。例如，此处描述的各种示例性实施例可 以结合本公开内容的其它示例性实施例以及与本公开内容的其它示例性 实施例一起互换地使用。应理解，此处描述的示例性过程可以存储在任意 计算机可存取介质(包括硬盘驱动器、RAM、ROM、可移动盘、CD-ROM、 记忆棒等)上，并且由处理装置和/或计算装置来执行，该处理装置和/或 计算装置可以是和/或包括硬件处理器、微处理器、小型计算机、宏、大 型机等，其包括其中的多个和/或其组合。另外，本公开内容(包括其说 明书、附图以及权利要求)中所使用的某些术语在一些实例(包括但不限 于例如数据和信息)中可以同义地使用。应理解，尽管这些词和/或可以 彼此同义的其它词在这里可以同义地使用，但是可以存在不打算同义地使 用这样的词的实例。此外，对于现有技术知识在以上没有通过引用明确合 并于此的程度，明确地为将其全文合并于此。所引用的全部公开在这里通 过引用将其全文合并于此。