用于成像中时序的自动系统的制作方法

用于成像中时序的自动系统的制作方法
【专利摘要】本发明涉及用于成像中时序的自动系统。一种成像系统，自动确定心脏时序参数以便获取心脏相位中的心脏图像。接口接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据。数据存储库，针对特定心脏相位中图像的获取，将不同图像取向与对应的不同数据项相关联，该对应的不同数据项识别了个别心脏周期内的相对于该心脏周期的起始点的相应对应的特定获取点。获取时序处理器，响应于识别所述心脏图像取向的所接收的数据，从所述数据存储库确定个别心脏周期内相对于所述心脏周期的起始点的特定获取点，并且使用所确定的特定获取点来提供同步信号以用于触发在所述特定心脏相位处的图像的获取。
【专利说明】用于成像中时序的自动系统
[0001]本申请要求2012年10月26日提交的，序号为61 / 718，731的美国临时申请的优先权，该美国临时申请通过引用被全文结合于本文中。
【技术领域】
[0002]本发明涉及一种用于自动确定心脏时序参数以便获取期望心脏相位中的心脏图像的成像系统。
【背景技术】
[0003]尽管有硬件中的改进，但包括MRI的现代成像方法对于诸如器官的成像目标的运动是敏感的。运动的来源包括在成像过程期间患者的来自心脏跳动的生理运动、呼吸运动、以及自主或不自主运动。这种运动导致了受损的图像质量。例如在心脏MRI中，运动可能导致心脏图像的模糊、胸腔和/或其他移动器官的幻影伪像(ghosting artifact),或跨均匀组织(例如心肌或血池)的不均匀分布。因此，运动可能导致无诊断质量的图像，或甚至错误的阳性或阴性发现。
[0004]增加的成像速度改善了患者舒适度和成像吞吐量，并且减少运动对图像的影响。现有技术的MR扫描器配备有强磁场梯度系统以用于为了增加的成像速度而在末梢神经刺激的限制内快速切换梯度脉冲。高密度线圈阵列被用于提供高级采样和重构方法以用于采样不足的成像数据来进行加速的成像。虽然这些特征可以改善图像质量和结果的一致性，但运动的程度仍然大于典型成像体素尺寸，并且运动的速度相比于很多应用中的图像获取时间是显著地并且引起降低的图像质量。
[0005]对移动的心脏进行成像通常通过将数据获取与心电图(ECG)信号进行同步来执行。这确保了成像数据可以在具有相同程度的心脏运动的相同心脏相位中被一致获取，或者在包括最小心脏运动的特定时间段(通常是舒张中期或收缩末期)中被一致获取。精确的运动控制对于很多心脏应用而言是期望的，这些心脏应用要求高空间分辨率或均匀信号。例如，冠状动脉管腔和/或冠状血管壁的视觉化要求毫米以下的空间分辨率，而心脏运动可能具有厘米量级。组织特征化依赖于在正常和病态心肌之间的MR亮度信号强度上的微小差别，并且信号强度可能被运动所偏斜。
[0006]进一步，参数映射方法(基于Tl、T2、T2*的方法)要求运动控制以得出准确的逐像素松弛参数。这些方法要求了对图像获取触发时间的准确选择以将由心脏运动引起的对图像结果的不利影响最小化。根据本发明原理的系统解决了在存在运动的情况下成像方面的已知成像方法的缺陷和相关问题。

【发明内容】

[0007]图2示出了来自健康患者的已知图像获取短轴视图(行203)和四腔视图(行205)，其是使用临床暗血(dark-blood)快速自旋回波序列所获取的，示出了取决于对触发时间的选择的图像质量，以及针对不同视图甚至针对相同患者而变化的最佳获取时间。触发时间(TT)涉及心电图RR波与K空间中心线的获取之间的延迟时间。根据本发明的原理，图像示出了图像质量对两幅视图中TT的选择的相关性，以及相同患者的短轴视图和四腔视图中最佳TT上的差别。例如，对于四腔视图的最佳图像207在TT=705ms处被获取，而对于短轴视图的最佳图像209在TT=755ms处被获取。例如，MR成像系统使患者特定的、取向相关的最佳时序参数的选择自动化，以便实现在心脏成像中具有最小运动伪像的一致的、操作者无关的图像质量。成像系统自动确定了心脏时序参数，以便获取期望心脏相位中的心脏图像。接口接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据。数据存储库，针对特定心脏相位中图像的获取，将不同图像取向与对应的不同数据项相关联，该对应的不同数据项识别了个别心脏周期内的相对于所述心脏周期的起始点的各自对应的特定获取点。获取时序处理器，响应于识别所述心脏图像取向的所接收的数据，从所述数据存储库确定个别心脏周期内相对于所述心脏周期的起始点的特定获取点，并且使用所确定的特定获取点来提供同步信号以用于触发在所述特定心脏相位处的图像获取。
【专利附图】

【附图说明】
[0008]图1示出了根据本发明原理的用于自动确定心脏时序参数以便获取期望心脏相位中的心脏图像的成像系统。
[0009]图2示出了使用暗血制备快速自旋回波(TSE)序列的短轴视图和四腔视图中的来自健康患者的图像。
[0010]图3示出了根据本发明原理的被用于得出用于自动扫描规划的信息的4D (3D影像或2D影像的堆叠)图像。
[0011]图4示出了根据本发明原理的自动选择的参考容积，例如，用于后续处理的舒张中期心脏相位(接近于R-R间隔的75% )中3D容积。
[0012]图5示出了根据本发明原理的对心脏视图(例如，4腔、3腔、2腔视图)和成像视场的系统自动确定，以及用于各个视图的坐标向量和法向量的确定。
[0013]图6示出了根据本发明原理的所计算的坐标信息和法信息向其余时间容积的传播，以便从每个时间相位的容积数据重新格式化各个视图。
[0014]图7示出了根据本发明原理的针对每个个别视图的对不同心脏相位的图像的系统组合，以及分析每个影像图像系列以得出视图特定的运动时间信息，以便识别具有最小心脏运动的时间段。
[0015]图8示出了根据本发明原理的由用于自动确定心脏时序参数以便获取期望心脏相位中的心脏图像的成像系统所执行的过程的流程图。
[0016]图9示出了根据本发明原理的由用于自动确定心脏周期中的时间以便获取期望心脏相位中的心脏图像的成像系统所执行的过程的流程图。
【具体实施方式】
[0017]例如，根据本发明原理的MR成像系统使患者特定的、取向相关的最佳时序参数的选择自动化，以便实现在心脏成像中具有最小运动伪像的一致的、操作者无关的图像质量。该系统在为了最佳图像质量提供具有患者特定的、操作者无关的设置的自动心脏扫描方面使扫描视图和成像视场的选择自动化。[0018]心脏运动和所需同步的程度在患者之间相当大的变化。已知经验公式(例如公式触发延迟= [(tKK-350) X0.3]+350)未描述患者特定的心脏运动。本发明人已经有利地认识至IJ，对于特定患者而言，因为在心脏的不同部分中心肌的活化变化着并且可能不相关，因此心脏运动取决于成像取向。这种相关性的缺少在图2中被示出。这在具有心脏不同步的患者中更有问题。在已知的临床过程中，用于心脏MRI成像数据获取的时序的选择通常是基于下述方法之一，I)基于经验公式来估计时序值，或2)通过(最多在心脏的4腔视图中)检查特定影像图像来识别具有最小心脏运动的静止心脏相位。时序选择的两种方法都有问题。方法I)没有特定于给定患者或成像取向，而方法2)也没有特定于成像取向并且是高度地操作者相关的。
[0019]已知的是，用于心脏MRI的视图规划可以根据静态3D成像容积或2D图像的堆叠而被自动化。还已知的是，心脏MRI中的成像视场可以被自动确定，并且图像获取脉冲序列时序参数可以针对最佳血液信号抑制而被确定，以用于暗血和反转制备。这些方法的组合促进了对图像平面确定进行自动化，以及减少了操作者相关性。然而，已知系统未能支持对最佳时序参数的选择进行自动化，以便最小化心脏运动诱发的伪像。
[0020]图1示出了用于自动确定心脏时序参数以便获取期望心脏相位中的心脏图像的成像系统10。系统10在提供用于心脏磁共振成像的自动过程方面，有利地采用4D(或时间解析的3D)容积而不是静态3D容积，该自动过程包括扫描视图规划、视场确定以及患者特定和视图特定的最佳时序选择。根据本发明的一些实施例，系统10包括自动MR图像数据获取系统，以用于自动心脏检查。
[0021]在系统10中，磁体12在要被成像并被放置在工作台上的患者11的身体中创建静态基本磁场。在磁体系统内是梯度线圈14，用于产生叠加在静态磁场上的位置相关磁场梯度。梯度线圈14响应于由梯度和均场以及脉冲序列控制模块16对其供应的梯度信号，在三个正交方向上产生位置相关且均场的磁场梯度，并生成磁场脉冲序列。均场的梯度补偿了 MR成像装置磁场中由患者解剖振动以及其他来源所产生的非均质性和变化性。磁场梯度包括施加到患者11的切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和读出梯度磁场。
[0022]进一步的RF(射频)模块20提供RF脉冲信号到RF线圈18，其作为响应产生磁场脉冲，该磁场脉冲将成像的身体11中的质子的自旋旋转了 90度或180度，以用于所谓的“自旋回波”成像，或旋转了小于或等于90度的角度，以用于所谓的“梯度回波”成像。脉冲序列控制模块16连同如由中央控制单元26所命令的RF模块20 —起控制切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场、读出梯度磁场、射频传输以及磁共振信号检测，以获取表示患者11的平面切片的磁共振信号。
[0023]响应于所施加的RF脉冲信号，RF线圈18接收MR信号，S卩，来自身体内的激发质子在其返回到由静态磁场和梯度磁场所确立的平衡位置时的信号。该MR信号被RF模块20内的检测器以及K空间分量处理器单元34所检测和处理，以向中央控制单元26中的图像数据处理器提供图像表示数据。ECG同步信号产生器30提供被用于脉冲序列和成像同步的ECG信号。单元34中的各个数据的二维或三维K空间存储阵列存储了包括MR数据集的对应各个频率分量。
[0024]计算机28(或者在不同实施例中的系统10的一个或多个其他单元中的至少一个处理装置)包括接口、存储库和包括获取时序处理器的图像数据处理器。所述接口接收数据，该数据识别了用于图像获取的心脏图像取向。所述存储库包括将不同的图像取向与对应的不同数据项相关联的数据，该对应的不同数据项识别了个别心脏周期内的相对于该心脏周期的起始点的相应对应的特定获取点。所述存储库关联数据被用于获取特定心脏相位中的图像。获取时序处理器根据响应于识别心脏图像取向的所接收的数据，从数据存储库来确定个别心脏周期内的相对于该心脏周期的起始点的特定获取点。获取时序处理器还使用所确定的特定获取点来提供同步信号，以便触发在特定心脏相位处的图像的获取。所述图像数据处理器使用容积图像数据的多个集合，以便确定在该心脏图像取向处的容积内的对应的相应多个二维(2D)图像。进一步，所述图像数据处理器响应于多个2D图像中的连续图像的相关性来确定以下当中的至少一个:(a)多个2D图像中的特定2D图像，以及(b)心脏周期中相对于该心脏周期的起始点的特定时间。
[0025]图3示出了 4D(3D影像或2D影像)图像被用于得出用于自动扫描规划的信息。系统10通过对用于特定患者和成像视图的参数的最优化选择来使心脏成像中的视图规划、视场计算以及最佳时序参数选择自动化。具体地，在一个实施例中的系统10采用了涉及获取 4D 图像 303、305、307-309、311 的方法，这些 4D 图像 303、305、307_309、311 覆盖了心脏周期内的整个心脏。系统10获取如3D影像或3D影像切片的堆叠的图像。系统10方法进一步涉及自动选择参考容积(例如包括在特定心脏相位处的图像数据)以用于分段。计算机28中的所述图像数据处理器从针对特定心脏相位得出的成像容积来执行对心脏的分段。在此示出了对在舒张期处获取的成像容积的使用，因为用于形态、组织特征化和血管造影的大多数后续心脏扫描是在舒张中期相位期间所获取的。
[0026]图4示出了由图像数据处理器所自动选择的参考容积，例如，舒张中期心脏相位(接近于R-R间隔的75%)中的3D容积，以用于后续处理。尽管不是患者特定的，但例如来自双源计算层析的已知先前全心脏研究指示了总最佳重构窗是患者中的R-R间隔的基本上75 %。出于本公开的目的，术语R-R间隔的“基本上75 % ”指的是总体最佳重构窗口位于R-R间隔的70%至80%之间。成像容积，即R-R间隔的基本上75% 403，被用作参照框架，以用于系统10方法的后续自动执行步骤，该方法用于视图规划、视场计算和最佳时序参数选择。时序参数选择在所述方法的后续步骤中被精制。
[0027]图5示出了由图像数据处理器自动确定心脏视图(例如四腔、三腔、两腔视图)和成像视场，以及确定用于各个视图的坐标向量和法向量，该各个视图包括结合图4所确定的参考容积并将被用于后续扫描。计算机28中的图像数据处理器自动计算临床心脏视图和成像视场，并且使用已知方法来得出从参考容积计算的用于临床心脏视图的坐标向量和法向量503、506。用于得出坐标向量和法向量的方法，例如，在“用于心脏磁共振成像获取的自动视图规划的方法和系统”(申请号:13 / 293，239，
【发明者】毕晓明, S·齐尔施多夫, C·格利尔米, 金宁 申请人:美国西门子医疗解决公司