用于成像中時(shí)序的自動(dòng)系統(tǒng)的制作方法
【專(zhuān)利摘要】本發(fā)明涉及用于成像中時(shí)序的自動(dòng)系統(tǒng)。一種成像系統(tǒng)，自動(dòng)確定心臟時(shí)序參數(shù)以便獲取心臟相位中的心臟圖像。接口接收識(shí)別了用于圖像獲取的心臟圖像取向的數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)存儲(chǔ)庫(kù)，針對(duì)特定心臟相位中圖像的獲取，將不同圖像取向與對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)相關(guān)聯(lián)，該對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)識(shí)別了個(gè)別心臟周期內(nèi)的相對(duì)于該心臟周期的起始點(diǎn)的相應(yīng)對(duì)應(yīng)的特定獲取點(diǎn)。獲取時(shí)序處理器，響應(yīng)于識(shí)別所述心臟圖像取向的所接收的數(shù)據(jù)，從所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)庫(kù)確定個(gè)別心臟周期內(nèi)相對(duì)于所述心臟周期的起始點(diǎn)的特定獲取點(diǎn)，并且使用所確定的特定獲取點(diǎn)來(lái)提供同步信號(hào)以用于觸發(fā)在所述特定心臟相位處的圖像的獲取。
【專(zhuān)利說(shuō)明】用于成像中時(shí)序的自動(dòng)系統(tǒng)
[0001]本申請(qǐng)要求2012年10月26日提交的，序號(hào)為61 / 718，731的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)的優(yōu)先權(quán)，該美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)通過(guò)引用被全文結(jié)合于本文中。
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0002]本發(fā)明涉及一種用于自動(dòng)確定心臟時(shí)序參數(shù)以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像的成像系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0003]盡管有硬件中的改進(jìn)，但包括MRI的現(xiàn)代成像方法對(duì)于諸如器官的成像目標(biāo)的運(yùn)動(dòng)是敏感的。運(yùn)動(dòng)的來(lái)源包括在成像過(guò)程期間患者的來(lái)自心臟跳動(dòng)的生理運(yùn)動(dòng)、呼吸運(yùn)動(dòng)、以及自主或不自主運(yùn)動(dòng)。這種運(yùn)動(dòng)導(dǎo)致了受損的圖像質(zhì)量。例如在心臟MRI中，運(yùn)動(dòng)可能導(dǎo)致心臟圖像的模糊、胸腔和/或其他移動(dòng)器官的幻影偽像(ghosting artifact),或跨均勻組織(例如心肌或血池)的不均勻分布。因此，運(yùn)動(dòng)可能導(dǎo)致無(wú)診斷質(zhì)量的圖像，或甚至錯(cuò)誤的陽(yáng)性或陰性發(fā)現(xiàn)。
[0004]增加的成像速度改善了患者舒適度和成像吞吐量，并且減少運(yùn)動(dòng)對(duì)圖像的影響?，F(xiàn)有技術(shù)的MR掃描器配備有強(qiáng)磁場(chǎng)梯度系統(tǒng)以用于為了增加的成像速度而在末梢神經(jīng)刺激的限制內(nèi)快速切換梯度脈沖。高密度線(xiàn)圈陣列被用于提供高級(jí)采樣和重構(gòu)方法以用于采樣不足的成像數(shù)據(jù)來(lái)進(jìn)行加速的成像。雖然這些特征可以改善圖像質(zhì)量和結(jié)果的一致性，但運(yùn)動(dòng)的程度仍然大于典型成像體素尺寸，并且運(yùn)動(dòng)的速度相比于很多應(yīng)用中的圖像獲取時(shí)間是顯著地并且引起降低的圖像質(zhì)量。
[0005]對(duì)移動(dòng)的心臟進(jìn)行成像通常通過(guò)將數(shù)據(jù)獲取與心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行同步來(lái)執(zhí)行。這確保了成像數(shù)據(jù)可以在具有相同程度的心臟運(yùn)動(dòng)的相同心臟相位中被一致獲取，或者在包括最小心臟運(yùn)動(dòng)的特定時(shí)間段(通常是舒張中期或收縮末期)中被一致獲取。精確的運(yùn)動(dòng)控制對(duì)于很多心臟應(yīng)用而言是期望的，這些心臟應(yīng)用要求高空間分辨率或均勻信號(hào)。例如，冠狀動(dòng)脈管腔和/或冠狀血管壁的視覺(jué)化要求毫米以下的空間分辨率，而心臟運(yùn)動(dòng)可能具有厘米量級(jí)。組織特征化依賴(lài)于在正常和病態(tài)心肌之間的MR亮度信號(hào)強(qiáng)度上的微小差別，并且信號(hào)強(qiáng)度可能被運(yùn)動(dòng)所偏斜。
[0006]進(jìn)一步，參數(shù)映射方法(基于Tl、T2、T2*的方法)要求運(yùn)動(dòng)控制以得出準(zhǔn)確的逐像素松弛參數(shù)。這些方法要求了對(duì)圖像獲取觸發(fā)時(shí)間的準(zhǔn)確選擇以將由心臟運(yùn)動(dòng)引起的對(duì)圖像結(jié)果的不利影響最小化。根據(jù)本發(fā)明原理的系統(tǒng)解決了在存在運(yùn)動(dòng)的情況下成像方面的已知成像方法的缺陷和相關(guān)問(wèn)題。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007]圖2示出了來(lái)自健康患者的已知圖像獲取短軸視圖(行203)和四腔視圖(行205)，其是使用臨床暗血(dark-blood)快速自旋回波序列所獲取的，示出了取決于對(duì)觸發(fā)時(shí)間的選擇的圖像質(zhì)量，以及針對(duì)不同視圖甚至針對(duì)相同患者而變化的最佳獲取時(shí)間。觸發(fā)時(shí)間(TT)涉及心電圖RR波與K空間中心線(xiàn)的獲取之間的延遲時(shí)間。根據(jù)本發(fā)明的原理，圖像示出了圖像質(zhì)量對(duì)兩幅視圖中TT的選擇的相關(guān)性，以及相同患者的短軸視圖和四腔視圖中最佳TT上的差別。例如，對(duì)于四腔視圖的最佳圖像207在TT=705ms處被獲取，而對(duì)于短軸視圖的最佳圖像209在TT=755ms處被獲取。例如，MR成像系統(tǒng)使患者特定的、取向相關(guān)的最佳時(shí)序參數(shù)的選擇自動(dòng)化，以便實(shí)現(xiàn)在心臟成像中具有最小運(yùn)動(dòng)偽像的一致的、操作者無(wú)關(guān)的圖像質(zhì)量。成像系統(tǒng)自動(dòng)確定了心臟時(shí)序參數(shù)，以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像。接口接收識(shí)別了用于圖像獲取的心臟圖像取向的數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)存儲(chǔ)庫(kù)，針對(duì)特定心臟相位中圖像的獲取，將不同圖像取向與對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)相關(guān)聯(lián)，該對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)識(shí)別了個(gè)別心臟周期內(nèi)的相對(duì)于所述心臟周期的起始點(diǎn)的各自對(duì)應(yīng)的特定獲取點(diǎn)。獲取時(shí)序處理器，響應(yīng)于識(shí)別所述心臟圖像取向的所接收的數(shù)據(jù)，從所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)庫(kù)確定個(gè)別心臟周期內(nèi)相對(duì)于所述心臟周期的起始點(diǎn)的特定獲取點(diǎn)，并且使用所確定的特定獲取點(diǎn)來(lái)提供同步信號(hào)以用于觸發(fā)在所述特定心臟相位處的圖像獲取。
【專(zhuān)利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0008]圖1示出了根據(jù)本發(fā)明原理的用于自動(dòng)確定心臟時(shí)序參數(shù)以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像的成像系統(tǒng)。
[0009]圖2示出了使用暗血制備快速自旋回波(TSE)序列的短軸視圖和四腔視圖中的來(lái)自健康患者的圖像。
[0010]圖3示出了根據(jù)本發(fā)明原理的被用于得出用于自動(dòng)掃描規(guī)劃的信息的4D (3D影像或2D影像的堆疊)圖像。
[0011]圖4示出了根據(jù)本發(fā)明原理的自動(dòng)選擇的參考容積，例如，用于后續(xù)處理的舒張中期心臟相位(接近于R-R間隔的75% )中3D容積。
[0012]圖5示出了根據(jù)本發(fā)明原理的對(duì)心臟視圖(例如，4腔、3腔、2腔視圖)和成像視場(chǎng)的系統(tǒng)自動(dòng)確定，以及用于各個(gè)視圖的坐標(biāo)向量和法向量的確定。
[0013]圖6示出了根據(jù)本發(fā)明原理的所計(jì)算的坐標(biāo)信息和法信息向其余時(shí)間容積的傳播，以便從每個(gè)時(shí)間相位的容積數(shù)據(jù)重新格式化各個(gè)視圖。
[0014]圖7示出了根據(jù)本發(fā)明原理的針對(duì)每個(gè)個(gè)別視圖的對(duì)不同心臟相位的圖像的系統(tǒng)組合，以及分析每個(gè)影像圖像系列以得出視圖特定的運(yùn)動(dòng)時(shí)間信息，以便識(shí)別具有最小心臟運(yùn)動(dòng)的時(shí)間段。
[0015]圖8示出了根據(jù)本發(fā)明原理的由用于自動(dòng)確定心臟時(shí)序參數(shù)以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像的成像系統(tǒng)所執(zhí)行的過(guò)程的流程圖。
[0016]圖9示出了根據(jù)本發(fā)明原理的由用于自動(dòng)確定心臟周期中的時(shí)間以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像的成像系統(tǒng)所執(zhí)行的過(guò)程的流程圖。
【具體實(shí)施方式】
[0017]例如，根據(jù)本發(fā)明原理的MR成像系統(tǒng)使患者特定的、取向相關(guān)的最佳時(shí)序參數(shù)的選擇自動(dòng)化，以便實(shí)現(xiàn)在心臟成像中具有最小運(yùn)動(dòng)偽像的一致的、操作者無(wú)關(guān)的圖像質(zhì)量。該系統(tǒng)在為了最佳圖像質(zhì)量提供具有患者特定的、操作者無(wú)關(guān)的設(shè)置的自動(dòng)心臟掃描方面使掃描視圖和成像視場(chǎng)的選擇自動(dòng)化。[0018]心臟運(yùn)動(dòng)和所需同步的程度在患者之間相當(dāng)大的變化。已知經(jīng)驗(yàn)公式(例如公式觸發(fā)延遲= [(tKK-350) X0.3]+350)未描述患者特定的心臟運(yùn)動(dòng)。本發(fā)明人已經(jīng)有利地認(rèn)識(shí)至IJ，對(duì)于特定患者而言，因?yàn)樵谛呐K的不同部分中心肌的活化變化著并且可能不相關(guān)，因此心臟運(yùn)動(dòng)取決于成像取向。這種相關(guān)性的缺少在圖2中被示出。這在具有心臟不同步的患者中更有問(wèn)題。在已知的臨床過(guò)程中，用于心臟MRI成像數(shù)據(jù)獲取的時(shí)序的選擇通常是基于下述方法之一，I)基于經(jīng)驗(yàn)公式來(lái)估計(jì)時(shí)序值，或2)通過(guò)(最多在心臟的4腔視圖中)檢查特定影像圖像來(lái)識(shí)別具有最小心臟運(yùn)動(dòng)的靜止心臟相位。時(shí)序選擇的兩種方法都有問(wèn)題。方法I)沒(méi)有特定于給定患者或成像取向，而方法2)也沒(méi)有特定于成像取向并且是高度地操作者相關(guān)的。
[0019]已知的是，用于心臟MRI的視圖規(guī)劃可以根據(jù)靜態(tài)3D成像容積或2D圖像的堆疊而被自動(dòng)化。還已知的是，心臟MRI中的成像視場(chǎng)可以被自動(dòng)確定，并且圖像獲取脈沖序列時(shí)序參數(shù)可以針對(duì)最佳血液信號(hào)抑制而被確定，以用于暗血和反轉(zhuǎn)制備。這些方法的組合促進(jìn)了對(duì)圖像平面確定進(jìn)行自動(dòng)化，以及減少了操作者相關(guān)性。然而，已知系統(tǒng)未能支持對(duì)最佳時(shí)序參數(shù)的選擇進(jìn)行自動(dòng)化，以便最小化心臟運(yùn)動(dòng)誘發(fā)的偽像。
[0020]圖1示出了用于自動(dòng)確定心臟時(shí)序參數(shù)以便獲取期望心臟相位中的心臟圖像的成像系統(tǒng)10。系統(tǒng)10在提供用于心臟磁共振成像的自動(dòng)過(guò)程方面，有利地采用4D(或時(shí)間解析的3D)容積而不是靜態(tài)3D容積，該自動(dòng)過(guò)程包括掃描視圖規(guī)劃、視場(chǎng)確定以及患者特定和視圖特定的最佳時(shí)序選擇。根據(jù)本發(fā)明的一些實(shí)施例，系統(tǒng)10包括自動(dòng)MR圖像數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)，以用于自動(dòng)心臟檢查。
[0021]在系統(tǒng)10中，磁體12在要被成像并被放置在工作臺(tái)上的患者11的身體中創(chuàng)建靜態(tài)基本磁場(chǎng)。在磁體系統(tǒng)內(nèi)是梯度線(xiàn)圈14，用于產(chǎn)生疊加在靜態(tài)磁場(chǎng)上的位置相關(guān)磁場(chǎng)梯度。梯度線(xiàn)圈14響應(yīng)于由梯度和均場(chǎng)以及脈沖序列控制模塊16對(duì)其供應(yīng)的梯度信號(hào)，在三個(gè)正交方向上產(chǎn)生位置相關(guān)且均場(chǎng)的磁場(chǎng)梯度，并生成磁場(chǎng)脈沖序列。均場(chǎng)的梯度補(bǔ)償了 MR成像裝置磁場(chǎng)中由患者解剖振動(dòng)以及其他來(lái)源所產(chǎn)生的非均質(zhì)性和變化性。磁場(chǎng)梯度包括施加到患者11的切片選擇梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)和讀出梯度磁場(chǎng)。
[0022]進(jìn)一步的RF(射頻)模塊20提供RF脈沖信號(hào)到RF線(xiàn)圈18，其作為響應(yīng)產(chǎn)生磁場(chǎng)脈沖，該磁場(chǎng)脈沖將成像的身體11中的質(zhì)子的自旋旋轉(zhuǎn)了 90度或180度，以用于所謂的“自旋回波”成像，或旋轉(zhuǎn)了小于或等于90度的角度，以用于所謂的“梯度回波”成像。脈沖序列控制模塊16連同如由中央控制單元26所命令的RF模塊20 —起控制切片選擇梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)、讀出梯度磁場(chǎng)、射頻傳輸以及磁共振信號(hào)檢測(cè)，以獲取表示患者11的平面切片的磁共振信號(hào)。
[0023]響應(yīng)于所施加的RF脈沖信號(hào)，RF線(xiàn)圈18接收MR信號(hào)，S卩，來(lái)自身體內(nèi)的激發(fā)質(zhì)子在其返回到由靜態(tài)磁場(chǎng)和梯度磁場(chǎng)所確立的平衡位置時(shí)的信號(hào)。該MR信號(hào)被RF模塊20內(nèi)的檢測(cè)器以及K空間分量處理器單元34所檢測(cè)和處理，以向中央控制單元26中的圖像數(shù)據(jù)處理器提供圖像表示數(shù)據(jù)。ECG同步信號(hào)產(chǎn)生器30提供被用于脈沖序列和成像同步的ECG信號(hào)。單元34中的各個(gè)數(shù)據(jù)的二維或三維K空間存儲(chǔ)陣列存儲(chǔ)了包括MR數(shù)據(jù)集的對(duì)應(yīng)各個(gè)頻率分量。
[0024]計(jì)算機(jī)28(或者在不同實(shí)施例中的系統(tǒng)10的一個(gè)或多個(gè)其他單元中的至少一個(gè)處理裝置)包括接口、存儲(chǔ)庫(kù)和包括獲取時(shí)序處理器的圖像數(shù)據(jù)處理器。所述接口接收數(shù)據(jù)，該數(shù)據(jù)識(shí)別了用于圖像獲取的心臟圖像取向。所述存儲(chǔ)庫(kù)包括將不同的圖像取向與對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)，該對(duì)應(yīng)的不同數(shù)據(jù)項(xiàng)識(shí)別了個(gè)別心臟周期內(nèi)的相對(duì)于該心臟周期的起始點(diǎn)的相應(yīng)對(duì)應(yīng)的特定獲取點(diǎn)。所述存儲(chǔ)庫(kù)關(guān)聯(lián)數(shù)據(jù)被用于獲取特定心臟相位中的圖像。獲取時(shí)序處理器根據(jù)響應(yīng)于識(shí)別心臟圖像取向的所接收的數(shù)據(jù)，從數(shù)據(jù)存儲(chǔ)庫(kù)來(lái)確定個(gè)別心臟周期內(nèi)的相對(duì)于該心臟周期的起始點(diǎn)的特定獲取點(diǎn)。獲取時(shí)序處理器還使用所確定的特定獲取點(diǎn)來(lái)提供同步信號(hào)，以便觸發(fā)在特定心臟相位處的圖像的獲取。所述圖像數(shù)據(jù)處理器使用容積圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)集合，以便確定在該心臟圖像取向處的容積內(nèi)的對(duì)應(yīng)的相應(yīng)多個(gè)二維(2D)圖像。進(jìn)一步，所述圖像數(shù)據(jù)處理器響應(yīng)于多個(gè)2D圖像中的連續(xù)圖像的相關(guān)性來(lái)確定以下當(dāng)中的至少一個(gè):(a)多個(gè)2D圖像中的特定2D圖像，以及(b)心臟周期中相對(duì)于該心臟周期的起始點(diǎn)的特定時(shí)間。
[0025]圖3示出了 4D(3D影像或2D影像)圖像被用于得出用于自動(dòng)掃描規(guī)劃的信息。系統(tǒng)10通過(guò)對(duì)用于特定患者和成像視圖的參數(shù)的最優(yōu)化選擇來(lái)使心臟成像中的視圖規(guī)劃、視場(chǎng)計(jì)算以及最佳時(shí)序參數(shù)選擇自動(dòng)化。具體地，在一個(gè)實(shí)施例中的系統(tǒng)10采用了涉及獲取 4D 圖像 303、305、307-309、311 的方法，這些 4D 圖像 303、305、307_309、311 覆蓋了心臟周期內(nèi)的整個(gè)心臟。系統(tǒng)10獲取如3D影像或3D影像切片的堆疊的圖像。系統(tǒng)10方法進(jìn)一步涉及自動(dòng)選擇參考容積(例如包括在特定心臟相位處的圖像數(shù)據(jù))以用于分段。計(jì)算機(jī)28中的所述圖像數(shù)據(jù)處理器從針對(duì)特定心臟相位得出的成像容積來(lái)執(zhí)行對(duì)心臟的分段。在此示出了對(duì)在舒張期處獲取的成像容積的使用，因?yàn)橛糜谛螒B(tài)、組織特征化和血管造影的大多數(shù)后續(xù)心臟掃描是在舒張中期相位期間所獲取的。
[0026]圖4示出了由圖像數(shù)據(jù)處理器所自動(dòng)選擇的參考容積，例如，舒張中期心臟相位(接近于R-R間隔的75%)中的3D容積，以用于后續(xù)處理。盡管不是患者特定的，但例如來(lái)自雙源計(jì)算層析的已知先前全心臟研究指示了總最佳重構(gòu)窗是患者中的R-R間隔的基本上75 %。出于本公開(kāi)的目的，術(shù)語(yǔ)R-R間隔的“基本上75 % ”指的是總體最佳重構(gòu)窗口位于R-R間隔的70%至80%之間。成像容積，即R-R間隔的基本上75% 403，被用作參照框架，以用于系統(tǒng)10方法的后續(xù)自動(dòng)執(zhí)行步驟，該方法用于視圖規(guī)劃、視場(chǎng)計(jì)算和最佳時(shí)序參數(shù)選擇。時(shí)序參數(shù)選擇在所述方法的后續(xù)步驟中被精制。
[0027]圖5示出了由圖像數(shù)據(jù)處理器自動(dòng)確定心臟視圖(例如四腔、三腔、兩腔視圖)和成像視場(chǎng)，以及確定用于各個(gè)視圖的坐標(biāo)向量和法向量，該各個(gè)視圖包括結(jié)合圖4所確定的參考容積并將被用于后續(xù)掃描。計(jì)算機(jī)28中的圖像數(shù)據(jù)處理器自動(dòng)計(jì)算臨床心臟視圖和成像視場(chǎng)，并且使用已知方法來(lái)得出從參考容積計(jì)算的用于臨床心臟視圖的坐標(biāo)向量和法向量503、506。用于得出坐標(biāo)向量和法向量的方法，例如，在“用于心臟磁共振成像獲取的自動(dòng)視圖規(guī)劃的方法和系統(tǒng)”(申請(qǐng)?zhí)?13 / 293，239，
【發(fā)明者】畢曉明, S·齊爾施多夫, C·格利爾米, 金寧 申請(qǐng)人:美國(guó)西門(mén)子醫(yī)療解決公司