CN101028187A - 用于基于图像的心血管功能生理监视的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于实时监视心脏功能的方法包括：选择(51)穿过心脏的平面，从该平面中采集心脏功能数据；从所述选择的平面中采集(52)二维图像，其中所述图像包括在二维栅格上的点域上所定义的多个强度；选择所述心脏的腔室的中心；将多个波束投影(53)到所述图像中穿过所述腔室的中心，每个波束包括在所述图像中基本上同线的点子集；对沿着所述波束的每个点的图像强度进行采样(54)；以及重复所述采集二维图像、将多个虚拟波束投影到所述图像中的步骤，并且计算图像强度以获得一系列时间测量值，其中沿着每个所述波束的图像强度能够被绘制(55)为时间的函数。

Description

用于基于图像的心血管功能生理监视的系统和方法

相关美国申请的交叉引用

本申请要求由Lorenz等人于2005年12月12日提交的题为“Image BasedPhysiological Monitoring of Cardiovascular Function(基于图像的心血管功能生理监视)”的美国临时申请No.60/748,558的优先权，所述申请的内容在此被引入作为参考。

技术领域

本发明涉及利用磁共振成像(MRI)的心脏功能实时监视，该磁共振成像与被用于引导或执行应力测试或介入心血管手术的成像交替。

背景技术

由于磁流体动力学效应，在MR环境中，在多巴酚丁胺应力测试或者MR引导的介入期间监视心电图(ECG)的缺血性改变是不可能的。因为在存在静磁场时流过人体的血液中的离子形成其自己的电压，所以出现该效应。当患者处于该静磁场内时，该附加电压被添加到ECG中，导致失真。然而，在MR引导的心血管介入手术期间或者在应力测试期间，应当针对可能的缺血性变化或不同步监视心脏功能。壁运动和整体心脏功能可以通过MR实时地被评估并且在手术期间与其它类型的MR采集交替。因此，监视缺血性变化的一种方法将是随着图像被采集定性地评估图像中的壁运动。然而，在医生不能观察功能图像的时间间隙中(在多巴酚丁胺剂量缓慢提高(ramp-up)期间或者当例如放置导管时)，具有自动被确定的并作为连续反馈被提供的心脏功能量度将是有利的。

在MRI中局部缺血患者监视的主要难题是静磁场、RF脉冲和场梯度转换都使ECG失真，使其不能被诊断用于局部缺血检测。心脏的局部缺血首先导致灌注不足，然后导致壁运动异常，随后ECG改变，于是最终导致胸痛。当前，具有ECG、血压、脉冲血氧定量法以及有时侵入式血压的外部监视系统结合MR被用于患者全局监视。ECG能够被用于仅仅监视心率。在介入手术期间，改变实时扫描平面被用于检查功能的改变，但是这并不提供连续的监视。在采集期间灌注扫描的可视化查看也能够被用于检查心脏灌注的改变，但是这些在检查期间不能如心室功能成像一样频繁地重复，因为它们需要造影剂施加。

然而，将实时MR转换成类似于超声波心动描记术的m模式(运动模式)表示可以允许(a)心脏功能的简单的连续显示和(b)简化实时分割和心室功能参数的自动提取。尽管使多种类型的MR成像方法交错的概念在导航器门控(navigator gating)领域中被采用，其中低分辨率图像被用于对整体运动进行采样并被解释以门控采集或者移动切片位置，但本发明人没有发现关于使生理监视扫描与成像扫描交错的出版物。

发明内容

如在此所述的本发明的典型实施例一般包括用于通过二维(2D)MR成像来实时评估心脏功能的方法和系统。心脏功能可以在视觉上被评估，或被显示为m模式数据以便也允许时间历史的评估。m模式显示和所产生的测量结果能够与其它类型的采集交错并且被合并到用于扫描仪控制的实时界面中。本发明实施例的系统和方法允许利用与“标准”成像交错的实时成像基于壁运动进行早期局部缺血检测。通过使MR数据采集交错，能够在连续的基础上将一部分数据用于直接心脏功能监视，而将剩余数据用于诊断或介入目的。从实时成像中提取壁运动和心室功能参数，并且用于变化检测的方法警告操作者心脏功能已经改变。除了监视局部缺血之外，根据本发明实施例的方法能够被用于检测收缩模式(由于传导异常)的变化、检测心输出量(实时血流成像)的变化或灌注模式(实时心肌灌注成像)的变化。本发明实施例从交错的监视数据中提取相关特征，并且识别临床相关变化以协助操作者监视心脏功能。根据本发明实施例的用于实时图像交错的系统能够在ECG不用于诊断的MR环境中提供对心脏功能的接近连续的监视。另外，其能够潜在地提供比综合ECG监视能够提供的更灵敏的心脏功能变化的反馈，而不依赖于其在MRI环境中的使用。这潜在地增加源自在局部缺血期间壁运动变化和心肌灌注变化领先于ECG变化这一事实的灵敏度。在执行一些其它诊断手术或治疗成像的同时在后台使用心脏功能的直接测量的概念还能够被应用于其它成像模态、例如计算机断层摄影(CT)或超声(US)。

验证结果表明用于能与应力测试或介入手术组合的综合左心室功能评估的实时方法的可行性。结合到将1-2个切片用于功能监视并且将附加的时间上交错的切片用于手术引导的实时环境中是可行的。

附图说明

图1示出根据本发明实施例的一个典型实时心脏功能成像/监视配置。

图2示出根据本发明实施例的、用于实时血流测量的2D射频(RF)激励的基于图像的典型监视配置。

图3(A)-(C)描绘根据本发明实施例的具有所示出的m模式投影的典型短轴切片和在m模式显示上叠加的导出轮廓。

图4(A)-(C2)描绘根据本发明实施例的、在MRI m模式上所显示的用于精度的视觉评估的轮廓。

图5是根据本发明实施例的用于利用m模式MR实时提取心脏功能参数的方法的流程图。

图6(A)-(B)描绘根据本发明实施例的短轴切片的参数图和切片中单个像素的信号强度时间曲线。

图7是根据本发明实施例执行用于利用磁共振成像(MRI)实时监视心脏功能的方法的典型计算机系统的框图。

具体实施方式

如在此所述的本发明的典型实施例一般包括用于利用磁共振成像(MRI)对心脏功能进行实时监视的系统和方法，所述磁共振成像(MRI)与被用于引导或执行应力测试或介入心血管手术的成像交错。因此，当本发明可以有各种修改和替换形式，其特殊实施例例如在附图中被示出并且将在此被详细描述。然而，应当理解并不意图将本发明限制于所公开的特殊形式，而是相反地，本发明应涵盖属于本发明的精神和范围的所有修改、等效和替代方案。

如在此所使用的，术语“图像”指的是由离散图像元素(例如，2D图像的像素和3D图像的体素)组成的多维数据。图像可以是例如通过计算机断层摄影、磁共振成像、超声或本领域技术人员已知的任何其它医学成像系统所收集的对象的医学图像。该图像还可以从非医学环境、例如远程检测系统、电子显微镜等中提供。尽管图像能够被认为是从R³到R的函数，但本发明的方法不局限于这种图像，并且能够被应用于任何维数的图像，例如2D图片或3D容积。对于2维或3维图像来说，图像域典型地是2维或3维矩形阵列，其中参考一组2或3个互相正交的轴，每个像素或体素能够被寻址。如在此所使用的术语“数字”和“数字化”将指的是适当时经由数字采集系统或经由转换从模拟图像采集的数字或数字化格式的图像或容积。

根据本发明实施例的系统包括以交错的方式所采集的成像数据，其中该数据的一部分被用于监视心脏功能，并且剩余部分被用于诊断目的、例如引导手术、用于从关于诸如心内膜或心外膜缘、通过主动脉的容积流量、心室的形状变化、心肌灌注等心脏功能的图像中提取相关特征的方法、以及用于检测前述特征的临床相关变化并警告操作者的方法。

扫描前端提供用户界面(UI)，该用户界面允许基于根据先前采集的图像或根据任何一般参数优化算法的特征提取控制扫描平面方向并选择成像参数。

根据本发明实施例的扫描前端能够通过修改现有的商业上可获得的软件来开发。利用以附加的C++代码修改的可从Siemens Corporate Research获得的RadBuilder的组合，开发了典型的非限制性前端。以RadBuilder创建的操作器系列将切片在3D窗口中的运动限制于受约束的运动，以防止用户在移动切片的同时失去方向。允许以多个模式之一进行切片操作：自由旋转和平移、面内旋转、围绕切片中心旋转和沿着切片法线平移。

前端应用能够在经由以太网连接到扫描仪主机的独立工作站上运行，或者能够直接在扫描仪主机上运行。前端应用能够经由与在主机上运行的自定义应用的套接字(socket)通信而与当前打开的运行协议通信。通过该应用，对前端应用在3D中图形执行的切片操作被转换为扫描仪坐标并且被发送到运行协议以更新切片位置。在图像采集之后，图像重建程序将图像数据发送到标准数据库并且还经由套接字通信发送回前端应用。

UI的主观察窗口除了实时显示新近采集的切片之外能够被用于可视化根据先前采集的图像进行的再现。典型UI具有在左侧被用于定位二维切片和观察先前图像和实时更新的窗口，以及在底部包含已经执行的采集的历史的小窗口。这些图像在需要时能够被移动到左侧窗口或者主观察/操作窗口中。前端应用包括至少两种操作模式：(1)可视化，其中成像平面在主窗口中的移动不导致任何扫描仪更新，和(2)在扫描平面移动处的有效切片操作。

根据本发明的实施例，能够将一幅或多幅2D图像定位在平面中以监视诸如心壁运动和心脏中血流的心脏功能。2D图像不需要位于相同的位置。图1示出一个典型的非限制性成像/监视配置，其中一个监视切片和两个成像切片互相正交，如在中心3D视图中所示。左侧的三个面板是三个2D视图，其中监视视图位于顶部。右下角的面板是作为时间(水平轴)的函数的、从监视切片中获取的监视数据、例如壁运动、心脏尺寸、血流、灌注等的曲线图。

MR图像能够实时地以当前大约30-50ms的时间分辨率被采集。与被用于通过多次交错形成图像的部分数据的交错相对比，完整的图像能够被采集并且在时间上被交错。因而，最终图像的分辨率没有减小。

在一个典型时间线中，时间采集序列可能看起来像M，I，M，I，M，I，...，其中M代表被采集用于监视的图像，并且I代表被采集用于标准成像的图像。每隔一个图像被用于监视的这种采集序列是非限制性的，并且一般而言，每第n个图像能够被用于监视。在实时情况下，监视图像和成像图像之间的唯一差别将是它们在心脏中的位置，监视图像能够在用户预先选择的感兴趣位置处被采集，或者自动地通过其它算法被确定为集中在高风险区域上，并且成像切片能够被集中在如用户所选择或自动选择的心脏的其它部分上。

用户可以自由地定位图像并且将图像识别为要用于监视的那些图像。附加图像平面能够由用户定位以用于诊断目的或者用于引导介入手术。然后，监视图像将在扫描期间在连续的基础上或者以由用户确定的间隔被分析用于提取心脏功能参数。

图2示出用于与多切片成像交错的实时血流测量的2D射频(RF)激励的典型的基于图像的监视配置。右上部面板是3D视图，示出成像和监视切片如何相对于心脏被定位，而右下部面板是监视切片(通过心脏的x-y平面)的视图，其中示出2D RF激励波束的位置。在右下角的曲线图示出如由激励波束所决定的实时血流输出。激励波束也能够以具有血流编码的2D切片来代替。

为了优化所计算的心脏功能参数的速度和精度之间的权衡，系统的用户将能够定义所期望的测量精度。根据该精度，系统将自动调整空间和时间采样。空间采样包括平行切片的数量、一个切片的图像分辨率和在一维方法情况下投影的数量。时间分辨率被定义为一个心动周期中每个切片/投影所采集的时间帧的数量。

根据本发明实施例，将实时MR转换成类似于超声波心动描记术的m模式(运动模式)表示，该m模式表示允许心脏功能的简单的连续显示并简化实时分割和心室功能参数的自动提取。根据本发明实施例的m模式显示能够被合并到用于扫描仪控制的实时界面中。

图5是根据本发明实施例的用于利用m模式MR实时提取心脏功能参数的方法的流程图。现在参考该图，在步骤51中，为了m模式MR的产生，用户手动选择穿过心脏的平面，从该平面采集监视数据，并且将左心室的中心定位在单个短轴切片上。当在步骤52中采集了MR图像切片时，在步骤53中四个等角投影作为m模式投影波束传播穿过心室，将心室横切为45度段。在步骤54中周期性地对每个图像切片采样其沿着波束的强度，这基本上形成同线的点子集。根据本发明实施例，这些投影的宽度为一个像素。当采集了图像切片时间序列时，在步骤55中将沿着每个波束(M_i，t)的图像强度绘制为时间的函数。为了增加栅格点的数量，也为了平滑，在步骤56中执行双线性内插。在步骤57中，在每个波束M_i，t中，检测心内膜轮廓。

根据本发明实施例，使用改进的水平一维Canny滤波器检测轮廓。在y方向上利用一维高斯执行平滑，其中σ＝1，并且梯度计算基于上述高斯在y方向上的二阶导数。根据M_i，t的直方图，估计Canny阈值，并且假设在本发明的该实施例中，75％的像素不属于心壁。

根据本发明的另一实施例，心外膜轮廓能够利用有效轮廓模型来检测，该模型也被称为“蛇形”算法。有效轮廓模型使图像能量函数最小化。该蛇形模型的能量函数E＝λE_int+γE_img用取决于图像的外部约束力E_img和取决于轮廓的形状的内部约束力E_int来表示。E_int是基于代表作用于轮廓的弹力和弯曲力的一阶和二阶蛇形导数的两项的加权相加。E_img包括垂直方向上的图像梯度和低通滤波过零的线性组合。在所应用的开放式蛇形模型中，水平轴中的坐标值是代表m模式投影的时间点的那些整数，并且这些值是固定的。只有蛇形点的垂直轴上的位置值能够移动。为了蛇形初始化，心内膜轮廓在预期的心外膜轮廓的方向上被平移。使能量函数最小化导致有效轮廓聚合。

在步骤58中计算所检测到的心内膜轮廓之间的距离。每个投影中的(作为时间的函数的)最大距离被视为LV舒张末(ED)直径，而最小距离被视为收缩末(ES)直径。

根据本发明的实施例，壁轮廓数据被用于估计切片中的射血分数(EF)。在该实施例中，再次参考图5，在步骤59中，利用由心内膜轮廓的8个最高点所包围的面积，针对每次心跳在ED和ES时计算心室面积。然后，射血分数EF被计算为

$\mathrm{EF}(\%)=100\×\frac{\mathrm{EDV}-\mathrm{ESV}}{\mathrm{EDV}},$

其中EDV是舒张末心室面积，而ESV是收缩末心室面积。

利用从三个健康对象采集的数据执行了对本发明实施例的测试。利用TrueFISP(SSFP)序列、TE/TR/Flip角度0.87/1.74/60、FOV＝160×380mm²、矩阵88×128、GPAPPA加速度×2、切片厚度8mm、时间分辨率54ms、128帧采集了在自由呼吸期间二尖瓣平面和乳头肌水平面之间的短轴实时图像中间位置(midway)。

作为初始验证，m模式导出的轮廓数据被叠加在具有最高点的实时图像上，并且被视为用于视觉确认的电影回放(cine-loop)。轮廓还被显示在m模式显示器上用于视觉检查，以便将结果与基于手工绘制的轮廓的EF进行比较，以估计统计上有效的差值。图3(A)示出具有示出的8个m模式投影的典型短轴(SA)切片，而图3(B)示出叠加在m模式显示上的导出轮廓，其中如指示的那样示出ED直径和ES直径。图3(C)描绘具有叠加的用于计算心室面积的三角形的SA切片。图3(B)中所描绘的m模式显示上的m模式导出轮廓的视觉定性检查示出良好的一致性。对象的平均区域EF在范围55-70％内，如针对正常EF所预期的。从一个搏动到另一个搏动的EF变化在2-9％的范围内。因而，虽然只测试了EF的单切片估计，但在根据本发明实施例的EF估计方法和基于单个切片中手动绘制的轮廓的EF计算之间没有发现统计上有效的差值。

这种用于计算区域射血分数的本发明实施例方法能够被扩展用于局部壁厚和壁增厚率(percent wall thickening)的自动测量。实时评估壁厚的自动方法能够提供用于在介入手术或应力测试期间计算机辅助的变化检测的平台。每个时间点的壁厚被计算为心内膜位置值和心外膜位置值之间的距离。可以利用被用于心内膜轮廓的相同算法来计算心外膜轮廓。

图4(A)-(C)示出在MRI m模式下被显示用于视觉评估精度的轮廓。图4(A)示出投影线，而图4(B)描绘具有自动检测到的轮廓的MRI m模式图像。基于所计算的轮廓的壁厚还与基于手动绘制的轮廓的厚度进行比较，作为初始验证步骤。图4(C1)示出m模式图像中的上部心肌的自动对手动壁厚，而图4(C2)示出m模式图像中的下部心肌的自动对手动壁厚。

根据本发明实施例，对十二个MRI m模式系列(3个对象中每一个的4个投影)测试了有效轮廓模型。MRI m模式显示上的MRI m模式导出轮廓的视觉定性检查显示出良好的一致性。平均区域壁厚在7.1-11.8mm的范围内，如针对正常壁厚所预期的。下面的表格针对3个志愿者呈现在一个m模式系列中所有心动周期内心肌和隔膜的最小和最大壁厚的平均和标准偏差值。

志愿者	最小壁厚	最大壁厚
			1(心肌/肺)	5.51mm+/-0.70mm	16.53mm+/-0.74mm
1(隔膜)	5.13mm+/-0.49mm	9.86mm+/-1.26mm
			2(心肌/肺)	6.15mm+/-0.68mm	15.54mm+/-0.68mm
2(隔膜)	5.3mm+/-0.9mm	8.6mm+/-0.9mm
			3(心肌/肺)	9.6mm+/-0.6mm	15.9mm+/-0.5mm
3(隔膜)	3.5mm+/-1.7mm	10.2mm+/-1mm

一般而言，除了在快速壁运动使轮廓的手动识别变得困难的舒张晚期中的一些点之外，发现了手动和自动轮廓之间的良好相关性。

根据本发明的另一实施例，交错的实时心脏监视能够被用于监视灌注。将波束、例如上面结合射血分数所描述的那些波束投影穿过实时图像中的心脏并且在它们在造影剂静脉给药之后的预定时间(典型地为60秒)内的信号时间特性方面进行分析。从该信号强度时间特性导出的灌注相关参数、例如斜率或曲线下的面积、或者以ml/min/100g为单位的绝对血流能够与先前确定的参数特性进行比较。替代地，图像中的各个像素能够在它们的信号强度时间特性方面被分析，并且能够制作半定量参数的参数图。

图6(A)描绘短轴切片的参数图，其中每个像素的颜色涉及在造影剂初次通过期间在该位置达到的峰值信号强度。峰值信号强度与组织灌注成比例，因此正常灌注的区域能够与具有异常灌注的如由从心肌的8点方向延伸至12点方向的亮边缘所指示的那些区域区分开。图6(B)描绘图6(A)中所示的切片位置处的单个像素的、具有所标识的基线和峰值点的信号强度时间曲线。

根据本发明的另一实施例，交错的实时心脏监视能够被用于监视心脏血流。在使用笔形波束2D激励的情况下，被编码用于速度的MRI信号的相位被显示为时间的函数。可以获得关于心室的性能的参数、诸如时间比峰值血流、回流血流百分比(percentage regurgitant flow)、峰值血流速度等。在血流编码的2D图像代替2D笔形波束激励的情况下，分割方法可以被应用于包含诸如主动脉瓣的感兴趣心脏部分的图像部分，并且能够从图像的子选择(subselection)中导出参数。

根据本发明实施例的用于检测导出数据中的特征变化的方法能够被用于警告医生，心脏功能正在改变。例如，趋势分析能够被用于确定射血分数是否随着时间的过去、或者相对于操作者所指定的手术中的某一时间点、例如与支架置入(stent placement)的时间相比的基线而显著变化。

根据本发明的另一实施例，变化检测能够被应用于所提取的生理参数的绝对值，或者应用于原始数据或所提取的参数随着时间的过去的变化。

对于从监视图像中导出的每个特征，能够确定临床相关阈值。例如，对于射血分数来说，5％的变化可能被认为是显著的。在过去n次心跳期间的移动平均(running average)将被保持，并且每次心跳时的参数值将与移动平均相比较以便检测变化。在本发明的替代实施例中，每次心跳能够在检查开始时与基线值进行比较。

连续信号的变化分析或趋势分析在监视设备中是普遍的。然而，本发明的一个实施例能够在从图像中导出特征之前提供图像方面的原始数据，并且能够开发用于图像或者中间步骤的变化检测方法。例如，互相关分析能够被用于检测自预定义时间以来已经改变的图像部分。

应当理解，本发明实施例能够以各种形式的硬件、软件、固件、专用处理或它们的组合来实施。在一个实施例中，本发明能够以软件被实施为切实包含在计算机可读程序存储设备中的应用程序。该应用程序能够被上载到包括任何合适结构的机器或由该机器执行。

图7是根据本发明实施例用于实施实时的基于图像的心脏监视方法的、典型计算机系统的框图。现在参考图7，用于实施本发明的计算机系统71能够尤其包括中央处理单元(CPU)72、存储器73和输入/输出(I/O)接口74。计算机系统71一般通过I/O接口74耦合到显示器75和诸如鼠标和键盘的各种输入设备76。支持电路可以包括诸如高速缓冲存储器、电源、时钟电路和通信总线的电路。存储器73可以包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、盘驱动器、磁带驱动器等或它们的组合。本发明能够被实施为存储在存储器73中并且由CPU 72执行以处理来自信号源78的信号的程序77。同样地，计算机系统71是通用计算机系统，当执行本发明的程序77时该通用计算机系统成为专用计算机系统。

计算机系统71还包括操作系统和微指令代码。在此所描述的各种处理和功能可以是经由操作系统执行的、微指令代码的一部分或者应用程序的一部分(或它们的组合)。此外，各种其它外围设备、诸如附加数据存储设备或打印设备能够连接到计算机平台上。

应当进一步理解，因为附图中所描绘的一些构成系统的部件和方法步骤能够以软件来实施，所以系统部件(或方法步骤)之间的实际连接可以根据本发明被编程的方式而不同。给出在此所提供的本发明的教导，相关领域的普通技术人员将能够设想到本发明的这些和相似的实施方案或配置。

虽然已经参考优选实施例详细描述了本发明，但是本领域技术人员应理解，在不脱离如所附的权利要求中所阐明的本发明的精神和范围的情况下能够对这些优选实施例进行各种修改和替代。

Claims (33)

1、一种用于实时监视心脏功能的方法，包括以下步骤：

选择穿过心脏的平面，从该平面中采集心脏功能数据；

从所述选择的平面中采集二维图像，其中所述图像包括在二维栅格上的点域上所定义的多个强度；

选择所述心脏的腔室的中心；

将多个波束投影到所述图像中穿过所述腔室的中心，每个波束包括在所述图像中基本上同线的点子集；

对沿着所述波束的每个点的图像强度进行采样；以及

重复所述采集二维图像、将多个虚拟波束投影到所述图像中以及计算图像强度的步骤，以获得一系列时间测量值，其中沿着每个所述波束的图像强度能够被绘制为时间的函数。

2、根据权利要求1的方法，还包括在沿着每个所述波束的采样点之间双线性内插附加强度。

3、根据权利要求1的方法，还包括根据所述多个波束检测心内膜轮廓。

4、根据权利要求3的方法，其中所述心内膜轮廓利用水平一维Canny滤波器来检测。

5、根据权利要求3的方法，其中所述心内膜轮廓利用有效轮廓模型来检测，所述有效轮廓模型使能量最小化，该能量是由所述图像决定的外部约束力和取决于轮廓的形状的内部约束力的加权和。

6、根据权利要求3的方法，还包括计算所述检测到的心内膜轮廓之间的距离，其中每个投影波束中作为时间的函数的最大距离被视为舒张末(ED)直径，并且最小距离被视为收缩末(ES)直径。

7、根据权利要求6的方法，还包括根据由心内膜轮廓的点所包围的面积计算腔室面积，并根据 计算射血分数，其中EDV是舒张末腔室面积，而ESV是收缩末腔室面积。

8、根据权利要求7的方法，其中所述腔室是左心室。

9、根据权利要求3的方法，还包括根据所述多个波束检测心外膜轮廓，并且根据所述心内膜轮廓和所述心外膜轮廓计算作为时间的函数的壁厚。

10、根据权利要求1的方法，还包括利用沿着每个所述波束的所述图像强度时间图来检测生理参数随着时间的值变化，其中检测值变化包括选择临床相关变化阈值、保持所述参数值在预定次数的先前心跳期间的移动平均以及将每次心跳时的参数值与移动平均值或者所述参数的基线值相比较。

11、根据权利要求1的方法，其中所述采集的图像是包括为诊断目的所采集的图像的图像序列的一部分。

12、一种用于实时监视心脏功能的方法，包括以下步骤：

定义多个穿过心脏的平面，从所述平面中采集心脏成像数据；

从所述选择的平面中采集二维图像序列，其中每个所述图像包括在二维栅格上的点域上所定义的多个强度；

选择所述图像序列中的一幅或者多幅以便为监视心脏功能提供成像数据，其中所述剩余的未被选择的图像适用于诊断目的；以及

重复所述从所述选择的平面中采集二维图像序列并且选择所述图像序列中的一幅或多幅以便监视心脏功能的步骤，其中获得在用于监视心脏功能的图像和用于诊断目的的图像之间交替的图像时间序列。

13、根据权利要求12的方法，还包括，针对每幅监视图像，选择所述心脏的腔室的中心，将多个波束投影到所述图像中穿过所述腔室的中心，每个波束包括在所述图像中基本上同线的点的子集，并且对沿着所述波束的每个点的图像强度进行采样，以获得一系列时间测量值，其中沿着每个所述波束的图像强度能够被绘制为时间的函数。

14、根据权利要求12的方法，其中每第n幅图像被选择用于监视心脏功能。

15、根据权利要求13的方法，还包括分析在造影剂的静脉给药之后的预定时间周期内所述图像强度时间特性。

16、根据权利要求12的方法，其中所述图像是磁共振(MR)相位图像，并且还包括将被编码用于速度的MR相位绘制为时间的函数，并且从所述相位时间图中导出性能参数，该性能参数包括时间比峰值血流、回流血流百分比、峰值血流速度中的一个或多个。

17、根据权利要求16的方法，其中每个所述相位图像是通过使用笔形波束二维射频激励来从一列组织中导出测量结果而产生的一维图像。

18、根据权利要求16的方法，其中每个所述相位图像是根据速度编码的MR图像所产生的二维图像。

19、一种计算机可读的程序存储设备，切实包含计算机可执行的指令程序，以执行用于实时监视心脏功能的方法的步骤，所述方法包括以下步骤：

选择穿过心脏的平面，从该平面中采集心脏功能数据；

从所述选择的平面中采集二维图像，其中所述图像包括在二维栅格上的点域上所定义的多个强度；

选择所述心脏的腔室的中心；

将多个波束投影到所述图像中穿过所述腔室的中心，每个波束包括在所述图像中基本上同线的点子集；

对沿着所述波束的每个点的图像强度进行采样；以及

重复所述采集二维图像、将多个虚拟波束投影到所述图像中以及计算图像强度的步骤，以获得一系列时间测量值，其中沿着每个所述波束的图像强度能够被绘制为时间的函数。

20、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括在沿着每个所述波束的采样点之间双线性内插附加强度。

21、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括根据所述多个波束检测心内膜轮廓。

22、根据权利要求21的计算机可读的程序存储设备，其中所述心内膜轮廓利用水平一维Canny滤波器来检测。

23、根据权利要求21的计算机可读的程序存储设备，其中所述心内膜轮廓利用有效轮廓模型来检测，所述有效轮廓模型使能量最小化，该能量是由所述图像决定的外部约束力和取决于轮廓的形状的内部约束力的加权和。

24、根据权利要求21的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括计算所述检测到的心内膜轮廓之间的距离，其中每个投影波束中作为时间的函数的最大距离被视为舒张末(ED)直径，而最小距离被视为收缩末(ES)直径。

25、根据权利要求24的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括根据由心内膜轮廓的点所包围的面积计算腔室面积，并根据 计算射血分数，其中EDV是舒张末腔室面积，而ESV是收缩末腔室面积。

26、根据权利要求25的计算机可读的程序存储设备，其中所述腔室是左心室。

27、根据权利要求21的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括根据所述多个波束检测心外膜轮廓，并且根据所述心内膜轮廓和所述心外膜轮廓计算作为时间的函数的壁厚。

28、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括利用沿着每个所述波束的所述图像强度时间图来检测生理参数随着时间的值变化，其中检测值变化包括选择临床相关变化阈值、保持所述参数值在预定次数的先前心跳期间的移动平均以及将每次心跳时的参数值与移动平均值或者所述参数的基线值相比较。

29、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，其中所述采集的图像是包括为诊断目的所采集的图像的图像序列的一部分。

30、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，该方法还包括分析在造影剂的静脉给药之后的预定时间周期内所述图像强度时间特性。

31、根据权利要求19的计算机可读的程序存储设备，其中所述图像是磁共振(MR)相位图像，并且该方法还包括将被编码用于速度的MR相位绘制为时间的函数，并且从所述相位时间图中导出性能参数，该性能参数包括时间比峰值血流、回流血流百分比、峰值血流速度中的一个或多个。

32、根据权利要求31的计算机可读的程序存储设备，其中每个所述相位图像是通过使用笔形波束二维射频激励来从一列组织中导出测量结果而产生的一维图像。

33、根据权利要求31的计算机可读的程序存储设备，其中每个所述相位图像是根据速度编码的MR图像所产生的二维图像。

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