CN103792502A - 用于成像中时序的自动系统 - Google Patents

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Abstract

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。

Description

用于成像中时序的自动系统
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
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
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。
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。
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。
进一步，参数映射方法(基于T1、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
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。
附图说明
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
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。
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=[(tRR-350)×0.3]+350)未描述患者特定的心脏运动。本发明人已经有利地认识到，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一，1)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1)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。
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。
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。
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。
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20一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。
响应于所施加的RF脉冲信号，RF线圈18接收MR信号，即，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。
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。
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。
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。
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，公开号：US2012／0121152，2011年11月10日提交)中，或者在“心脏MRI中视场的自动确定”(申请号：12／393,236；公开号：US2009／0290776，2009年2月26日提交)中被描述。编号为13／293,239的申请和编号为12／393,236的申请均通过引用被整体结合到本文中。
图6示出了由图像数据处理器将针对参考容积(在RR间隔的75％处)所确定的参考容积的坐标信息和法信息(图5中的坐标向量和法向量503、506)传播到四腔视图(行620)和短轴视图(行625)中的其余时间相位容积603、605、607、609、611和613，以便将各个视图从每个时间相位的容积数据进行重新格式化。这一步骤能够实现用于将在心脏周期中任何阶段处的后续成像的自动成像确定。
图7示出了针对每个个别视图的由图像数据处理器对不同心脏相位的图像的组合，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。针对每个个别心脏视图，所述图像数据处理器将从每个时间容积计算的图像进行组合以形成影像图像系列。来自每个视图的影像图像可被用于得出作为触发时间的函数的视图特定的运动信息。例如，在一个实施例中，连续心脏相位之间的互相关性被计算为心脏运动的指示。具有阈值(α)以上的互相关系数(CC)的心脏相位被用于指导后续的取向特定的时序设置。例如，在一个实施例中使用满足CCi>(CCmax-α·(CCmax-CCmin))的心脏相位。阈值(α)的选择是应用特定的，并且被预先确定以促进对触发时间计算的自动化。对于血管造影应用(例如冠脉管腔或冠脉壁成像)，所确定的是α=0.05对于实现良好运动控制以及合理成像时间和有效脂肪饱和度来说基本上是最佳的。
图像数据处理器计算连续心脏相位的图像对之间的相关系数。具体地，图像数据处理器确定了四腔视图的连续图像对的相关度，如曲线图703中所图示的，曲线图703示出了连续图像对的互相关度(y轴)针对相位号(x轴)的曲线，其中心脏周期具有40个心脏相位。由此，图像数据处理器计算视图特定的(在此情况下为四腔视图)运动时间信息。在该图中，连续心脏相位之间的相关系数被计算。对于该患者而言，心脏相位号28至33被识别为舒张末期(最小心脏运动)，对应于从630至750毫秒的最佳时间获取窗口。计算机28中的图像数据处理器将所计算的心脏视图、视场和最佳时序参数存储在计算机28中的存储库中，以供在成像检查期间使用。所述图像数据处理器自动优化并存储参数设置以用于对心脏形态、组织特征化、血管造影以及针对最佳时序选择的其他应用的后续测量。
对于每个个别视图，图像数据处理器组合相位图像并分析每个影像图像系列以得出作为触发时间的函数的视图特定的运动信息，以便识别具有最小心脏运动的时间段。计算机28中的数据存储库针对特定心脏相位中图像的获取，将不同的图像取向、不同的患者心率或范围以及不同的感兴趣图像容积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。
表1示出了不同患者心率范围与对应的不同数据项的关联，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(从RR周期的起始开始的RR周期百分比)。具有缓慢心率的患者倾向于在舒张中期期间具有静止时期(具有更少的心脏运动)。然而，在具有增加的心率的患者中，这样的静止时期在心脏跳动的收缩末期被更好地观察到。识别了具有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的不同患者心率范围的用于特定患者的数据可以针对所关注的患者而凭经验确定。
表1。基于时序选择的心率。
表2示出了不同图像取向与对应的不同数据项的关联，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(从RR周期的起始开始的时间范围)。右心脏具有相对于左心脏的更多的运动。因此相比于左心脏(例如左前冠状动脉)，更短的持续时间被用于对右心脏(例如右冠状动脉)进行成像。
表2。基于时序选择的感兴趣成像取向。
表3示出了不同图像容积与对应的不同数据项的关联，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(从RR周期的起始开始的时间范围)。例如，所述系统响应于相比于心室在心房中存在更短的静止时期的认识，来确定用于心脏成像的最优化的成像协议时序。
表3。基于时序选择的心脏中的成像容积
Figure BSA0000098766710000083
返回到图1，中央控制单元26使用存储于内部数据库的信息来以协同方式处理所检测的MR信号，以生成身体的所选切片(或多个切片)的高质量图像并且调整系统10的其他参数。所述存储的信息包括预定脉冲序列，和磁场梯度和强度数据，以及指示要在成像中施加的梯度磁场的时序、取向和空间容积的数据。生成的图像在显示器40上被呈现。计算机28包括图形用户接口(GUI)，其能够实现用户与中央控制单元26的交互，并且能够实现用户对磁共振成像信号的基本上实时的修改。例如，显示处理器37处理磁共振信号以提供用于在显示器40上显示的图像表示数据。
图8示出了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系统10(图1)所执行的MR(磁共振)方法的流程图。在开始811之后的步骤812中，系统10中的至少一个处理装置(例如计算机28)中的接口接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据、指示患者心率和感兴趣图像容积的数据。在一个实施例中，不同的图像取向包括：(a)短轴取向，(b)四腔取向，(c)三腔取向，(d)两腔取向，(e)左心脏取向，和(f)右心脏取向。例如，不同的感兴趣图像容积包括心房和心室，以及不同的患者心率范围包括低于和高于每分钟65跳。
在步骤815中，至少一个处理装置在存储库17中存储数据，该数据针对特定心脏相位中图像的获取将不同的图像取向、指示患者心率和感兴趣图像容积的数据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。在一个实施例中，所述特定心脏相位选自以下中至少一个：(a)收缩末期相位，和(b)舒张中期相位。至少一个处理装置在步骤818中，响应于识别心脏图像取向的所接收数据和指示患者心率和感兴趣图像容积的所接收数据，通过在一个实施例中识别相对于预定的心脏周期点的调整，来从数据存储库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。
在步骤821中，至少一个处理装置使用不同的数据项来识别相对于预定的心脏周期点的调整，以提供调整的特定获取点，所述不同的数据项识别了个别心脏周期内的相应对应的特定获取点。在一个实施例中，预定心脏周期点包括在连续的ECG R波之间的心脏周期的基本上75％处的点。至少一个处理装置在步骤827中使用所确定的调整的特定获取点来提供同步信号，以用于触发在特定心脏相位处的图像获取。图8的过程在步骤831处结束。
图9示出了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系统10(图1)所执行的过程的流程图。在开始步骤911之后的步骤912中，系统10中的至少一个处理装置中的接口接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据、指示患者心率和感兴趣图像容积的数据。在一个实施例中，不同的图像取向包括：(a)短轴取向，(b)四腔取向，(c)三腔取向，(d)两腔取向，(e)左心脏取向，和(f)右心脏取向。
在步骤915中至少一个处理装置在存储库17中存储容积图像数据的多个集合，所述容积图像数据在心脏周期内的连续点处被获取并表示在连续不同的心脏相位中患者的心脏容积。所述连续点包括心脏周期内的预定点。在一个实施例中，所述预定的心脏周期点包括连续的ECG R波之间的心脏周期的基本上75％处的点。在实施例中，所述特定心脏相位选自以下中至少一个：(a)收缩末期相位，和(b)舒张中期相位。在步骤921中，在至少一个处理装置中的图像数据处理器使用容积图像数据的多个集合，以便确定在心脏图像取向处的容积内的对应的相应多个二维(2D)图像。所述图像数据处理器通过确定表示在预定点处并且也在心脏图像取向处穿过所述容积的第一2D图像的坐标点，以及确定针对连续点的其他点处的容积图像数据的多个集合的在所述坐标点和心脏图像取向处的容积内的2D图像，来确定对应的相应多个2D图像。
在步骤927中，所述图像数据处理器响应于多个2D图像的连续图像的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)多个2D图像中的特定2D图像，和(b)心脏周期中相对于该心脏周期的起始的特定时间。所述多个2D图像中的特定2D图像和心脏周期中的特定时间，对应于心脏周期内的特定心脏周期相位。在一个实施例中，图像数据处理器响应于基本上最小化多个2D图像的连续图像的亮度内容的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)多个2D图像中对应于收缩末期相位的特定2D图像，以及(b)心脏周期中相对于该心脏周期的起始的对应于收缩末期相位的特定时间。在另一个实施例中，图像数据处理器，响应于基本上最大化多个2D图像的连续图像的亮度内容的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)多个2D图像中对应于舒张中期相位的特定2D图像，以及(b)心脏周期中相对于该心脏周期的起始的对应于舒张末期相位的特定时间。图9的过程在步骤931处结束。
如本文所使用的处理器是用于执行存储在计算机可读介质上的机器可读指令的装置，以便执行任务，并可以包括硬件和固件中的任意一个或其组合。处理器还可以包括存储了为执行任务可执行的机器可读指令的存储器。处理器通过操纵、分析、修改、转换或传输供可执行程序或信息装置使用的信息，和／或通过将该信息路由到到输出装置，来对该信息起作用。例如，处理器可使用或包括计算机、控制器或微处理器的能力，以及使用可执行指令来进行调节以执行无法由通用计算机所执行的专用功能。可将处理器与任何其他处理器相耦合(电学上和／或包括可执行部件)，从而能够在其之间进行交互和／或通信。用户接口处理器或产生器是一种已知元件，其包括电子电路或软件或两者组合，以用于生成显示图像或其部分。用户接口包括一个或多个显示图像，从而能够实现与处理器或其他装置的用户交互。
如本文所使用的，可执行应用包括代码或机器可读指令，用于响应于用户命令或输入，来调节处理器以实现预定功能，例如操作系统、情境数据获取系统或其他信息处理系统的那些功能。可执行程序是代码段或机器可读指令段、子例程或其他不同的代码区段或可执行应用的部分，用于执行一个或多个特定过程。这些过程可以包括接收输入数据和／或参数，对所接收的输入数据执行操作和／或响应于所接收的输入参数执行功能，以及提供得到的输出数据和／或参数。如本文所使用的，图形用户接口(GUI)包括一个或多个显示图像，其由显示处理器所生成，并能够实现与处理器或其他装置的用于交互以及相关联的数据获取和处理功能。
UI还包括可执行程序或可执行应用。所述可执行程序或可执行应用调节显示处理器以生成表示UI显示图像的信号。这些信号被供应给显示装置，其显示图像以供用户查看。所述可执行程序或可执行应用进一步从用户输入装置接收信号，用户输入装置诸如是允许用户向处理器提供数据键盘、鼠标、光笔、触摸屏或任何其他装置。所述处理器在可执行程序或可执行应用的控制之下，响应于从输入装置接收的信号来操纵UI显示图像。以这种方式，用户使用输入装置与显示图像进行交互，从而能够实现与处理器或其他装置的用户交互。本文中的功能和过程步骤可以被自动执行或响应于用户命令而被全部或部分地执行。自动执行的行动(包括步骤)是在没有行动的用户直接启动的情况下，响应于可执行指令或装置操作而被执行的。
定义
EPI=涉及图像获取的回波平面成像，其中从梯度回波或自旋回波序列的单个数据样本(K空间线在一个重复时间中被获取)形成完整图像。
反转恢复(IR)脉冲将纵向磁化从正Z轴反转180度到负Z轴。IR脉冲被用作制备脉冲，其先于主成像脉冲序列以实现不同种类的MR对比度(诸如T1加权的、T2加权的)。绝热IR脉冲被用于在整个成像容积中给出比非绝热RF脉冲更均匀的对比度。
TI包括反转时间，该时间在反转恢复脉冲和下个RF激励脉冲之间。TI确定图像对比度。
T1包括纵向(或自旋晶格)松弛时间，T1是衰减常数。
T2包括横向(或旋间)松弛时间，T2是针对质子自旋分量的衰减常数。
TR包括重复时间，该时间在连续RF激励脉冲之间。
FA包括回转角，即，RF回转角。对于反转脉冲，FA=180度。
饱和脉冲(或饱和恢复脉冲)把包括RF脉冲，通常为90度(或者90度的任意奇数倍)。一些系统在RF脉冲后使用扰流梯度。在特定类型的部分饱和脉冲序列中，前一脉冲使自旋处于饱和状态，以便在下一脉冲的时间处已经从无磁化的初始条件发生恢复。
扰流梯度=磁场梯度脉冲，其被施加以通过沿着梯度方向产生其相位的快速变化来有效移除场线圈的横向磁化。对于T2制备模块而言，其在90度翻转(也被称为倾斜)脉冲已经播放之后播放。其消灭了横向磁化，以便在播放整个T2制备模块之后，磁化再次处于纵向方向中。
分段的数据获取通过重复播出脉冲序列，并且在读出(获取)期间获取k空间线的不同集合，来以周期性方式记录原始数据空间(分段)的不同部分，该脉冲序列包括反转脉冲序列和MR数据获取脉冲。
B0是主静态基础MRI磁场。
B1是RF传输线圈场。
图1-9的系统和过程不是排他的。根据本发明的原理可以得出其他系统、过程和菜单来实现相同目的。尽管已经参考特定实施例来描述本发明，但要理解的是，本文所示和所描述的实施例和变形仅是出于说明目的。对当前设计的修改可以在不脱离本发明范围的情况下由本领域技术人员所实现。MR成像系统使患者特定的参数、感兴趣取向和容积参数、相关最佳时序参数的选择自动化，以便在心脏成像中实现具有最小运动伪像的一致、操作者无关的图像质量，以及在提供自动心脏扫描方面使扫描视图和成像视场的选择自动化。进一步，在替代实施例中，过程和应用可以位于一个或多个(例如分布式)处理装置上，该处理装置在链接图1的单元的网络上。图1-9中所提供的任何功能和步骤可以按照硬件、软件或两者组合来实现。本文中没有权利要求要素将按照35U.S.C.112第六款的规定被理解，除非使用“用于……的装置(means for)”来明确记载该要素。

Claims (21)

1.一种用于自动确定心脏时序参数以便获取心脏相位中的心脏图像的成像系统，所述系统包括：
接口，用于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，所述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相应对应的特定获取点；以及
获取时序处理器，被配置为：
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所述起始点的特定获取点，以及
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所述图像的获取。
2.根据权利要求1所述的系统，其中
所述成像系统是MR(磁共振)系统，以及
所述不同图像取向包括：(a)短轴取向、(b)四腔取向、(c)三腔取向、以及(d)两腔取向。
3.根据权利要求1所述的系统，其中
所述特定心脏相位选自以下中的至少一个：(a)收缩末期相位，和(b)舒张中期相位。
4.根据权利要求1所述的系统，其中
所述不同数据项通过识别相对于预定心脏周期点的调整，来识别个别心脏周期内的相应对应的特定获取点。
5.根据权利要求1所述的系统，其中
所述特定获取点包括连续ECGR波之间的所述心脏周期的基本上75％处的点。
6.根据权利要求1所述的系统，其中
所述数据存储器响应于由所述接口接收的指示患者心率和感兴趣图像容积的数据，将不同图像取向以及(a)不同患者心率或心率范围和(b)不同的感兴趣图像容积中的至少一个与对应的不同数据项相关联，所述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相应对应的特定获取点。
7.一种用于自动确定心脏周期中的时间以便获取心脏相位中的心脏图像的MR成像系统，所述系统包括：
接口，用于接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据；
容积图像数据的多个集合的存储库，所述容积图像数据在心脏周期内的连续点处被获取并表示在连续不同的心脏相位中患者的心脏容积；以及
图像数据处理器，被配置为：
使用所述容积图像数据的多个集合，以便确定在所述心脏图像取向处的所述容积内的对应的相应多个二维(2D)图像，以及
响应于所述多个2D图像的连续图像的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)所述多个2D图像中的特定2D图像，和(b)所述心脏周期中相对于所述心脏周期的起始的特定时间。
8.根据权利要求7所述的系统，其中
所述多个2D图像中的特定2D图像和所述心脏周期中的所述特定时间，对应于所述心脏周期内的特定心脏周期相位。
9.根据权利要求7所述的系统，其中
所述连续点包括所述心脏周期内的预定点，以及
所述图像数据处理器通过确定表示在所述预定点处并且也在所述心脏图像取向处穿过所述容积的第一2D图像的坐标点，以及确定针对所述连续点的其他点处的所述容积图像数据的多个集合的在所述坐标点和所述心脏图像取向处的所述容积内的2D图像，来确定所述对应的相应多个2D图像。
10.根据权利要求9所述的系统，其中
所述预定点包括连续ECG R波之间的所述心脏周期的大约75％处的点。
11.根据权利要求8所述的系统，其中
所述特定心脏周期相位选自以下中至少一个：(a)收缩末期相位，和(b)舒张中期相位。
12.根据权利要求11所述的系统，其中
所述图像数据处理器响应于最小化所述多个2D图像的所述连续图像的亮度内容的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)所述多个2D图像中对应于所述收缩末期相位的特定2D图像，以及(b)所述心脏周期中相对于所述心脏周期的起始的对应于所述收缩末期相位的特定时间。
13.根据权利要求11所述的系统，其中
所述图像数据处理器响应于最大化所述多个2D图像的所述连续图像的亮度内容的相关性，来确定以下中的至少一个：(a)所述多个2D图像中对应于所述舒张中期相位的特定2D图像，以及(b)所述心脏周期中相对于所述心脏周期的起始的对应于所述舒张末期相位的特定时间。
14.一种用于自动确定心脏时序参数以便获取心脏相位中的心脏图像的成像系统，包括：
接口，用于接收识别了用于图像获取的心脏图像取向和患者心率的数据；
数据存储库，针对特定心脏相位中图像的获取，将不同图像取向和不同的患者心率或心率范围与对应的不同数据项相关联，所述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相应对应的特定获取点；以及
获取时序处理器，被配置为：
响应于识别所述心脏图像取向和患者心率的所接收的数据，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所述起始点的特定获取点，以及
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所述图像的获取。
15.根据权利要求14所述的系统，其中
所述数据存储库将不同的感兴趣图像容积与对应的不同数据项相关联，所述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相应对应的特定获取点。
16.根据权利要求15所述的系统，其中
所述不同的感兴趣图像容积包括心房和心室。
17.根据权利要求14所述的系统，其中
所述成像系统是MR(磁共振)系统，以及
所述不同图像取向包括：(a)短轴取向、(b)四腔取向、(c)三腔取向、(d)两腔取向、(e)左心脏取向、和(f)右心脏取向。
18.根据权利要求14所述的系统，其中
所述特定心脏相位选自以下中的至少一个：(a)收缩末期相位，和(b)舒张中期相位，以及
所述不同患者心率范围包括低于和高于每分钟65跳。
19.一种用于自动确定心脏时序参数以便获取心脏相位中的心脏图像的成像方法，所述方法包括：
接收识别了用于图像获取的心脏图像取向的数据；
在存储库中存储数据，所述数据针对特定心脏相位中图像的获取将不同的图像取向与对应的不同数据项相关联，所述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相应对应的特定获取点；
响应于识别所述心脏图像取向的所接收的数据，从数据的所述存储库确定个别心脏周期内相对于所述心脏周期的所述起始点的特定获取点，以及
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所述图像的获取。
20.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：
在所述存储库中存储数据，所述数据将(a)不同患者心率或心率范围和(b)不同的感兴趣图像容积中的至少一个与对应的不同数据项相关联，所述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相应对应的特定获取点。
21.根据权利要求20所述的方法，其中
所述成像方法是MR(磁共振)方法，
所述不同图像取向包括，(a)短轴取向、(b)四腔取向、(c)三腔取向、(d)两腔取向、(e)左心脏取向、和(f)右心脏取向，
所述不同的感兴趣图像容积包括心房和心室，以及
所述方法进一步包括：
使用所述不同的数据项来识别相对于预定的心脏周期点的调整，以提供调整的特定获取点，所述不同的数据项识别了个别心脏周期内的相应对应的特定获取点；
以及
使用所调整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所述图像的获取。
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