CN104013404B - 心肌t1值测量方法和系统 - Google Patents

Abstract

一种心肌T1值测量方法，所述方法包括：在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲；利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像；在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像；对所述有效图像进行运动校正配准；利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。采用该方法，提高了采集效率，有效实现了T1值的测量。此外还提供一种心肌T1值测量的系统。

Description

心肌T1值测量方法和系统

技术领域

本发明涉及磁共振成像技术领域，特别是涉及一种心肌T1值测量方法和系统。

背景技术

心血管磁共振成像是一种非侵入性的成像技术，可对心血管系统的功能、形态和结构等进行评估。心肌T1值的量化可用于心梗、心肌纤维化等多种疾病的诊断中。由于心脏跳动和呼吸运动对采集时间的限制，在体心肌的T1值定量测量仍具有很大的挑战性。

常用的测量心肌T1值的方法有以下两种：

(1)校正Look-Locker反转恢复(ModifiedLook-Lockerinversionrecovery，简称MOLLI)：反转脉冲后，在不同的延迟时间用平衡自由稳态进动序列(BalancedSteady-StateFreeProcession，简称bssfp)成像，并将多次采集的数据合并为一组，来拟合T1值。MOLLI需要多个反转脉冲，在心跳周期较短时，磁化矢量尚未完全恢复，导致最终的拟合值偏小。用bssfp采样，对磁场不均匀性十分敏感，且由于T2的影响等因素，获得的T1值偏低。

(2)饱和恢复单次采集(Saturationrecoverysingle-shotacquisition，简称SASHA)：用饱和脉冲代替反转脉冲，在饱和脉冲后经不同的延迟时间，用bssfp序列成像，在10个心跳周期内完成采集。SASHA用饱和脉冲代替反转脉冲，信号的动态范围减少了一倍。

这两种常用的方法，采集时间均较长，需10～17个心跳周期。

发明内容

基于此，有必要提供一种提高采集效率的心肌T1值测量方法和系统。

一种心肌T1值测量方法，所述方法包括：

在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲；

利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像；

在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像；

对所述有效图像进行运动校正配准；

利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

在其中一个实施例中，所述利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像数据的步骤，包括：

实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为：TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

在其中一个实施例中，所述在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像的步骤，包括：

所述实时数据采集时以当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间；

将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期；

选择k空间中心线处于所述舒张期范围内的图像，作为有效图像。

在其中一个实施例中，所述对所述有效图像进行运动校正配准的步骤，包括：

采用基于灰度的非刚性配准方法对所述有效图像进行配准。

在其中一个实施例中，所述利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像的步骤之后，还包括：

根据反转脉冲和数据采集之间的延迟进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。

一种心肌T1值测量系统，所述系统包括：

反转脉冲施加模块，用于在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲；

图像采集模块，用于利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像；

舒张期图像选择模块，用于在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像；

配准模块，用于对所述有效图像进行运动校正配准；

拟合模块，用于利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

在其中一个实施例中，所述图像采集模块用于实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

在其中一个实施例中，所述舒张期图像选择模块包括：

采集时间记录模块，用于实时数据采集时以当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间；

舒张期选取模块，用于将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期；

有效图像选择模块，用于选择k空间中心线处于所述舒张期范围内的图像，作为有效图像。

在其中一个实施例中，所述配准模块用于采用基于灰度的非刚性配准方法对所述有效图像进行配准。

在其中一个实施例中，所述拟合模块还需配合误差校正模块，用于根据反转脉冲和数据采集之间的延迟进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。

上述心肌T1值测量的方法和系统，在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲，利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像。通过对舒张期中的有效图像进行运动校正配准，并经过曲线拟合之后得到了有效的T1值图像。相比MOLLI和SASHA等现有技术，上述方法和系统只用一次反转脉冲，不存在恢复不完全的状态，避免了由于恢复不完全产生的误差。由于采用了实时采集的方式，因此对心跳周期不敏感，提高了采集效率。

附图说明

图1为一个实施例中心肌T1值测量方法的流程图；

图2为一种心肌T1值测量的序列的示意图；

图3为一种心肌T1值测量序列的工作示意图；

图4为图1中在采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像的流程图；

图5为一个实施例中选取舒张期的示意图；

图6为一个实施例中心肌T1值测量系统的结构示意图；

图7为图6中舒张期图像选择模块的结构示意图；

图8为另一个实施例中心肌T1值测量系统的结构示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

在一个实施例中，如图1所示，提供了一种心肌T1值测量方法，该方法包括：

步骤102，在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲。

本实施例中，将被检测对象的ECG(Electrocardiograph，心电图)心电门控作为触发信号，在经过触发延迟时间后，向该对象施加非层选的反转脉冲。心电门控的延迟时间是为了保证初始的反转恢复信号在心跳舒张期内采集，因此延迟时间是由成像对象的心跳周期决定的。具体的，延迟时间由使用者设定，例如，延迟时间为400～500ms。非层选反转脉冲可以减少血流伪影，能够获得较好的图像质量。只用一次反转脉冲，不存在恢复不完全的状态，避免了由于恢复不完全产生的误差。

步骤104，利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像。

本实施例中，施加非层选的反转脉冲之后，然后施加快速扰相梯度回波小角度激发序列(turbo-flash，简称TFL)，在整个心跳周期进行实时数据采集，对信号的反转恢复过程进行采样。k空间采用线性填充，重复采集多次，得到一组采样图像。整个采集过程在呼吸屏气过程中完成。图像的对比，主要依赖于反转脉冲。成像参数中TR(timeofrepetition，重复时间)和TE(echotime，回波时间)是由磁共振扫描仪的硬件限制(最大梯度幅值，梯度爬升速率等)确定的最短时间。翻转角由使用者设定。由于采用了实时采集的方式，因此对心跳周期不敏感，提高了采集效率。

如图2所示，在一个实施例中，提供了一种心肌T1值测量的序列。其中，先施加一个180°非层选选反转脉冲，然后利用快速扰相梯度回波小角度激发序列TFL进行数据采集，k空间采用线性填充，N为重复采集的次数。该序列的工作过程如图3所示。其中，ECG心电门控作为触发信号，在经过触发延迟预设时间后，施加非层选的反转脉冲。然后利用快速扰相梯度回波小角度激发序列TFL即快速FLASH序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像。

步骤106，在采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像。

本实施例中，数据采集在整个心跳周期内进行，由于心脏的运动，无法直接对图像逐点拟合。而心脏在舒张期时运行缓慢，因此回顾性的选择舒张期图像作为有效图像，用于数据拟合。有效图像的数目随心跳周期时间而变化，成像对象不同，采集到的有效图像的数目也相应的不同。

步骤108，对有效图像进行运动校正配准。

本实施例中，有时由于屏气配合不足等原因，使得成像时舒张期图像间出现错位，影响T1值图像的成像质量。因此在出现此类情况时，可采用配准方法对图像进行配准。可采用能实现心脏图像间配准的一些配准方法来对图像进行配准。优选的，可以采用基于灰度的非刚性配准方法对图像进行配准，使得配准后的图像具有空间位置的一致性。

步骤110，利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

本实施例中，利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。具体的，将k空间中心位置的采集时间作为反转时间，可按照以下拟合公式计算：

$s\left(t\right)=A-B\·\exp (-\frac{t}{{T_1}^{*}})$

t＝TR×相位编码数×(心脏期相数–0.5)

其中，S(t)是指用于拟合的信号，即图像中相同空间位置的像素点的灰度值；t为非层选反转脉冲结束到采集每幅图像k空间中心线的时间；A、B分别是用于拟合的参数值。T1*为表面T1值，即通过公式拟合出的T1值。

T1值可按照以下公式计算：

T₁＝T₁ ^*[(B/A)-1]

通过对图像中空间坐标的每一点进行曲线拟合，从而得到T1值图像。

本实施例中，在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲，利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像。心电门控的延迟时间保证了初始的反转恢复信号在心跳舒张期内采集。只用一次反转脉冲，不存在恢复不完全的状态，避免了由于恢复不完全产生的误差。由于采用了实时采集的方式，因此对心跳周期不敏感，提高了采集效率。通过对舒张期中的有效图像进行运动校正配准，并经过曲线拟合之后得到了有效的T1值图像。

在一个实施例中，步骤104包括：实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为：TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟时间约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

本实施例中，并行采集技术具体的可采用TGRAPPA(temporalgeneralizedautocalibratingpartiallyparallelacquisition，时间并行采集技术)。采用多个表面线圈组合成相控阵接收线圈，采集中需要获得各个子线圈的排列及其空间敏感度信息，经过合理算法去除单个线圈的卷折伪影，生成完整的图像。采用不对称回波，也就是只采集频率编码k-x方向即频率编码梯度的一部分数据，另外一部分通过部分k空间重建算法计算并填充。进一步的，如果想要获得较好的T1图像，时间分辨率需控制在一定的范围内，如<110ms。具体的，可按照如下公式计算：时间分辨率＝TR*实际采集的相位编码线数。

本实施例中，采集参数为：TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟时间约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。增强是指成像对象注射造影剂，没注射造影剂时即为非增强状态。增强后是指注射造影剂后5～15分钟的时间。在心脏成像中，增强后病变心肌组织的T1值会明显低于正常组织。对比非增强和增强后的图像，更有利于观察病变区域。本实施例中，并行采集技术有效加快了单幅图像的采集速度，同时能够满足了时间分辨率要求。采用不对称回波明显地缩短了TE，减少了单幅图像采集窗的时间长度。

在一个实施例中，如图4所示，步骤106具体包括：

步骤402，实时数据采集时以当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间；

步骤404，将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期；

步骤406，选择k空间中心线处于舒张期范围内的图像，作为有效图像。

本实施例中，提供了一种在心脏舒张期选择有效图像的具体实现方式。具体的，如图5所示，提供了一种选取舒张期的示意图。将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，最大时间为401，则整个心跳周期的时间为401，选取心跳周期60％～95％之间为舒张期，也就是选取从240至381这段时间为舒张期。选择k空间中心线处于舒张期范围内的图像，作为有效图像。有效图像的数目随心跳周期时间而变化，成像对象不同，采集到的有效图像的数目也相应的不同。

在一个实施例中，步骤108包括：采用基于灰度的非刚性配准方法对有效图像进行配准。

本实施例中，采用基于灰度的非刚性配准方法对有效图像进行配准，使得配准后的图像具有空间位置的一致性。具体的，可采用Elastix(常用图像配准软件)作为配准所用工具。

在一个实施例中，步骤110之后，还包括：根据反转脉冲和数据采集之间的延迟时间进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。

本实施例中，施加反转脉冲之后需要加入损毁梯度来消除由于不完美的反转脉冲引入的残余横向磁化矢量，由此造成在反转脉冲和数据采集之间有一定的延迟时间，影响了测得的T1值，因此需对此延迟时间造成的误差进行校正。

具体的，可按照如下公式进行计算：

T_1true＝T₁+2*△t，其中，T_1true为校正后的T1值，△t为反转脉冲和数据采集之间的延迟时间。

根据该公式校正计算的结果，从而获得最终测得的T1值图像。

在一个实施例中，如图6所示，提供了一种心肌T1值测量的系统，包括：反转脉冲施加模块602、图像采集模块604、舒张期图像选择模块606、配准模块608和拟合模块610，其中：

反转脉冲施加模块602，用于在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲。

图像采集模块604，用于利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像。

舒张期图像选择模块606，用于在采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像。

配准模块608，用于对有效图像进行运动校正配准。

拟合模块610，用于利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

本实施例中，反转脉冲施加模块602和图像采集模块604一起得到一组采样图像，舒张期图像选择模块606用于选择舒张期的图像作为有效图像，配准模块608用于对有效图像进行运动校正配准，拟合模块610利用配准后的图像进行曲线拟合得到T1值图像。

在一个实施例中，图像采集模块604用于实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟时间约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

本实施例中，并行采集技术有效加快了单幅图像的采集速度，同时能够满足了时间分辨率要求。采用不对称回波明显地缩短了TE，减少了单幅图像采集窗的时间长度。

在一个实施例中，如图7所示，舒张期图像选择模块606包括：采集时间记录模块606a，舒张期选取模块606b，有效图像选择模块606c，其中：

采集时间记录模块606a，用于实时数据采集时当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间。

舒张期选取模块606b，用于将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期。

有效图像选择模块606c，用于选择k空间中心线处于舒张期范围内的图像，作为有效图像。

本实施例中，采集时间记录模块只用一次反转脉冲，不存在恢复不完全的状态，避免了由于恢复不完全产生的误差。由于采用了实时采集的方式，因此对心跳周期不敏感，提高了采集效率。606a用于记录采集时刻的时间，舒张期选取模块606b用于确定心脏的舒张期，有效图像选择模块606c用于选取有效图像，由此选取了心脏舒张期内的图像作为有效图像，从而可以有效进行逐点拟合。

在一个实施例中，配准模块608用于采用基于灰度的非刚性配准方法对有效图像进行配准。

本实施例中，配准模块608用于对有效图像进行配准，从而使得配准后的图像具有空间位置的一致性。

在一个实施例中，如图8所示，拟合模块610还需配合误差校正模块612，用于根据反转脉冲和数据采集之间的延迟进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。

本实施例中，误差校正模块612用于对反转脉冲和数据采集之间的延迟造成的误差进行校正，从而获得最终测得的T1值图像。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (8)

1.一种心肌T1值测量方法，所述方法包括：

在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲；

利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像；

在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像，包括：所述实时数据采集时以当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间；将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期；选择k空间中心线处于所述舒张期范围内的图像，作为有效图像；

对所述有效图像进行运动校正配准；

利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像数据的步骤，包括：

实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为：TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟时间约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述对所述有效图像进行运动校正配准的步骤，包括：

采用基于灰度的非刚性配准方法对所述有效图像进行配准。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像的步骤之后，还包括：

根据反转脉冲和数据采集之间的延迟时间进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。

5.一种心肌T1值测量系统，其特征在于，所述系统包括：

反转脉冲施加模块，用于在心电门控触发延迟时间后，对被检测对象施加非层选的反转脉冲；

图像采集模块，用于利用快速扰相梯度回波小角度激发序列在整个心跳周期内进行实时数据采集，采集多次，得到一组采样图像；

舒张期图像选择模块，用于在所述采样图像中选择舒张期的图像作为有效图像，包括：采集时间记录模块，用于所述实时数据采集时以当前心电触发的时刻为起点，记录每条k空间线采集时刻的时间；舒张期选取模块，用于将下一个心电触发到来的时间置0，与再次产生心电触发之间的最大时间设置为心跳周期的时间，则心跳周期60％～95％之间为舒张期；有效图像选择模块，用于选择k空间中心线处于所述舒张期范围内的图像，作为有效图像；

配准模块，用于对所述有效图像进行运动校正配准；

拟合模块，用于利用配准后的图像经曲线拟合得到T1值图像。

6.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述图像采集模块用于实时采集过程中采用并行采集技术和不对称回波，采集参数为TR/TE＝2.3/1.1ms，翻转角为5°，TGRAPPA加速因子为3，时间分辨率为80～100ms，心电门控触发延迟时间约为成像对象心跳周期的50％，非增强时，采集次数为60次，增强后，采集次数为40次。

7.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述配准模块用于采用基于灰度的非刚性配准方法对所述有效图像进行配准。

8.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述拟合模块还需配合误差校正模块，用于根据反转脉冲和数据采集之间的延迟时间进行误差校正，得到最终测得的T1值图像。