CN104345290B - 使用灵活触发的分割优化磁共振成像的方法、系统和装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法、系统和装置。一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法包括：将k空间表分区成多个k空间分段，每个相应k空间分段包括来自多个切片编码线的一个或多个相位编码步。使用电信号跟踪系统来监视心动周期，并且使用心动周期来触发通过多个获取窗口对所述多个k空间分段的获取。

Description

使用灵活触发的分割优化磁共振成像的方法、系统和装置
相关申请的交叉引用
本申请要求2013年8月2日提交的、序列号为No. 61/861,633的美国临时申请的优先权，通过引用将该临时申请在其整体上并入本文。
技术领域
本发明总体涉及用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像（MRI）的方法、系统和装置。所公开的方法、系统和装置可以被应用以例如改进ECG门控、对比度增强的MRI应用中的图像质量。
背景技术
对于医疗保健行业中的大多数当前的对比度增强的MR血管造影（CE-MRA）检查，通过将对比度达到定时与中心相位编码步的获取相匹配（即，至中心时间，TTC）来针对图像对比度增强而优化获取。总扫描时间在屏气长度内被保持为短以抑制大量的呼吸运动。典型地，CE-MRA数据被获取，而不用单个连续的延迟中心轨迹中的ECG门控。出于大多数目的，该方法是令人满意的。然而，在胸腔的CE-MRA中，在非门控获取的情况下，可以以某种程度的模糊勾画心腔和心室流出血管。为了解决该限制，可以用心电图（ECG）门控来获取CE-MRA，由此，经分割的数据获取与心动周期同步。
常规CE-MRA序列支持具有严格触发分割的ECG门控。对于每个触发脉冲，常规门控CE-MRA对于单个值的切片编码梯度获取所有相位编码步。然后以线性顺序针对所有切片编码值重复该获取。以适当的触发延迟（TD），可以在收缩期外获取内循环（即，相位编码）方向上k空间的中心（ky=0），在该收缩期中，心脏运动最突出。以适当的对比度注入定时，动脉窗口仍然可以与外循环（即，切片编码）方向上k空间的中心匹配。利用该方案，总扫描时间对应于平均R-R间隔乘以切片编码步的总数。
常规门控CE-MRA具有两个主要的未满足的需要。第一，由于严格分割结构，扫描是非常低效的。例如，典型的高分辨率非门控CE-MRA协议使用2.7ms的短TR时间以及沿ky方向的少于200个相位编码步。由此，在每次心跳期间的数据获取窗口比平均R-R间隔短得多，这降低了获取的效率。此外，常规门控CE-MRA技术不能通过利用并行获取技术（例如，iPAT）和沿相位编码方向的部分傅里叶来减少扫描时间；如果这些参数中的任一个被修改，则总扫描时间保持相同，因为常规CE-MRA每心跳仅播出单个完整的内循环，而不管其持续时间。第二，体内ECG触发的不可预测性质给门控CE-MRA增加了某些不确定性。尽管该序列假定稳定的R-R间隔并使用固定的获取窗口，但是由于生理不规则性（例如，R-R间隔可能在屏气期间变化）以及机械缺陷（例如，ECG检测设备可能失效），触发事件可能太早或太迟被检测到而相当大地增加扫描时间。此外，CE-MRA序列对于对比度达到具有严格定时要求，并且任何与此的偏离都可能导致错失最优定时的对比度彻底失败。
发明内容
本发明的实施例通过提供使用灵活触发的分割优化磁共振成像的方法、系统和装置来解决和客服上述缺点和缺陷中的一个或多个。该技术尤其好地适合于但决不限于改进ECG门控、对比度增强的磁共振成像（MRI）应用中的图像质量。
根据本发明的一些实施例，一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法包括将k空间表分区成多个k空间分段，每个相应k空间分段包括来自多个切片编码线的一个或多个相位编码步。使用电信号跟踪系统来监视心动周期，并且使用心动周期来触发通过多个获取窗口对所述多个k空间分段的获取。在一些实施例中，从用户接口接收至中心时间值。然后，每个相应k空间分段的获取可以被定时，因此相应k空间分段的中心点出现在至中心时间值处。
可以例如通过向分割生成表应用分割生成函数和缩放算法来对k空间表进行分区以产生经修改的k空间表。然后，可以通过从经修改的表选择预定数量的元素（例如，由用户选择）来创建k空间分段。在本发明的范围内可以使用各种缩放算法。例如，在一个实施例中，缩放算法包括将表的每个相应元素与预定乘数值相乘并且然后将伪随机数加到每个相应元素。
在一些实施例中，从所述多个k空间分段选择与接近于k空间中心的线相对应的中心k空间分段。该选择可以例如基于用户对特定分段的识别而执行。可替代地，中心k空间分段可以例如基于对比度注入的定时而自动选择。
可以与前述方法一起应用各种触发调整过程。例如，在一些实施例中，每个相应窗口与触发延迟值相关联，该触发延迟值可以被调整以补偿在获取窗口期间的早或迟触发。因此，例如，在每个相应获取窗口之后，可以执行早触发调整过程。例如，该过程可以包括：确定触发事件是否在相应获取窗口期间发生。如果触发事件发生，那么基于当前时间值和触发事件的定时来确定错失触发时间值。如果该错失触发时间值小于或等于用于该窗口的触发延迟值，则调整与后续获取窗口相关联的触发延迟值。类似地，如果后续触发事件未在预定最大等待时间内发生，则可以自动发起后续获取窗口。在后续获取窗口之后，如果接下来的触发事件未在预定最大等待时间内发生，则可以将与获取窗口相关联的触发延迟值减小至预定最小值。
根据本发明的其他实施例，一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法包括确定多个k空间分段，其中每个相应k空间分段包括来自k空间的多个维度的数据。向k空间分段应用线性中心重排序过程，使得期望中心k空间分段将在患者的心动周期的心脏舒张阶段期间被获取。然后，可以通过多个获取窗口来获取k空间分段，其中，每个获取窗口是基于心动周期来触发的。
根据本发明的另一实施例，一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的系统包括图像数据处理器、心电图设备以及射频（RF）生成器。图像数据处理器被配置为将k空间表分区成多个k空间分段，其中，每个相应k空间分段包括来自多个切片编码线的一个或多个相位编码步。心电图设备被配置为使用电信号跟踪系统来监视心动周期。RF生成器被配置为通过多个获取窗口来获取所述多个k空间分段，其中，每个获取窗口是基于心动周期来触发的。
本发明的附加特征和优点将从参照附图进行的说明性实施例的以下详细描述中变得显而易见。
附图说明
当结合附图阅读时，从以下详细描述最佳地理解本发明的前述及其他方面。出于图示本发明的目的，在图中示出了目前优选的实施例，然而应理解，本发明并不限于所公开的特定手段。附图中包括的是以下各图：
图1示出了如可在本发明一些实施例中使用的、用于对表示要存储在k空间存储阵列中的MR图像数据的频域分量进行有序获取的系统；
图2提供了非门控CE-MRA相对于门控CE-MRA的比较；
图3图示了一些常规系统所依赖的严格触发分割过程；
图4提供了具有严格触发的分割过程的常规门控CE-MRA相对于如可根据本发明一些实施例实现的具有灵活触发的分割过程的门控CE-MRA的比较；
图5A和5B提供了根据本发明一些实施例的灵活的触发镜头间排序的图示；
图6A、6B和6C图示了本发明一些实施例中的可与灵活触发的分割一起应用的三种不同的重排序算法；
图7提供了根据本发明一些实施例的稳态触发的示例图示；
图8提供了根据本发明一些实施例的可以如何处理早触发情况的一组图示；
图9提供了根据本发明一些实施例的可以如何处理迟触发情况的图示；
图10提供了在相同健康志愿者上非门控相对于门控CE-MRA的直接比较的图示；
图11A、11B、11C和11D提供了在如本发明一些实施例所实现的所提出的门控CE-MRA的情况下的各种临床结果；以及
图12图示了根据本发明一些实施例的用于使用灵活触发的分割来优化患者的磁共振成像的方法。
具体实施方式
本发明总体涉及用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法、系统和装置。该技术尤其好地适合于但决不限于改进ECG门控、对比度增强的磁共振成像（MRI）应用中的图像质量。例如，使用本文描述的技术的一些实施例，可以在较高的空间分辨率或扫描持续时间方面没有折衷（足够高效以在单次屏气内完成扫描并且在ECG性能中添加了置信度）的情况下实现抑制心脏运动的ECG门控CE-MRA。
图1示出了如可在本发明一些实施例中所使用的系统100，用于对表示要存储在k空间存储阵列中的MR图像数据的频域分量进行有序获取。在系统100中，磁体12在要成像且放置在台上的患者11的体内创建静态基磁场。在磁体系统内的是用于产生叠加在静态磁场上的位置相关磁场梯度的梯度线圈14。响应于由梯度和匀场及脉冲序列控制模块16提供给梯度线圈14的梯度信号，梯度线圈14在三个正交方向上产生位置相关且匀场的磁场梯度，并生成磁场脉冲序列。匀场梯度补偿由患者解剖变异和其他源导致的MR成像设备磁场中的不均匀性和变异性。磁场梯度包括被施加于患者11的切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场以及读出梯度磁场。
此外，射频（RF）模块20向RF线圈18提供RF脉冲信号，RF线圈18作为响应而产生磁场脉冲，该磁场脉冲将患者11中的质子自旋旋转九十度或者旋转一百八十度以进行所谓的“自旋回波”成像，或者旋转小于或等于90度的角度以进行所谓的“梯度回波”成像。结合如中央控制单元26所引导的RF模块20，脉冲序列控制模块16控制切片选择、相位编码、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，随着体内的受激质子返回到由静态和梯度磁场建立的均衡位置而来自所述受激质子的信号。MR信号被RF模块20和k空间分量处理器单元34内的检测器检测和处理，以将图像代表数据提供给图像数据处理器。在一些实施例中，图像数据处理器位于中央控制单元26中，而在诸如图1中描绘的实施例之类的其他实施例中，图像数据处理器位于单独单元27中。ECG同步信号生成器30提供用于脉冲序列和成像同步的ECG信号。单元34中的个体数据元素的二维或三维k空间存储阵列存储包括MR数据集的对应个体频率分量。个体数据元素的k空间阵列具有指定中心和个体数据元素，每个数据元素具有至指定中心的半径。
磁场生成器（包括线圈12、14和18）生成在获取对应于存储阵列中的个体数据元素的个体频率分量时使用的磁场。随着在表示MR图像的MR数据集的获取期间顺序地获取多个个体频率分量，按下述顺序依次获取个体频率分量：各个对应个体数据元素的半径沿着基本上螺旋的路径而增加和减小。单元34中的存储处理器存储使用阵列中的对应个体数据元素中的磁场而获取的个体频率分量。随着多个顺序的个体频率分量被获取，各个对应个体数据元素的半径可替代地增加和减小。磁场按与阵列中的基本上相邻的个体数据元素的序列相对应的顺序获取个体频率分量，并且，依次获取的频率分量之间的磁场梯度改变基本上被最小化。
中央控制单元26使用存储在内部数据库中的信息来以经协调的方式处理检测到的MR信号，以生成身体的所选切片（或多个切片）的高质量图像，并调整系统100的其他参数。所存储的信息包括预定脉冲序列和磁场梯度与强度数据以及指示要在成像中施加的梯度磁场的定时、定向和空间体积的数据。所生成的图像在显示器40上呈现。计算机28包括图形用户接口（GUI），其实现与中央控制单元26的用户交互，并实现基本上实时地对磁共振成像信号的用户修改。例如，显示处理器37处理磁共振信号以提供图像代表数据来在显示器40上显示。
图1中描述的系统100可以被应用以使用被称为对比度增强的MR血管造影（CE-MRA）的技术来对血管进行成像。在其中运动可能模糊所获取的图像的心脏应用中，优选地与ECG门控一起应用CE-MRA。然而，门控的添加引入了与如何针对ECG信号分割获取有关的一些复杂度。图2提供了将非门控CE-MRA 205相对于门控CE-MRA 210进行比较的图示200。较深的灰色条表示相位（ky）和切片（kz）编码步二者中的外部k空间，并且较浅的灰色表示内部k空间。相位和切片编码步二者的中心（ky=0，kz=0）由k=0来表示。如所示出的，在CE-MRA中，针对最优图像对比度，对比度达到定时典型地与相位和切片编码步的中心获取相匹配（即，考虑至中心时间，TTC）。对于非门控CE-MRA 205，在单个连续延迟的中心轨迹中获取数据，其中相位和切片编码步从外部k空间开始，然后获取内部k空间和k=0，并且最后是外部k空间的剩余部分以完成扫描。相反，对于门控CE-MRA 210，获取被分割并且与ECG触发同步地获取。该分割减小了由心脏移动导致的模糊。然而，常规系统依赖于图3中图示的严格触发分割过程300。对于ECG的每个触发脉冲（即，每次心跳），单个切片编码线的所有相位编码步被获取。注意，在每次心跳期间的数据获取窗口（例如，305A/305B、310A/310B）比平均R-R间隔（即，心跳）短得多。结果，获取是非常低效的。
本文描述的是灵活触发分割过程，其可以用于改进常规门控CE-MRA中的严格触发分割的效率。使用该过程，内循环不被限制于k空间中的单个维度。在个体触发的分段内采样的点是用模糊伪随机算法（下文描述）来确定的。作为结果，所触发的分段的大小和形状不再受限。图4提供了具有严格触发的分割过程405的常规门控CE-MRA相对于如可根据本发明一些实施例实现的具有灵活触发的分割过程410的所提出的门控CE-MRA的比较。灵活触发的分割可以填补数据获取窗口（分割，获取）410B之后的任何不必要等待时间，并因此提供比常规技术更高的效率。注意，即使用所提出的灵活触发的分割，总效率可能仍然低于100%，这归因于避免在心脏收缩阶段期间的心脏运动所需的触发延迟410A。作为实现进一步心脏运动抑制的附加手段，可以用灵活触发的分段来指定所触发的分段的中心。这可以与严格触发的分段形成对照，严格触发的分段将被固定在获取窗口中间的某处。
在一些实施例中，在灵活触发分割过程中使用的模糊伪随机算法被实现如下。对 于具有所指派的位置元素号码的给定k空间表元素（例如，ky-kz映射），大小为N的分割可以 通过计算分割生成函数而实现，并按升序选择N个元素。分割生成函数可以生成具有相同值 的多个表元素。例如，以下3×10个表元素利用行索引（例如，0、1和2）作为分割生成函数：
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
1 1 1 1 1 1 1 1 1 1
2 2 2 2 2 2 2 2 2 2
并具有带有下述内容的所指派的位置元素号码：
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9
10 11 12 13 14 15 16 17 18 19
20 21 22 23 24 25 26 27 28 29
在这些情况下，可以发生的是：这些元素中的N个必须被指派给分段A，而其余元素 必须被指派给另一分段B。以位置元素号码作为平分决胜（tie-breaker）将示例表拆分成相 等大小（N=15）的2个分段，得到下表：
A A A A A A A A A A
A A A A A B B B B B
B B B B B B B B B B
显而易见，该分割在第2行中相当“不平衡”，因为分段A的中心偏移到左边，而B的中心偏移到右边。
为了使分割平衡，可以将模糊缩放应用于原始分割生成函数表。在一些实施例中，该模糊缩放可以是根据以下公式来应用的：
其中，x=元素位置号码（0-MaxElements-1），SegTable[x]=原始分割生成函数表， 以及两个常数：乘数M和标准扩展（StdE）。直观地，在上面的示例中，将原始分割生成函数表 首先乘以乘数（例如，M=3），并且将“伪随机数”加到每个元素（例如，在0和2之间）。因此，可 以生成以下经修改的分割生成函数表：
0 0 2 0 1 1 2 0 1 2
5 3 3 4 5 3 5 4 5 3
8 7 6 7 7 6 8 6 6 8
在该预处理步骤之后进行分割产生了更“平衡的”分割：
A A A A A A A A A A
B A A A B A B B B A
B B B B B B B B B B
除了扫描效率改进外，灵活触发的分割可以以线性中心重排序来自由地调整获取顺序（既在分段内也在分段之间）。更具体地，按升序给出固定数量的元素和元素位置号码的中心，线性中心重排序（下文中更详细地描述）可以被应用以按期望的获取顺序获取中心元素。该附加灵活性导致心脏运动抑制中的进一步优化、对比度定时和用户接口优化。
在触发镜头有灵活大小的情况下，序列可以利用获取窗口中的基本上所有可用时间，这有助于减少不必要的等待时间。在实践中，这可以单独将门控CE-MRA获取的扫描效率改进到接近于70%的值，这比约为30%的常规门控CE-MRA的两倍还多。此外，灵活分割与诸如例如并行成像（例如，iPAT）、部分傅里叶以及椭圆扫描之类的常规扫描时间减少方法兼容。严格触发分割可以潜在地通过获取多个完整相位编码线来改进扫描效率，因为每个触发分段获取典型地比RR间隔（例如，如图4中所示）短得多。然而，这仍然是受限的，因为体内RR间隔可能决不与完整相位编码线的精确整数倍相匹配。此外，扫描效率根据实际心率而变化，并且在RR间隔的较短极限上，不能执行门控CE-MRA。
在常规门控CE-MRA中，仅获取用于单个分区编码步的PE步。这对应于相对短的获取持续时间。为了减少脉动的心脏运动，可以将这些触发的分段获取定位在心脏舒张期（即，具有最小心脏运动的静止阶段）中。在本文描述的灵活触发的分割过程的情况下，用于每个个体触发的分段获取的时间可以增加，以便更高效地使用RR间隔。为了实现这一点，可以使用灵活的重排序，其（1）向每个触发的分段指派更多k空间点，以及（2）确保每个镜头内最重要的数据点（接近于k空间中心的线，图4中的kz=0）仍然在心脏舒张期中被获取。
在所提出的序列中，线性中心重排序（例如，线性和中心重排序的组合）实现了心脏舒张期中的获取，而不管所触发的分段的大小和形状如何。用户接口参数“每心跳（HB）的至中心时间（TTC）”（位于序列专用卡上）可以被用于指定所触发的分段获取定时的中心，并且这可以被设置到获取窗口内的任何位置。图5A和5B提供了根据本发明一些实施例的灵活的触发镜头间排序的图示。图5B示出了k空间表的概念视图505，其中，每个触发镜头由ky-kz映射上的不同图案表示，每个具有按线性升序的所指派的分段定位号码。图5A示出了砖式图（tiling chart）510，其图示了总体触发镜头获取定时相对于对比度注入。总体TTC被定义为从扫描的开始到中心定位分段的获取的时间（例如，在图5A和5B中，SegPos#3）。
图6A、6B和6C图示了本发明一些实施例中的可与灵活触发的分割一起应用的三种不同的重排序算法。令N表示元素的总数，Ce表示就元素位置号码而言（线性上升）元素的中心，以及Dacq表示期望的Ce获取顺序。在图6A中，Dacq和Ce的值相等。不需要改变，并且获取可以以线性上升方式发生。在图6B中，Dacq小于Ce。在该情况下，从(Ce-Dacq)到[Ce+Dacq, N(在最大边界处)]的最小值线性地进行获取。在该点之后，获取是中心的。图6C示出了用于当Dacq大于Ce时的算法。在该实例中，在最小值边界周围进行获取，直到当前顺序等于Dacq-Ce为止。然后，从最下值边界线性地进行获取。注意，如果Dacq小于N/2，则可以使顺序反转，同时应用相同算法。
触发镜头间的顺序也可以是灵活的。例如，在一些实施例中，线性中心算法允许用户指定何时获取触发镜头，该触发镜头涵盖k空间中心（例如，在图5A和5B中的示例中，ky=0、kz=0、Shot-Pos#3）。与非门控CE-MRA中的“TTC”参数类似，诸如“总体TTC”之类的用户接口参数可以被用于计算触发镜头排序并将触发镜头排序调整到最接近的匹配。
在一些实施例中，所提出的门控CE-MRA实现了稳态触发机制（即，在等待时间和触发延迟期间播出RF脉冲而未获取），以便避免所分割的读出中的信号变化。图7提供了根据本发明一些实施例的稳态触发的示例图示700。为了维持读出中的磁化（被表示为白点），稳态触发继续在等待时间和触发延迟期间播出RF脉冲而无数据获取（即，哑脉冲（dummypulse），被表示为黑点）。另外，在一些实施例中，所提出的门控CE-MRA自动适配稳态触发以补偿一些通常发生的触发问题（即，早和迟触发检测）。该自适应稳态触发确保了门控CE-MRA以高效方式完成。
图8提供了根据本发明一些实施例的可以如何处理早触发情况（例如，错失触发事件）的一组图示800。在常规方法805中，未检测到在先前镜头的获取窗口内发生的任何触发事件。存在许多这样的情况，其中，R-R间隔已经被缩短到刚好足以错失触发事件（即，早触发事件）。自适应方法810的目标是尽可能多地挽救早触发事件并保留来自触发事件的原始TD。一旦扫描窗口完成，算法就检验触发事件在分段获取期间何时已发生，且然后计算错失触发时间（等于自最后触发事件起的延迟时间）。如果在获取期间检测到触发事件，则下一镜头的TD将相应地被减小。
图9提供了根据本发明一些实施例的可以如何处理迟触发情况的图示900。为了在ECG触发失效的情况下完成门控CE-MRA，在预定最大等待时间后实施触发事件。在该示例中，在已经经过最大等待时间后，实施触发事件，其中TD=0。在一些实施例中，该最大等待时间等于R-R间隔的130%。如果观察到2个连续最大等待时间（即，在没有事件的情况下总共4次心跳），则可以缩短最大等待时间（例如，至R-R间隔的30%），以便在合理时间内完成扫描。
从用户角度来看，所提出的门控CE-MRA中的灵活触发的分割转换成直观的UI体验。影响总体扫描效率的分割以及具体地单个镜头的持续时间已经根据主体的心跳而自动调整。另一方面，常规门控CE-MRA，需要诸如矩阵大小、分辨率、FOV和PAT因素之类的多个扫描参数。对于每心跳的TTC（针对特定心脏相位定时），仅需要一个附加UI参数。除了捕捉心动周期和设置几个参数（每心跳的TTC和触发延迟）之外，所有其他协议参数和扫描时间优化方法可以保持与用于标准非门控CE-MRA协议的相同。
图10提供了在相同健康志愿者上非门控相对于门控CE-MRA的直接比较的图示1000。示出了冠状（原生获取定向）、矢状和轴向定向的重新格式化的薄MIP。除了门控CE-MRA在每HB的TTC、获取窗口以及触发延迟中具有几个附加参数之外，获取参数是相同的。此外，门控CE-MRA已经用椭圆扫描进行获取以帮助补偿效率损失。
图11A、11B、11C和11D提供了在如本发明一些实施例所实现的所提出的门控CE-MRA的情况下的各种临床结果。所有图像是基于原始冠状获取数据重新格式化的薄MIP。图11A 1105提供了左动脉下降的冠状动脉的视图。图11B提供了主动脉缩窄的修复后的腔内支架收窄的视图1110。图11C和11D分别提供了由于动脉瘤和主动脉夹层导致的上升的主动脉的扩张的视图1115、1120。在创建图11A、11B、11C和11D时使用的成像参数与用图10提供的那些成像参数相等。
图12图示了根据本发明一些实施例的用于使用灵活触发的分割来优化患者的磁共振成像的方法1200。在1205处，确定多个k空间分段，其中，每个相应的k空间分段包括来自k空间的多个维度的数据。在一些实施例中，通过从经修改的k空间表选择预定数量的元素来确定这些分段。在一个实施例中，该经修改的k空间表是通过首先应用分割生成函数来生成的。然后，将缩放算法应用于产生的k空间表。接着，在1210处，使用诸如ECG系统之类的电信号跟踪系统来监视患者的心动周期。在1215处，将k空间分段之一选择为中心k空间分段。在一些实施例中，该选择由用户执行。在其他实施例中，选择可以基于例如向患者内的对比度注入的定时而是自动的。
继续参照图12，在1220处，对k空间分段重排序，使得在1215处选择的中心k空间分段将在心动周期的心脏舒张阶段期间被获取。在一些实施例中，该重排序通过线性中心重排序过程而执行。然后，在1225处，通过多个获取窗口来获取k空间分段，其中每个获取窗口基于患者的心动周期而触发。在一些实施例中，早触发调整过程可以在每个获取窗口之后被应用。例如，每个相应获取窗口可以具有触发延迟值。如果触发事件在相应获取窗口期间发生并且事件的定时小于或等于触发延迟值，则与后续获取窗口相关联的后续触发延迟值可以被调整。类似地，如果后续触发事件未在预定最大等待时间（例如由用户指定）内发生，则后续获取窗口可以被自动发起。然后，在后续获取窗口之后，如果接下来的触发事件未在预定最大等待时间内发生，则与获取窗口相关联的触发延迟值可以被减小至预定最小等待时间值。
如本文所使用的处理器是计算机、处理设备、逻辑阵列或用于执行在计算机可读介质上存储的机器可读指令以执行任务的其他设备，并可以包括硬件和固件中的任一个或其组合。处理器还可以包括存储器，用于存储可执行以执行任务的机器可读指令。处理器通过以下操作来对信息起作用：操纵、分析、修改、转换或传输信息以供可执行过程或信息设备使用，和/或将信息路由到输出设备。处理器可以使用或包括例如控制器或微处理器的能力，并且是使用可执行指令来调节以执行不由通用计算机执行的专用功能的。处理器可以与实现其间的交互和/或通信的任何其他处理器耦合（电耦合和/或耦合为包括可执行部件）。显示处理器或生成器是已知元件，其包括用于生成显示图像或显示图像的部分的电子电路或软件或二者的组合。
如本文所使用的，可执行应用包括代码或机器可读指令，用于调节处理器以例如响应于用户命令或输入而实现预定功能，诸如操作系统、上下文数据获取系统或其他信息处理系统的那些预定功能。可执行过程是用于执行一个或多个特定处理的代码段或机器可读指令、子例程或其他不同代码片段或可执行应用的部分。这些处理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而执行功能、以及提供作为结果的输出数据和/或参数。
如本文所使用的，用户接口（UI）包括一个或多个显示图像，其由显示处理器生成并实现了与处理器或其他设备以及关联的数据获取和处理功能的用户交互。UI还包括可执行过程或可执行应用。该可执行过程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。这些信号被提供给显示设备，所述显示设备显示图像以供用户观看。该可执行过程或可执行应用还从用户输入设备接收信号，所述用户输入设备诸如是键盘、鼠标、光笔、触摸屏或允许用户向处理器提供数据的任何其他装置。处理器在可执行过程或可执行应用的控制下响应于从输入设备接收的信号而操纵UI显示图像。以这种方式，用户使用输入设备与显示图像进行交互，从而实现了与处理器或其他设备的用户交互。本文中的功能和处理步骤可以被自动执行，或者完全地或部分地响应于用户命令而执行。自动执行的活动（包括步骤）是在用户未直接发起该活动的情况下响应于可执行指令或设备操作而执行的。
本公开的实施例可以用硬件和软件部件的任何组合实现。另外，本公开的实施例可以被包括在具有例如计算机可读非瞬变介质的制品（例如，一个或多个计算机程序产品）中。介质具有例如体现在其中的计算机可读程序代码，用于提供和促进本公开的实施例的机制。制品可以被包括作为计算机系统的一部分或者被单独出售。此外，在可替代实施例中，处理和应用可以位于将图1的单元相链接的网络上的一个或多个（例如，分布式）处理设备上。
图中的系统或处理不是排他的。可以根据本发明的原理来得出用于实现相同目的的其他系统、处理和菜单。尽管已经参照特定实施例描述了本发明，但是应理解的是，本文示出和描述的实施例和变型仅仅用于说明目的。在不偏离本发明的范围的情况下，本领域技术人员可以实现对当前设计的修改。不应在35 U.S.C. 112第六款的规定下解释本文中要求保护的元件，除非明确地使用短语“用于……的装置”来记载该元件。

Claims (18)

1.一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的系统，所述系统包括：
图像数据处理器，其被配置为将k空间表分区成多个k空间分段，每个相应k空间分段包括来自多个切片编码线的一个或多个相位编码步；
心电图设备，其被配置为监视心动周期；以及
射频（RF）生成器，其被配置为通过多个获取窗口来获取所述多个k空间分段，其中，每个获取窗口是基于心动周期来触发的，
其中，图像数据处理器被配置为通过包括以下各项的处理来将k空间表分区成多个k空间分段：
向k空间表应用分割生成函数以产生分割生成表；
向分割生成表应用缩放算法以产生经修改的分割生成函数表；以及
通过从经修改的分割生成函数表选择预定数量的元素来创建所述多个k空间分段中的每一个。
2.如权利要求1所述的系统，其中，由图像数据处理器应用的缩放算法包括：
将分割生成表的每个相应元素与预定乘数值相乘；以及
将伪随机数加到分割生成表的每个相应元素。
3.如权利要求1所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：
从所述多个k空间分段识别中心k空间分段，所述中心k空间分段与接近于k空间中心的线相对应；以及
在获取所述多个k空间分段之前，向所述多个k空间分段应用线性中心重排序处理，使得中心k空间分段将在心动周期的心脏舒张阶段期间被获取。
4.如权利要求3所述的系统，还包括用于接收中心k空间分段的识别的用户接口。
5.如权利要求3所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为基于对比度注入的定时来自动选择中心k空间分段。
6.如权利要求1所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为在每个相应获取窗口之后执行早触发调整处理，所述早触发调整处理包括：
确定触发事件是否在相应获取窗口期间发生；
如果触发事件在相应获取窗口期间发生，则基于当前时间值和触发事件的发生时间来确定错失触发时间值；
确定与相应获取窗口相关联的触发延迟值；以及
如果错失触发时间值小于或等于触发延迟值，则调整与后续获取窗口相关联的后续触发延迟值。
7.如权利要求1所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：如果后续触发事件未在预定最大等待时间内发生，则自动发起在每个相应获取窗口之后的后续获取窗口。
8.如权利要求7所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：如果接下来的触发事件未在预定最大等待时间内发生，则在后续获取窗口之后将与所述多个获取窗口相关联的触发延迟值减小至预定最小等待时间值。
9.如权利要求1所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：
从用户接口接收至中心时间值，
其中，所述多个k空间分段中包括的每个相应k空间分段的获取被定时为使得相应k空间分段的中心点出现在所述至中心时间值处。
10.一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的系统，所述系统包括：
心电图设备，其被配置为监视心动周期；
图像数据处理器，其被配置为：
确定多个k空间分段，每个相应k空间分段包括来自k空间的多个维度的数据；
确定在所述多个k空间分段中包括的期望中心k空间分段；以及
向所述多个k空间分段应用线性中心重排序处理，使得期望中心k空间分段将在心动周期的心脏舒张阶段期间被获取；以及
射频（RF）生成器，其被配置为通过多个获取窗口来获取所述多个k空间分段，其中，每个获取窗口是基于心动周期来触发的，
其中，图像数据处理器被配置为通过包括以下各项的处理来确定多个k空间分段：
向k空间表应用分割生成函数以产生分割生成表；
向分割生成表应用缩放算法以产生经修改的分割生成函数表；以及
通过从经修改的分割生成函数表选择预定数量的元素来创建所述多个k空间分段中的每一个。
11.如权利要求10所述的系统，其中，由图像数据处理器应用的缩放算法包括：
将分割生成表的每个相应元素与预定乘数值相乘；以及
将伪随机数加到分割生成表的每个相应元素。
12.如权利要求10所述的系统，还包括用于接收期望中心k空间分段的识别的用户接口。
13.如权利要求10所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为基于对比度注入的定时来自动选择期望中心k空间分段。
14.如权利要求10所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为在每个相应获取窗口之后执行早触发调整处理，所述早触发调整处理包括：
确定触发事件是否在相应获取窗口期间发生；
如果触发事件在相应获取窗口期间发生，则基于当前时间值和触发事件的发生时间来确定错失触发时间值；
确定与相应获取窗口相关联的触发延迟值；以及
如果错失触发时间值小于或等于触发延迟值，则调整与后续获取窗口相关联的后续触发延迟值。
15.如权利要求10所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：如果后续触发事件未在预定最大等待时间内发生，则自动发起在每个相应获取窗口之后的后续获取窗口。
16.如权利要求15所述的系统，其中，图像数据处理器还被配置为：如果接下来的触发事件未在预定最大等待时间内发生，则在后续获取窗口之后将与所述多个获取窗口相关联的触发延迟值减小至预定最小等待时间值。
17.如权利要求10所述的系统，还包括：
用户接口，其被配置为接收至中心时间值，
其中，所述多个k空间分段中包括的每个相应k空间分段的获取被定时为使得相应k空间分段的中心点出现在所述至中心时间值处。
18.一种用于使用灵活触发的分割来优化磁共振成像的方法，所述方法包括：
将k空间表分区成多个k空间分段，每个相应k空间分段包括来自多个切片编码线的一个或多个相位编码步；
使用电信号跟踪系统来监视心动周期；以及
使用心动周期来触发通过多个获取窗口对所述多个k空间分段的获取，
其中，通过包括以下各项的处理来将k空间表分区成多个k空间分段：
向k空间表应用分割生成函数以产生分割生成表；
向分割生成表应用缩放算法以产生经修改的分割生成函数表；以及
通过从经修改的分割生成函数表选择预定数量的元素来创建所述多个k空间分段中的每一个。
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