CN107505584A - 一种磁共振数据采集触发方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明实施方式公开了一种磁共振数据采集触发方法和装置，包括：将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；根据所述相位图像处理得到频域信号；从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；将频率信号转换为时域信号；在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。本发明采用磁共振方式对相应的被测部位进行采集成像，避免采用心电门控技术所导致的技术缺点。

Description

一种磁共振数据采集触发方法和装置

技术领域

本发明涉及磁共振医学检测技术领域，特别是涉及一种磁共振数据采集触发方法和装置。

背景技术

心脏的整体运动是一种复杂的混合运动，这种运动与心脏的循环泵和呼吸运动有关联，其结果会导致额外的扭曲和体积变形。这种运动还会造成严重的伪影和失真。这种运动的影响是心脏磁共振成像技术需要面对和解决的基本问题。所述伪影是指在被扫描物体中不存在，而在成像上却出现的各种形态的影像。

现有技术中，心脏运动引起的问题可以使用心电图(ECG，Electrocardiography)门控技术来解决。心电图门控简称心电门控，心电门控可实现有限运动的成像，仅在心动周期的一个指定时期获取数据，通常是在心脏运动最轻微的舒张期。近年来，通过对心电图的QRS波检测和在一定时延内触发采集，心脏运动得到了相当好的控制，

然而，现有技术中的心电门控技术有如下缺点：

(1)图1a为一种心电波形受到磁流体动力学效应前后的示例图，其中波形11为在磁共振成像扫描仪外侧检测到的、没有受到磁流体动力学效应的心电波形图，波形12为在磁共振成像扫描仪内侧检测到的、受到磁流体动力学效应的波形图，图1b所示为一种心电波形受到梯度切换干扰的示例图，其中深色黑线是在强梯度成像序列扫描时检测到的心电波形图，浅色灰线是将成像梯度关闭后检测到的心电图。

如图1a和图1b所示，磁流体动力学效应导致心电波形的畸变，特别是导致T波增大。而且，由强磁场引起的磁流体动力学效应及高梯度占空比序列中梯度引起的感应电压，都会影响心电门控信号，导致误触发，影响检测的准确度。

(2)除了上述缺点，心电门控技术需要将心电电极片贴在被测者的相应的身体部位上，导致放置心电电极很耗时，导致医务人员的工作效率低下；同时，由于要贴着心电电极片，所以患者会感到不适。还有，心电电极片和生理信号控制单元(PERU，PhysiologicalECG and Respiratory Unit)是耗材，导致测量成本较高；再者，由于要向被测者身体上贴心电电极片，因此这种心电门控技术不适合对胎儿进行心脏成像。

发明内容

本发明实施方式提出一种磁共振数据采集触发方法和装置，从而采用磁共振方式对相应的被测部位进行采集成像，避免采用心电门控技术所导致的技术缺点。

本发明实施方式的技术方案如下：

一种磁共振数据采集触发方法，包括：

将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

根据所述相位图像处理得到频域信号；

从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

将频率信号转换为时域信号；

在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

在所述方法的一种优选实施例中，所述根据所述相位图像处理得到频域信号，包括：

将所述相位图像的值进行平均处理后，得到相位波动信号；

将所述相位波动信号通过快速傅里叶变换，转换为频域信号。

在所述方法的一种优选实施例中，所述将频率信号转换为时域信号，包括：

将所述频率信号通过快速傅立叶反变换，转换为时域信号。

在所述方法的一种优选实施例中，所述检测得到相位图像，包括：以低于指定值的分辨率，检测得到相位图像；所述在该触发点后的指定时间区间进行数据采集，包括：在该触发点后的指定时间区间，以指定的脉冲序列进行数据采集。

在所述方法的一种优选实施例中，所述将磁共振导航条设置在特定位置，包括：将磁共振导航条设置在心脏位置的指定范围内。

在所述方法的一种优选实施例中，所述从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号，包括：

从所述频域信号中分离出高于指定频率的高频信号，将所述高频信号作为心脏血流信号；

和/或，从所述频域信号中分离出低于指定频率的低频信号，将所述低频信号作为呼吸运动信号。

在所述方法的一种优选实施例中，所述在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集，包括：在所述时域信号的每一个周期中，将第一高点位置作为脉冲序列的触发点，在所述第一高点位置后的指定时间区间内，进行数据采集。

在所述方法的一种优选实施例中，所述扫描得到相位图像，包括：利用二维前瞻性采集校正2D-PACE方式，利用低翻转角度的梯度回波序列，扫描得到相位图像。

一种磁共振数据采集触发装置，包括：

第一处理模块，用于将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

第二处理模块，用于根据所述相位图像处理得到频域信号；

第三处理模块，用于从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

第四处理模块，用于将频率信号转换为时域信号；

第五处理模块，用于在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

在所述装置的一种优选实施例中，所述第一处理模块，具体用于：利用二维前瞻性采集校正2D-PACE方式，利用低翻转角度的梯度回波序列，扫描得到相位图像。

相对于现有技术，本发明将磁共振导航条设置在特定位置，先扫描得到相位图像；然后根据所述相位图像处理得到频域信号；再从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；再将频率信号转换为时域信号；最后在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。也就是说，本发明可以先以低分辨率的相位图像来寻找较佳的脉冲序列触发点，找到该脉冲序列触发点后，就可以触发脉冲序列在指定区域进行数据采集，得到高质量的且干扰较低的磁共振成像。本发明不会像心电门控那样受到磁流体动力学效应和高梯度占空比序列的影响，使得在高磁场中进行心跳触发成为可能。本发明可以应用到对心脏的扫描场景中，从而可以避免现有的心电门控技术对心脏进行扫描时的缺点，同时由于不必往被测者身上贴电极极片，可以节省医务人员的时间，提高工作效率；同时本发明也避免了电极和PERU等耗材的消耗，同时可以避免患者由于贴上电极极片所造成的不适，而且还可以应用在胎儿心脏成像的技术中。

附图说明

图1a为一种心电波形受到磁流体动力学效应前后的示例图；

图1b为一种心电波形受到梯度切换干扰前后的示例图；

图2为本发明所述磁共振数据采集触发方法的一种流程示意图；

图3所示为一种设置磁共振导航条位置的一种操作界面示意图；

图4为本发明所述磁共振数据采集触发方法的一种详细的流程图；

图5所示为本发明所述方法处理过程中的分步骤的波形示意图。

具体实施方式

为了使本发明的技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施方式，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施方式仅仅用以阐述性说明本发明，并不用于限定本发明的保护范围。

为了描述上的简洁和直观，下文通过描述若干代表性的实施方式来对本发明的方案进行阐述。实施方式中大量的细节仅用于帮助理解本发明的方案。但是很明显，本发明的技术方案实现时可以不局限于这些细节。为了避免不必要地模糊了本发明的方案，一些实施方式没有进行细致地描述，而是仅给出了框架。下文中，“包括”是指“包括但不限于”，“根据……”是指“至少根据……，但不限于仅根据……”。由于汉语的语言习惯，下文中没有特别指出一个成分的数量时，意味着该成分可以是一个也可以是多个，或可理解为至少一个。

鉴于心电门控技术检测心脏的种种缺点。本发明的采用磁共振(MagneticResonance，MR)成像技术，并采用本发明所述的整体方法来处理，实现对身体部位(尤其是心脏)进行磁共振数据采集触发，并进行扫描成像，从而获得较高的成像效果，同时也避免使用心电门控所造成的种种缺点。

所述磁共振技术是随着计算机技术、电子电路技术、超导体技术的发展而迅速发展起来的一种生物磁学核自旋成像技术。它利用磁场与射频脉冲使人体组织内进动的氢核(即H+)发生振动产生射频信号，经计算机处理而成像。在核磁共振成像的脉冲序列中集成了导航条，所述导航条是用于导航的脉冲序列，可以标示数据采集的起点，可以用于监测呼吸位移、和心脏变形、以及周围的组织器官。所述脉冲序列是在核磁共振成像中用于采集图像数据的脉冲序列。

图2为本发明所述磁共振数据采集触发方法的一种流程示意图。参见图2，该方法主要包括：

步骤201、将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

步骤202、根据所述相位图像处理得到频域信号；

步骤203、从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

步骤204、将频率信号转换为时域信号；

步骤205、在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集；从而可以得到高质量的磁共振图像。

与本发明所述的方法对应，本发明还公开了一种磁共振数据采集触发装置，用于执行本发明所述的方法。该磁共振数据采集触发装置主要包括：

第一处理模块，用于将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

第二处理模块，用于根据所述相位图像处理得到频域信号；

第三处理模块，用于从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

第四处理模块，用于将频率信号转换为时域信号；

第五处理模块，用于在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

在一种优选实施例中，所述步骤201中检测得到相位图像，具体可以是：以低于

指定值的分辨率，检测得到相位图像；所述步骤205中在该触发点后的指定时间区间进行数据采集，具体可以是：在该触发点后的指定时间区间，以指定的脉冲序列进行数据采集。

在一种优选实施例中，所述步骤202根据所述相位图像处理得到频域信号，具体包括：将所述相位图像的值进行平均处理后，得到相位波动信号；将所述相位波动信号通过快速傅里叶变换，转换为频域信号。

在一种优选实施例中，所述步骤204将频率信号转换为时域信号，具体包括：将所述频率信号通过快速傅立叶反变换，转换为时域信号。

本发明可以应用在对身体指定部位的磁共振数据采集，最终得到指定部位的磁共振成像。在一种优选实施例中，本发明尤其可以是将磁共振导航条的感兴趣区(ROI)设置在左心房心尖位置的指定范围内，用于检测心脏部位的相位图像，并通过本发明所述的整体流程在所述触发点后的指定区域对心脏部位进行数据采集，从而可以得到高分辨率的磁共振成像。

在本发明的一种优选实施例中，可以采用二维前瞻性采集校正(2D-PACE，2DProspective Acquisition Correction)方案来实现对身体指定位置的扫描，得到相位图像。

2D-PACE技术是相对一维前瞻性采集校正(1D-PACE)技术而言的，目前的1D-PACE技术和2D-PACE技术主要用于呼吸运动的检测上。呼吸运动是相对不可预测的，不同的人呼吸运动是不同的，同一人在不同的时间其呼吸运动也是不同的。在成像扫描过程中，屏住呼吸可以减缓呼吸运动从而有利于成像。但是对有些患者来说，即使是较短时间的屏住呼吸也是比较困难的；或者，有些患者可能由于精神状态的障碍，而不能执行医生的呼吸指令。对于某些临床要求来说，屏气的总时长可能会相当长。在这些情况下，可以使用PACE方法实现患者在自由呼吸时进行磁共振成像。

1D-PACE技术通过激发2条交互放置的导航条，以此产生回波用于跟踪右膈顶位置变化的情况，将采样触发窗口设置在呼气末设定的膈肌运动范围内完成成像扫描，从而消除呼吸运动伪影的干扰。但是，1D-PACE技术成像后会出现2条交叉的导航激发所致的低信号饱和带的暗纹。

相对于1D-PACE，2D-PACE是一种二维导航回波技术，本发明的2D-PACE通过一种低翻转角度的梯度回波序列获得低分辨率图；这确保了导航条所在的受激发区域组织磁化矢量不被饱和，从而避免了使用1D-PACE时图像中出现的低信号饱和带的暗纹问题。而且相对于1D图像来说，2D图像可以提供更多的信息，所以这种方法是很鲁棒的。

但是，在对于心脏进行扫描时，由于心脏运动的复杂特点，夹杂了心脏的循环泵和呼吸运动，会导致2D-PACE在进行心脏扫描成像时得到的信号是混合了呼吸运动和心脏运动的混合信号，因此需要本发明所述方法的整体处理，才能得到较高质量的磁共振成像。

图3所示为一种设置磁共振导航条位置的一种操作界面示意图。该操作界面是磁共振成像系统的一种导航条位置设置的操作界面，其中包括三个视图界面，标示三种不同的视图。操作者可以利用鼠标、触摸屏等输入设备向磁共振成像系统中输入导航条301的位置信息。例如在本图3中，可以利用鼠标移动导航条301的位置，即该导航条301的ROI位置，例如在一种优选实施例中，在对心脏进行磁共振成像时，可以将磁共振的导航条301设置在心脏位置的指定范围内，尤其较佳的是，可以将磁共振的导航条301设置在左心室靠近心尖(apex)的位置。

图4为本发明所述磁共振数据采集触发方法的一种详细的流程图。图5所示为本发明所述方法处理过程中的分步骤的波形示意图。参见图4和图5，下面介绍详细流程：

步骤401、将磁共振导航条设置在特定位置。

例如在一种优选实施例中，为了对心脏进行扫描成像，如图3所示，可以将磁共振导航条301的位置设置在左心室靠近心尖的位置。

步骤402、在所述导航条的导航下，以低于指定值的分辨率，检测所述心尖位置，得到相位图像。

该相位图像具体是一种相位侦查图像(phase scout image)，如图5(a)所示为扫描得到的相位侦查图像，所述相位图像中体现了随时间而变化的图像因素。所述检测得到相位图像，具体是以低于指定值的分辨率，检测得到低分辨率的相位图像。本发明可以采用这种低分辨率的相位图像，通过如下步骤403至406确定磁共振脉冲序列的触发点，然后在触发点后的相应区域进行指定脉冲序列的数据采集，最终得到高质量高分辨率的心脏磁共振图像。

步骤403、根据所述相位图像处理得到频域信号。

具体的，是将图5(a)所述的相位侦查图像的相位值进行平均处理后，得到如图5(b)所示的相位波动信号图。由于导航条的位置在左心室的靠近心尖的位置，所以这种相位波动信号是由呼吸运动和心脏运动引起的，其中包含了呼吸运动信号和心脏运动信号，该相位波动信号是一种反应呼吸运动和反应心脏血流流速组成的复杂混合信号；然后，通过快速傅里叶变换(FFT,Fast Fourier Transform)，将所述相位信号转换为如图5(c)所示的频域信号，其中标示了两种运动信号，即所述心脏运动信号和呼吸运动信号。所述两种运动的信号可以被分离，分别用于不同的触发。一种用于呼吸触发，触发方式与现有技术一样；另一种用于心脏触发，触发方式如后续所述。

步骤404、从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号。具体的，包括：

从所述频域信号中分离出低于指定频率的低频信号，将所述低频信号作为呼吸运动信号，如图5(d)所示；

和/或，从所述频域信号中分离出高于指定频率的高频信号，将所述高频信号作为心脏血流信号，如图5(f)所示。

此处，所述和/或表示，可以根据实际的应用需求进行选择，例如如果需要用于对呼吸触发，则只分离出所述低频信号；如果需要用于对心脏触发，则只分离出所述高频信号；如果需要用于同时对呼吸和心脏触发，则需要分离所述低频信号和高频信号。

步骤405、将频率信号转换为时域信号。

具体的，是通过快速傅立叶反变换(iFFT，inverse Fast Fourier Transform)把所述低频信号和高频信号转换为时域信号，其中图5(d)的低频信号对应转换为如图5(e)所示的时域信号，图5(f)的高频信号转换为如图5(g)所示的时域信号。

为了说明本发明的所述高频信号对应的时域信号图5(g)能够反映心脏运动，此处在图5中增加了一个如图5(h)所示的对同一患者在同一时间检测的心电图信号。图5(g)和图5(h)所述的不同的波形代表了不同的信号，但是这两种信号在频率上是相适应的，只是它们之间有一个短暂的时延，如黑色矩形500中的放大视图所示。

所述图5(g)中的波形是左心室血流流速的记录信号，左心室的血流流速间接反应了心脏运动的情况。而，图5(h)中的波形是心电图中所记录的心脏电活动的记录信号，黑色矩形50显示了左心室血流信号与心电图信号的详细关系，矩形51是矩形50的放大图。在图5(h)中，QRS波意味着心室的去极化，这将导致心室收缩。在收缩期，血液从左心室快速地挤压进入到主动脉。在心室射血期的早期达到最大的流出速度，在图5(g)中用圆圈510(表示收缩)标出。然后心室会放松并扩大，血液从左心房流入到左心室，在心脏舒张的早期会达到最大流入速度，在图5(g)中用圆圈520(表示舒张)标出。所述矩形52代表舒张末期，可以用于数据采集。

步骤406、在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

具体的，本步骤406包括：在所述时域信号的每一个周期中，将第一高点位置作为脉冲序列的触发点，在所述第一高点位置后的指定时间区间内，进行数据采集。

例如在图5(g)中，在矩形51所示的周期中，将所述圆圈510表示的第一高点位置作为脉冲序列的触发点，当然在实际应用时也可以是在所述第一高点位置之后的指定范围内进行脉冲序列的触发。

所述在所述第一高点位置后的指定时间区间内，进行数据采集，例如在图5(g)中，可以在矩形52所示的时间期间内，进行数据采集。所述矩形52所示的时间期间例如可以是在当前周期的所述第一高点510后的M～N毫秒采集数据，N大于M。在一种优选实施例中，所述M大于100。在该矩形52所示的时间期间内，数据采集的分辨率高于指定值，可以得到高质量的磁共振图像。当然，所述矩形51所示只是所述时域信号中的一个周期，本发明在该时域信号的每个周期中的处理都是一样的，即都要将第一个高点后作为脉冲序列的触发点，然后在该触发点后的指定时间区间内进行高分辨率的数据采集，即在该指定时间区间内进行磁共振扫描，得到磁共振成像。

综上所述，采用本发明应用到心脏检测场景中，可以通过将磁共振导航条的ROI放置在左心房靠近心尖的位置，并采用2D-PACE方式，先得到低分辨率的相位图像，通过所述步骤403至406确定磁共振脉冲序列的触发点，然后再采用指定的脉冲序列，在触发点后的相应区域进行数据采集，最终得到高质量的高分辨率的心脏磁共振图像。

本发明的优点包括：

(1)本发明是鲁棒的，不会受到磁流体动力学效应和高梯度占空比序列的影响，在高磁场的场景下是非常有效的。

(2)本发明可以代替心电门控。因此，现有技术中由心电门控造成的种种缺点就可以避免了。具体的优点有：省去了生理信号控制装置及电极片这类耗材，节约了成本，还节省了贴电极片的时间，方便了操作者的操作，而且还可以提高患者的舒适度。另外，由于不必在身体上贴上电极片，该方案还可以应用在胎儿心脏成像的技术中。

总之，本发明可以在不用心电门控和屏气的情况下实现心脏成像，因此本发明可以被广泛应用于心脏成像技术中。本发明能降低成本，为客户和患者带来更好的体验。

另外，在本发明各个实施例中的各功能模块可以集成在一个处理单元中，也可以是各个模块单独物理存在，也可以两个或两个以上模块集成在一个单元中。上述集成的单元既可以采用硬件的形式实现，也可以采用软件功能单元的形式实现。所述各实施例的功能模块可以位于一个终端或网络节点，或者也可以分布到多个终端或网络节点上。

另外，本发明的每一个实施例可以通过由数据处理设备如计算机执行的数据处理程序来实现。显然，数据处理程序构成了本发明。此外，通常存储在一个存储介质中的数据处理程序通过直接将程序读取出存储介质或者通过将程序安装或复制到数据处理设备的存储设备(如硬盘和或内存)中执行。因此，这样的存储介质也构成了本发明。存储介质可以使用任何类型的记录方式，例如纸张存储介质(如纸带等)、磁存储介质(如软盘、硬盘、闪存等)、光存储介质(如CD-ROM等)、磁光存储介质(如MO等)等。

因此本发明还公开了一种存储介质，其中存储有数据处理程序，该数据处理程序用于执行本发明上述方法的任何一种实施例。

另外，本发明所述的方法步骤除了可以用数据处理程序来实现，还可以由硬件来实现，例如，可以由逻辑门、开关、专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑控制器和嵌入微控制器等来实现。因此这种可以实现本发明所述方法的硬件也可以构成本发明。

以上所述，仅为本发明的较佳实施方式而已，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种磁共振数据采集触发方法，其特征在于，包括：

将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

根据所述相位图像处理得到频域信号；

从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

将频率信号转换为时域信号；

在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述相位图像处理得到频域信号，包括：

将所述相位图像的值进行平均处理后，得到相位波动信号；

将所述相位波动信号通过快速傅里叶变换，转换为频域信号。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述将频率信号转换为时域信号，包括：

将所述频率信号通过快速傅立叶反变换，转换为时域信号。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，

所述检测得到相位图像，包括：以低于指定值的分辨率，检测得到相位图像；

所述在该触发点后的指定时间区间进行数据采集，包括：在该触发点后的指定时间区间，以指定的脉冲序列进行数据采集。

5.根据权利要求1至4任一项所述的方法，其特征在于，所述将磁共振导航条设置在特定位置，包括：

将磁共振导航条设置在心脏位置的指定范围内。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号，包括：

从所述频域信号中分离出高于指定频率的高频信号，将所述高频信号作为心脏血流信号；

和/或，从所述频域信号中分离出低于指定频率的低频信号，将所述低频信号作为呼吸运动信号。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，

所述在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集，包括：在所述时域信号的每一个周期中，将第一高点位置作为脉冲序列的触发点，在所述第一高点位置后的指定时间区间内，进行数据采集。

8.根据权利要求1至4任一项所述的方法，其特征在于，所述扫描得到相位图像，包括：

利用二维前瞻性采集校正2D-PACE方式，利用低翻转角度的梯度回波序列，扫描得到相位图像。

9.一种磁共振数据采集触发装置，其特征在于，包括：

第一处理模块，用于将磁共振导航条设置在特定位置，检测得到相位图像；

第二处理模块，用于根据所述相位图像处理得到频域信号；

第三处理模块，用于从所述频域信号中分离出指定频率范围的频率信号；

第四处理模块，用于将频率信号转换为时域信号；

第五处理模块，用于在所述时域信号的指定位置作为脉冲序列的触发点，在该触发点后的指定时间区间进行数据采集。

10.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，

所述第一处理模块，具体用于：利用二维前瞻性采集校正2D-PACE方式，利用低翻转角度的梯度回波序列，扫描得到相位图像。