專利名稱：用于肺動脈高壓的自動、非介入性診斷和平均肺動脈壓的測量的系統(tǒng)和方法
技術領域：
本公開涉及用于從相位X寸比石茲共f辰(phase contrast magnetic resonance, MR) 圖像中診斷肺動脈高壓和測量平均肺動脈壓的計算機輔助方法。
背景技術：
肺動脈高壓(pulmonary hypertension, PH)是肺動脈中高壓的狀態(tài)。診斷和 評估ra嚴重性的當前臨床方法包括右心臟導管插入術的介入性程序。但是，G.Reiter， U. Reiter, G. Kovacs， B. Kainz， K. Schmidt, R. Maier， H. Olshewski， 禾口 R. Reinmueller 的"Magnetic Resonance-Derived 3-Dimensional Blood Flow Patternsin the Main Pulmonary Artery as a marker of Pulmonary Hypertension and a Measureof Elevated Means Pulmonary Arterial Pressure" (Circ. Cardiovascular Imaging, 2008)的最新石開
究，已經(jīng)證明能夠在ra類型之間通過非介入性場對比mri進行檢測和區(qū)分，其內(nèi)容在此整
體引入作為參考。根據(jù)流型(flow pattern)，研究者已經(jīng)能夠區(qū)分正常情況、潛在ra和顯性 PH(最嚴重的)。 該研究調(diào)查了主肺動脈中流場的3個特征。第一個特征是在主肺動脈中沿著主流 方向的渦流的存在性。通常，將渦流定義為流體或氣體的環(huán)形或螺旋形運動。根據(jù)血流的 向量場表示，這意味著主肺動脈中同心環(huán)形或螺旋形曲線的形成，速度向量與所述曲線相 切。在主肺動脈中沿著主流方向的渦流意味著存在通過穿過渦流中心的主肺動脈的橫截面 的向前和向后流動?？梢酝ㄟ^主肺動脈中非瓣膜渦流的存在的相對周期tv。rtra表征這種渦 流的存在，該相對周期通過把具有渦流的心動期(cardiac phase)的數(shù)目除以成像的心動 期的總數(shù)而得以確定的。圖1(A)示出肺動脈PA中的渦流。圖表中的箭頭表示穿過橫截面 的血流，由虛線表示。肺動脈瓣PV、右心室RV、前壁a和后壁b在圖中示出，以及沿著前壁 a的向前流動以及沿著后壁b的向后流動。 第二個具體特征是血液沿著主肺動脈的前壁向上的血流的心臟舒張流線。根據(jù) 血流的向量場表示，這意味著血液在心臟舒張期期間沿主肺動脈的前壁連續(xù)向上運動。心 臟舒張流可以通過心臟舒張流線的存在的相對持續(xù)時間tstMmliMS來表征，其是通過把在動 脈瓣關閉之后具有沿著主肺動脈的流線的心動期的數(shù)目除以成像的心動期的總數(shù)而得以 計算的。圖1(B)示出沿著PA前壁的流流線，用于計算t^^^，其中相同的參考標記如圖 1(A)所示。
第三，引入位置索引來表征在肺動脈瓣上方沿著前后方向的血流的速度分布圖。 依照通過主肺動脈的橫截面的最大速度是出現(xiàn)在血管的前、中間還是后三分之一，而分別 將位置索引設定為+1、0或-1。三分之一部分中(in the sectionthrids)的最大速度被解 釋為是不同的，如果它們的差別超過速度的典型逐像素變化的話。在多個部分中最大速度 相等的情況下，將位置索引設定為相應三分之一的平均值。在具有最大肺輸出流的心動期 中以及在肺動脈瓣關閉的心動期中確定位置索引。圖1(C)示出肺動脈瓣之上PA的三個區(qū) 域前區(qū)域a，中間區(qū)域m和后區(qū)域p的每一個中的血流向量。針對每個區(qū)域，最大向量分
另U由V隨,a、 V隨,m禾口 V隨,p表示。 在最大輸出流時，流分布圖跨主肺動脈的橫截面在顯性ra組、潛在ra組和正常組
(normal group)中均勻分布。在后來的心臟收縮期中，在顯性ra組中形成渦流。潛在m組 或正常組中不會發(fā)現(xiàn)這種渦流。在肺動脈瓣關閉之后，K1組中的渦流堅持一段時間。在所 有情況下，可以對沿著主肺動脈的前壁向上的連續(xù)心臟舒張血流進行觀察。即使該現(xiàn)象在
控制之下很快消失，但明顯在潛在ra和顯性ra中更長地被觀察到。所以，時間t^^i^允
許在所有三類患者之間良好的區(qū)別。另外，針對具有顯性PH的患者來說，能夠直接從tv。rtx 中估算出平均肺功脈壓(Pulmo-Arterial Pressure, mPAP)。結果被顯示為在統(tǒng)計學上是 重要的。即使進一步的研究是必要的，初始結果也是非常有前途的。 這些結果基于人工測量和識別肺動脈(PA)內(nèi)的這些特征。但是，該基于圖像的過 程是人工集約型的并且由于有必要獲得這些特征的枯燥努力而不適于臨床用途。自動計算 這種特征的計算機輔助方法將允許臨床效用。 用于上述試驗中的圖像是通過磁共振成像(MRI)獲得的胸腔七維(7D)圖像，所述 磁共振成像可以捕獲通過血管的血液速度和幅度。圖像內(nèi)的每個3D體素包括灰度值形式 的解剖學信息和表示運動方向與幅度的3D向量。經(jīng)過一個或多個心臟周期的時間記錄所 有數(shù)據(jù)值?？梢宰C實這些附加數(shù)據(jù)對這種圖像中的脈管系統(tǒng)片段來說是沒有價值的。
7D MRI掃描包括隨著時間過去快速獲取的一系列容積，因此每個7D MRI圖像均對 應于時間點。針對容積內(nèi)的每個3D位置，存在與解剖學信息以及向量相關的灰度。所以， 向量場是掃描器所給予的數(shù)據(jù)的一部分并且不需要任何類型的額外努力來獲得向量場。
對血流進行量化在診斷多個不同心臟狀況中是重要的，諸如肺動脈高壓。針對此 意圖使用MRI具有多個優(yōu)點，如它是非介入性的且不影響在被測量的流。而且，利用MRI可 以獲得任何方向的流測量值，并且可以同時測量血流速度和內(nèi)腔面積，這有助于使流估計 精確。 利用MRI測量流的能力在二十世紀80年代針對活體使用得到了發(fā)展。有兩組 技術用于利用MRI的流測量相位技術(phase technique)和時差技術(time-of-flight technique)。利用相位變化的成像技術得到更廣泛的使用且包括相位對比(phase contrast, PC)成像和較少使用的傅立葉(Fourier)速度成像。 由MR成像所進行的流速的量化測量基于獲得兩種圖像(l)流敏化圖像，即其內(nèi) 容受移動物質(zhì)(典型地是流的血液)的速度影響的圖像；和(2)其內(nèi)容不受運動影響的圖 像，公知為流補償圖像。圖像獲取過程基于特定序列的磁梯度和RF脈沖。這些復值圖像的 相位差與速度線性相關，并且可以由使用者來設定。在心臟相位對比流研究中，有三種類型 的MR圖像(l)相位圖像，其是差信號的相位重建；(2)解剖(重定相)圖像，其是流補償信
8號的幅度重建；和(3)幅度圖像，其是差信號的幅度重建。 磁共振成像的基礎是當處理半整數(shù)自旋的核子被置于磁場內(nèi)時，它們的磁矩將圍 繞場的軸進動。它們進動的頻率被稱作其共振頻率或拉莫爾(Larmor)頻率。改變磁場的強 度將改變自旋進動的速率。在MRI中使用的梯度是具有線性變化強度的場，所述場被加到 主磁場。所以將梯度應用于場將改變自旋的共振頻率。這意味著因為在不同位置的核子將 經(jīng)歷不同的場，它們也將以不同的頻率進動。頻率變化將導致相位累積，這依賴于頻移以及 所應用的時間。這是在相位對比MRI中被利用來獲得關于核子運動的信息的這種相移。因 為相位變化直接取決于頻率中的變化，所以其取決于自旋行進多遠，這是它們速度的效應。
相位對比MRI基于如下特性組織在磁場梯度中的一致運動產(chǎn)生MR信號相位① 的變化。該變化與組織的速度v成比例。來自容積元素的MR信號在時間T期間累積所述 相位 化/) = w0:r+" - J/)w = w0r+， 5, 其中B。是靜態(tài)磁場，Y是旋磁比，G(r， t)是磁場梯度。注意5確切地是對于時間 的G(r， t)的第一矩(moment)。如果場梯度在兩個連續(xù)記錄之間改變，則通過使所得出的 相位相減cp'-0)2 5) 隱含地給定在(^-^)方向的速度。這樣，針對每個容積元素能同時計算所期 望的速度分量。為了構造3D中的速度向量，自然方式就是應用合適的梯度來分別產(chǎn)生 x分量、y分量和z分量。可以以向量形式^= (vx， Vy， Vy)T表達速度，以及速度幅度是 在此描述的本發(fā)明的示例性實施例通常包括用于如下方法和系統(tǒng)，所述方法和系 統(tǒng)用于完全自動地分析場對比MRI圖像以自動地對PA進行分段以及量化用于肺動脈高壓
的自動診斷和量化的流參數(shù)。根據(jù)本發(fā)明的實施例在PA內(nèi)的流分析可以獲得用于ra的診
斷，以及對于惡性ra的情況可以估算mPAP值。另外，根據(jù)本發(fā)明實施例的方法可以使用場
對比mri來幫助自動化進一步的研究以估計ra。對于額外臨床研究，根據(jù)本發(fā)明實施例的
方法可以代替介入性心臟導管插入術程序以診斷PH。同時，根據(jù)本發(fā)明實施例的方法可以 用于增加工作流和允許分析更多的數(shù)據(jù)集。 根據(jù)本發(fā)明的一方面，提供用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動脈高壓 的方法，包括提供在一個或多個心動周期期間患者縱隔的一個或多個磁共振(MR)流圖像 的時間序列，其中針對給定時間點的每個流圖像包括多個與點的3維柵格相關的3維流向 量，在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段，以及在分段的肺動脈內(nèi)識別前壁 和肺動脈瓣，對在一個或多個心動周期的心臟舒張期期間的血流進行分析以確定在心臟 舒張期期間血流的相對持續(xù)時間t^，u^，對在一個或多個心動周期的心臟收縮期的后部 分以及隨后心臟舒張期期間的血流進行分析來探測渦流的存在和持續(xù)時間tv。rtCT，以及從
tstreamlines禾口 tVortex
來診斷肺動脈高壓的存在。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括從利用MR流圖像的時間序列獲得的心電
發(fā)明內(nèi)容數(shù)據(jù)來確定每個心動周期的心臟收縮和心臟舒張期。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括通過在一個或多個心動周期期間分析血流
以及識別最大和最小血流的時間點來確定每個心動周期的心臟收縮和心臟舒張期。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括計算肺動脈的中心線，以及使用中心線來
定位肺動脈瓣。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，分析血流來確定t^^^包括從圖像的時間序列中選擇
與心臟舒張期的開始相關的圖像，在所選擇的圖像中計算在肺動脈橫的截面中的空間區(qū)域
中流幅度的空間平均，在與心臟舒張期相關的每個隨后圖像中計算流幅度的空間平均，直
到達到結束圖像為止，其中空間平均落入預定閾值以下，以及從同與心臟舒張期的開始相
關的圖像相關的時間和與結束圖像相關的時間之差來確定t^，u^。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，肺動脈的橫截面中的空間區(qū)域與肺動脈的前壁相鄰。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，分析血流來探測渦流包括從圖像的時間序列中來選擇與
心動周期的心臟收縮期相關的圖像，在所選擇的圖像中選擇候選渦流中心點，從候選渦流
中心點至第二點來形成第一向量，第二點具有相對于第一點的半徑，從與第二點相關的流
向量中來形成第二向量，計算由第一和第二向量形成的角度的正弦，針對一組第二點來形
成所述半徑的圓，重復步驟從與第二點相關的流向量中形成第二向量以及計算由第一和
第二向量形成的角度的正弦，其中對正弦進行求和，其中正弦的和表示渦流的存在。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括針對具有相對于候選中心點的不同半徑的
點組，重復步驟從與第二點相關的流向量中形成第二向量以及計算由第一和第二向量形
成的角度的正弦，其中，對正弦進行求和。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括以下步驟針對所探測的渦流，在隨后圖 像中測量從相應的候選渦流中心點至具有相對于候選渦流中心點的半徑的第二點的第一 向量和從與第二點相關的流向量中形成的第二向量之間的角度的正弦直到結束圖像(end image)為止，其中正弦的和落至預定閾值以下，以及通過從與結束圖像相關的時間減去同 與渦流的探測相關的圖像相關的時間來確定時間tv。rtra。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，分析血流以探測渦流包括選擇在肺動脈瓣上方肺動脈橫 截面中均勻間隔的一組種子點，針對每個種子點通過預定次數(shù)反復地重復使每個種子點在 與每個種子點相關的流向量的方向上向新的點推進以及將每個種子點重新設定到每個相 應的新的點的步驟來計算流線，以及針對循環(huán)模式搜索流線，其中循環(huán)模式表示渦流的存 在。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括以下步驟針對所探測的渦流，在隨后圖像 中計算針對其流線可能是渦流的一部分的種子點的相應流線，直到達到結束圖像為止，其 中相應流線和其相鄰的流線不再形成渦流的一部分，以及從同與渦流的探測相關的圖像相 關的時間和與結束圖像相關的時間之差來確定時間tv。rtra。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括將在肺動脈瓣上方和靠近肺動脈瓣的肺 動脈的橫截面分成前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域，在圖像的時間序列中在至少一個心動期中 針對每個圖像計算每個區(qū)域中的最大流速幅度，在每個心動期中在圖像中選擇具有最大的 最大流速幅度的位置，以及給位置索引分配值，所述值表示在前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域 中的哪一個中出現(xiàn)最大的最大流速幅度，其中位置索引表征血流速度分布圖(blood flowvelocity profile)。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，如果兩個或更多個區(qū)域基本上具有相同的最大的最大流 速幅度，則將位置索引分配給相應區(qū)域的平均值。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供一種用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動 脈高壓的方法，包括如下步驟提供在一個或多個心動周期期間患者的縱隔的一個或多個 磁共振(MR)流圖像的時間序列，其中針對給定的時間點的每個流圖像包括多個與點的3維 柵格相關的3維流向量，在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段；以及在分段 的肺動脈內(nèi)識別前壁和肺動脈瓣；將肺動脈瓣上方和靠近肺動脈瓣的肺動脈的橫截面分成 前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域；在圖像的時間序列中針對每個圖像計算每個區(qū)域中的最大流 速幅度；在圖像的時間序列上選擇具有最大的最大流速幅度的位置，給位置索引分配值，所 述值表示在前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)最大的最大流速幅度，其中位置 索引表征血流速度分布圖，以及通過在圖像的時間序列中在至少一個心動期中分析位置索 弓I來診斷肺動脈高壓的存在。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括在心動周期的每個階段中在圖像中選擇具
有最大的最大流速幅度的位置；以及針對每個階段通過分配值來確定位置索引，所述值表
示在前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)最大的最大流速幅度。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括在圖像的時間序列中在每個圖像中選擇具
有最大的最大流速幅度的位置；以及針對每個階段通過分配值來確定位置索引，所述值表
示在前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)最大的最大流速幅度。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，如果兩個或更多個區(qū)域基本上具有相同的最大的最大流
速幅度，則將位置索引分配給相應區(qū)域的平均值。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括對在一個或多個心動周期的心臟舒張期期 間的血流進行分析以確定在心臟舒張期期間血流的相對持續(xù)時間tstaamliMS，以及對在一個 或多個心動周期的心臟收縮期的后部分和隨后的心臟舒張期期間的血流進行分析以探測 渦流的存在和持續(xù)時間tv。rtra。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，所述方法包括使用距離變換來將肺動脈橫截面分成三個 區(qū)域。 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供計算機可讀的程序存儲裝置，有形地具體化可由計 算機執(zhí)行的指令程序以執(zhí)行用于從相位對比磁共振(MR)圖像來診斷肺動脈高壓的方法步 驟。


圖l(A)-(C)示出了根據(jù)本發(fā)明實施例的在主肺動脈中測量的具體流特征。
圖2是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于從相位對比磁共振(MR)圖像自動、非介入性地診 斷肺動脈高壓和測量平均肺動脈壓的方法的流程圖。 圖3(a)示出了根據(jù)本發(fā)明實施例的胸腔的示例性解剖圖像的容積透視圖，以及 圖3(b)示出了 PA內(nèi)流的基于粒子的流線。 圖4是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于計算tstreamliMS的方法的流程圖。
圖5是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于計算位置索引的方法的流程圖。
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圖6A-B是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于探測渦流和計算tv。rtra的方法的流程圖。
圖7是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于探測渦流和計算tv。rtra的另一方法的流程圖。
圖8是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于執(zhí)行用于從相位對比磁共振(MR)圖像自動、非介 入性地診斷肺動脈高壓的方法的示例性計算機系統(tǒng)的方塊圖。
具體實施例 在此描述的本發(fā)明的示例性實施例通常包括用于從相位對比磁共振(MR)圖像中
自動、非介入性地診斷肺動脈高壓和估計平均肺動脈壓的系統(tǒng)和方法。相應地，本發(fā)明能容
許各種修改和替代形式，因此通過附圖中實例的方式示出了其具體實施例并且將在此進行
詳細描述。但是，應該理解的是，并不打算將本發(fā)明限制于所公開的特定形式，而相反，本發(fā)
明將覆蓋落入本發(fā)明精神和范圍內(nèi)的所有修改、等效方案以及可替代方案。 如在此使用的，術語"圖像"涉及由離散圖像元素(如針對2D圖像的像素和針對
3D圖像的體素)組成的多維數(shù)據(jù)。例如，圖像可以是由計算機斷層攝影、磁共振成像、超聲
或本領域技術人員熟知的任何其它醫(yī)學成像系統(tǒng)采集的對象的醫(yī)學圖像。也可以從非醫(yī)學
背景，諸如遠程感測系統(tǒng)、電子顯微鏡等提供所述圖像。即使可以認為圖像是從W至R或
^至R的函數(shù)，本發(fā)明的方法也不會局限于這樣的圖像，并且可以應用于任何維數(shù)的圖像，
如2D圖片或3D容積。對于2維或3維圖像，圖像域典型地是2維或3維矩形陣列，其中參
照一組2個或3個互相正交的軸來定址每個像素或體素。在此使用的術語"數(shù)字的"和"數(shù)
字化的"涉及在適當?shù)那闆r下數(shù)字或數(shù)字化格式的圖像或容積，其經(jīng)由數(shù)字采集系統(tǒng)或經(jīng)
由從模擬圖像的轉化來獲取。 圖2示出了根據(jù)本發(fā)明實施例的方法的流程圖。在步驟21通過提供PA的血流圖 像的時間序列(諸如那些從MR相位對比圖像中可獲得的)，開始根據(jù)本發(fā)明實施例的用于
診斷潛在的和顯性的ra兩者以及在顯性ra情況下測量mPAP的自動非介入方法。然后在
步驟22在每個3D時間幀內(nèi)自動對PA進行分段以獲得中心線和內(nèi)壁。接下來，在步驟23， 識別PA的兩個分量前壁和在肺動脈瓣(PV)之上的區(qū)域。在分段過程之前或期間，在步驟 24，需要確定時序的心臟收縮和心臟舒張期。當流最大以及心臟泵送時是心臟收縮期，當心 臟以最小流休息時是心臟舒張期。該信息可以從EKG數(shù)據(jù)(如果可用到的話)中獲得，或 通過分析PA中的流速以確定最大和最小流的點獲得。例如，可以對主動脈弓和PA中的流 進行分析以確定時間序列的正確心動期。然后在步驟25對在PA內(nèi)跨心臟周期的PA內(nèi)的 流進行分析以確定U一UM、前壁中任何心臟舒張流線的和PA的時間長度、位置索引以及 任何渦流的探測和定時tv。^,。包括分段和過濾的圖像處理方法用于實現(xiàn)這些測量。這些 值在步驟26得以使用以診斷ra以及在惡性PH情況下來確定針對mPAP的值。
圖3(a)示出了胸腔的示例性解剖圖像的容積透視圖。對肺動脈(PA)和主動脈弓 進行標注。圖3(b)示出了如在一個完整的心臟周期期間所計算的在PA內(nèi)的流的基于粒子
的流線。PA內(nèi)的流的量化利用該數(shù)據(jù)是可能的。圖3(b)中所示的流表示沒有任何ra跡象
的患者。 可以使用解剖圖像和流圖像，或只使用解剖圖像自身來對PA進行分段。對于 對PA進行分段有許多在本領域中公知的方法。示例性、非局限性的方法的列表包括在 該發(fā)明人的共同未決申請、Kiraly等人于2007年6月14日提交的標題為"Method ForAutomatic Separation of Segmented Tubular and Circular Objects，，的美國專利公 開No. 2008/0044072中所提出的方法(其內(nèi)容在此整體引入作為參考)、基于圖譜的方法 (在基于圖譜(atlas)的方法中，首先將所標注的圖譜登記為輸入圖像，之后針對基于局部 概率的組織標注方法將所登記的標注用于概率分布)以及基于馬爾可夫隨機場(Markov Random Fields, MRF)的方法。 分段結果包括縱隔內(nèi)的被分段和被標注的結構。然后可以相對患者坐標對PA分 段進行分析以確定前壁和肺動脈瓣的位置。該過程是直截了當?shù)?，因為一旦患者方位是?知的，則PA的前(患者背部)和其它相應區(qū)域也是已知的。于是PA的前部只是PA的面對 患者背部的壁，以及PV是PA的開始。 根據(jù)本發(fā)明的另一個實施例，可以計算PA的中心線以更好地理解其幾何形狀。例 如，知曉PA的分歧位置允許更好地確定肺動脈瓣位置。 給定心動期的已知知識，可以對靠近PA的區(qū)域進行分析。t^，^M可以被計算為 心臟舒張期期間發(fā)生的跨靠近前PA的區(qū)域的有效流的時間持續(xù)時間。
圖4是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于計算tsteeamlines的方法的流程圖。通過選擇與心臟 舒張期開始相關的圖像在步驟41開始tstoamliMS的計算，以及在步驟42計算在靠近PA的前 壁的區(qū)域中的平均流幅度。從PA的分段來確定該區(qū)域。心臟舒張期中的隨后圖像在步驟 44被選擇，以及在步驟45，在靠近前壁的相同區(qū)域中的平均流幅度被計算。重復步驟44和 45，直到在步驟46，空間平均的流幅度降落至閾值以下。在步驟47，使兩個圖像的時間相減 以獲得tstreamlines時間。 圖5是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于計算位置索引的方法的流程圖。為了確定位置索 引，在步驟51首先將PA的橫截面分成靠近肺動脈瓣的三個區(qū)域血管的前三分之一、中間 三分之一和后三分之一。如上所述，根據(jù)最大速度是出現(xiàn)在血管的前、中間還是后三分之一 中，分別將位置索引設定為+1、0或-1?？鏟A的投影的2D距離變換允許區(qū)域的適當劃分。 給定從一側2D的距離變換，則可以將PA分離成基于距離值的三個區(qū)域。在步驟52，跨整 個時間序列對在每個區(qū)域中的最大流速進行計算和記錄。為該目的，如所需的那樣，可以從 時間序列的流圖像中的速度向量即時地(on the fly)計算幅度圖像。對于確定位置索引 (或多個索引)有多種可能性。根據(jù)本發(fā)明的一個實施例，在步驟53將在整個時間序列上 具有最大速度的位置選擇為位置索引。但是，針對在前和中間部分的值可能來自兩個不同 的階段。從所有三個位置來確定第二最大值以分配位置索引。例如，如果中間區(qū)域達到了 最大速度，則索引可以是0。根據(jù)本發(fā)明的另一個實施例，在圖像的時間序列中針對每個心 動周期計算位置索引。根據(jù)本發(fā)明的另一個實施例，除了當沒有血液流動時，可以在時間序 列的每個圖像處計算位置索引。在該實施例中，位置索引在心動期期間可能發(fā)生改變，并且 當與其它數(shù)據(jù)相關聯(lián)時可以提供有用的結果。類似地，在多個部分中最大速度大致相等的 情況下，將位置索引設定為相應三分之一的平均值。 圖6A-B是根據(jù)本發(fā)明實施例的用于探測渦流和計算tv。rtra的方法的流程圖?？?以通過比較單個所選圖像中的兩個向量的方向執(zhí)行一系列計算來探測渦流。參照圖6A，通 過選擇在時間序列的心臟收縮期中的起始圖像，在步驟60處開始用于探測渦流的方法。注 意，由于圖像形成7D數(shù)據(jù)集，起始圖像實際上是多個圖像。在步驟61處選擇候選渦流中心 點，并且在步驟62處選擇基點，所述基點遠離候選中心點。然后在到PA內(nèi)的候選中心點的
13某一距離內(nèi)的所有點處執(zhí)行隨后的計算。在步驟63，從候選渦流中心點至基點來形成第一 向量，以及由在基點處的流向量來形成第二向量。向量在步驟64處被比較，并且比較結果 是由這兩個向量形成的角度的正弦，其中當這兩個向量垂直時所述正弦是最大的。流向量 的幅度可以用于對結果進行定標(scale)。通過重復步驟62、63和64，獲得圍繞候選中心 點的設定半徑的圓中的一系列比較，對比較結果進行求和。從該積累的結果，可以獲得表示 在特定位置處渦流似然度的數(shù)值。該結果是一種量度，該量度對渦流區(qū)域來說高，對其它區(qū) 域來說低。 一旦在步驟65已經(jīng)探測到渦流，可以通過貫穿時間序列連續(xù)地測量特定點或區(qū) 域直到探測量度降落至閾值以下的圖像為止來確定渦流存在多長時間。這樣，移到圖6B， 在步驟66，選擇隨后圖像，以及找到對應于渦流中心點的點。在步驟67，選擇單一基點，以 及計算上面的總和。重復步驟66和67，直到在步驟68，針對結束圖像的比較結果在閾值下 方，之后在步驟69通過使開始和結束圖像的時間相減來獲得tv。rtra。計算可以局限于發(fā)生 噴出的時間序列、即在心臟收縮期間的那些圖像。 根據(jù)本發(fā)明實施例的用于搜索渦流的可替代方法在圖7中示出?？商娲椒ㄍㄟ^ 在時間序列的心臟收縮期中選擇起始圖像在步驟71開始。在步驟72，將一組均勻間隔的 種子點提供在剛好在PV上方的區(qū)域中的PA橫截面中。在步驟73，通過跟隨流向量而推進 種子點，并且重復該步驟以計算一組流線。然后針對循環(huán)模式，在步驟74搜索流線的彎曲。 具有高彎曲度的多個線表示渦流，所述多個線分享彎曲的中心區(qū)域?；谶@種線的強度和 數(shù)量，可以對表示渦流存在的記分(score)進行計算。例如，給定具有超出某一閾值的彎曲 值的線，則可以計算彎曲的中心點。所以，確定中心點的集合。具有最多中心點的位置可以 被認為是渦流中心。 一旦在步驟75渦流被探測到，則在步驟76針對其流線形成渦流的部 分的一個或多個種子點的時間序列的心臟收縮期中的隨后圖像，可以重復該系列操作，直 到渦流不再被探測到為止。 一旦中心點的數(shù)目落至某一值以下，認為渦流消失。然后通過 使開始和結束圖像的時間相減在步驟77獲得tv。rtra。 可以理解的是，本發(fā)明的實施例可以以硬件、軟件、固件、專用過程或其組合的多 種形式來實現(xiàn)。在一個實施例中，本發(fā)明可以以軟件方式被實施為在計算機可讀程序存儲 裝置上有形具體化的應用程序。應用程序可以被加載到包括任何合適結構的機器上以及由 其來執(zhí)行。 圖8是根據(jù)本發(fā)明實施例的用以實施用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺 動脈高壓的方法的示例性計算機系統(tǒng)的方塊圖?，F(xiàn)在參照圖8，用于實施本發(fā)明的計算機系 統(tǒng)81尤其可以包括中央處理單元(CPU)82、存儲器83和輸入/輸出(I/O)接口84。計算 機系統(tǒng)81通常通過I/O接口 84耦合至顯示器85和不同的輸入裝置86，諸如鼠標和鍵盤。 支持電路可以包括諸如高速緩沖存儲器、電源、時鐘電路和通信總線的電路。存儲器83可 以包括隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、磁盤驅(qū)動器、磁帶驅(qū)動器等或其組合。本 發(fā)明可以被實施為存儲在存儲器83中的例行程序87，且由CPU 82來執(zhí)行以處理來自信號 源88的信號。同樣地，計算機系統(tǒng)81是通用計算機系統(tǒng)，當執(zhí)行本發(fā)明的例行程序87時 成為專用計算機系統(tǒng)。 計算機系統(tǒng)81還包括操作系統(tǒng)和微指令代碼。在此描述的各種過程和功能可以 是微指令代碼的部分或者是經(jīng)由操作系統(tǒng)執(zhí)行的應用程序(或其組合)的部分。另外，各 種其它外圍裝置可以連接至計算機平臺，諸如附加的數(shù)據(jù)存儲裝置和打印裝置。
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可進一步理解的是，因為在附圖中示出的多個組成系統(tǒng)部件和方法步驟可以以軟 件來實施，所以根據(jù)對本發(fā)明編程的方式，系統(tǒng)部件之間的實際連接可以不同。給定在此提 供的本發(fā)明教導，本領域普通技術人員將能夠預期這些以及相似實施或本發(fā)明的配置。
雖然參照示例性實施例已經(jīng)對本發(fā)明進行了詳細描述，但本領域技術人員應理解 的是，可以對其進行各種修改和替代，而不會脫離如在所附的權利要求中所闡明的本發(fā)明 的精神和范圍。
權利要求
一種用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動脈高壓的計算機實現(xiàn)方法，由計算機執(zhí)行的所述方法包括步驟提供在一個或多個心動周期期間患者縱隔的一個或多個磁共振(MR)流圖像的時間序列，其中針對給定時間點的每個所述流圖像包括多個與點的3維柵格相關的3維流向量；在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段，以及在分段的肺動脈內(nèi)識別前壁和肺動脈瓣；對在所述一個或多個心動周期的心臟舒張期期間的血流進行分析以確定在所述心臟舒張期期間的血流的相對持續(xù)時間tstreamlines；對在所述一個或多個心動周期的心臟收縮期的后部分和隨后的心臟舒張期期間的血流進行分析以探測渦流的存在和持續(xù)時間tvortex；以及從tstreamlines和tvortex來診斷肺動脈高壓的存在。
2. 根據(jù)權利要求l所述的方法，還包括從利用所述MR流圖像的所述時間序列獲取的心電數(shù)據(jù)中確定每個心動周期的所述心臟收縮和心臟舒張期。
3. 根據(jù)權利要求1所述的方法，還包括通過對在所述一個或多個心動周期期間的血流進行分析以及識別最大和最小血流的時間點來確定每個心動周期的所述心臟收縮和心臟舒張期。
4. 根據(jù)權利要求1所述的方法，還包括計算所述肺動脈的中心線，以及使用所述中心線來對所述肺動脈瓣定位。
5. 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中分析血流以確定tstreamliMS包括從圖像的所述時間序列中選擇與心臟舒張期的開始相關的圖像；在所述選擇的圖像中計算在肺動脈的橫截面中的空間區(qū)域中流幅度的空間平均；在與心臟舒張期相關的每個隨后圖像中對所述流幅度的所述空間平均進行計算，直到達到結束圖像，其中所述空間平均落至預定閾值以下；以及從同與心臟舒張期的開始相關的所述圖像相關的時間和與所述結束圖像相關的時間之差來確定^streamlines 0
6. 根據(jù)權利要求5所述的方法，其中在肺動脈的所述橫截面中的所述空間區(qū)域與肺動脈的前壁相鄰。
7. 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中分析血流以探測渦流包括從圖像的所述時間序列中選擇與心動周期的心臟收縮期相關的圖像；在所述選擇的圖像中選擇候選渦流中心點；從所述候選渦流中心點至第二點形成第一向量，所述第二點具有相對于所述第一點的半徑；從與所述第二點相關的流向量形成第二向量；對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行計算；針對形成所述半徑的圓的一組第二點，重復所述步驟從與所述第二點相關的流向量形成第二向量，以及對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行計算，其中對所述正弦進行求和，其中正弦的所述和表示渦流的存在。
8. 根據(jù)權利要求7所述的方法，還包括針對具有相對于所述候選中心點的不同半徑的點組，重復步驟從與所述第二點相關的流向量形成第二向量以及對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行耐算，其中對所述正弦進行求和。
9. 根據(jù)權利要求7所述的方法，還包括步驟針對所探測的渦流，在隨后圖像中測量在從相應的候選渦流中心點至具有相對于所述候選渦流中心點的所述半徑的第二點的第一向量和從與所述第二點相關的流向量形成的第二向量之間的角度的正弦，直到結束圖像為止，其中正弦的所述和落至預定閾值以下，以及通過從與所述結束圖像相關的時間減去同與所述渦流的探測相關的所述圖像相關的時間來確定時間tv。rtra。
10. 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中分析血流以探測渦流包括選擇在所述肺動脈瓣上方在所述肺動脈的橫截面中均勻間隔的一組種子點，針對每個種子點通過預定次數(shù)反復地重復使每個種子點在與每個種子點相關的流向量的方向上向新的點推進以及將每個種子點重新設定到每個相應的新的點的步驟來計算流線，以及針對循環(huán)模式搜索所述流線，其中循環(huán)模式表示渦流的存在。
11. 根據(jù)權利要求10所述的方法，還包括如下步驟針對所探測的渦流，在隨后圖像中計算針對其流線可能是渦流的一部分的種子點的相應流線，直到達到結束圖像為止，其中所述相應流線和其相鄰流線不再形成渦流的一部分，以及從同與所述渦流的探測相關的所述圖像相關的時間和與所述結束圖像相關的時間之差來確定時間tv。rtra。
12. 根據(jù)權利要求1所述的方法，還包括將在肺動脈瓣上方和靠近肺動脈瓣的肺動脈的橫截面分成前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域；在圖像的所述時間序列中在至少一個心動期中針對每個圖像計算每個區(qū)域中的最大流速幅度；在每個心動期中在圖像中選擇具有最大的最大流速幅度的位置；以及給位置索引分配值，所述值表示在所述前區(qū)域、所述中間區(qū)域和所述后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)所述最大的最大流速幅度，其中所述位置索引表征血流速度分布圖。
13. 根據(jù)權利要求12所述的方法，其中如果兩個或更多個區(qū)域基本上具有相同的最大的最大流速幅度，則將所述位置索引分配給所述相應區(qū)域的平均值。
14. 一種用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動脈高壓的計算機實現(xiàn)方法，由計算機執(zhí)行的所述方法包括步驟提供在一個或多個心動周期期間患者縱隔的一個或多個磁共振(MR)流圖像的時間序列，其中針對給定時間點的每個所述流圖像包括多個與點的3維柵格相關的3維流向量；在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段，以及分段的肺動脈內(nèi)識別前壁和肺動脈瓣；將在肺動脈瓣上方和靠近肺動脈瓣的肺動脈的橫截面分成前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域；在圖像的所述時間序列中針對每個圖像計算每個區(qū)域中的最大流速幅度；在圖像的所述時間序列上選擇具有最大的最大流速幅度的位置；以及給位置索引分配值，所述值表示在所述前區(qū)域、所述中間區(qū)域和所述后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)所述最大的最大流速幅度，其中所述位置索引表征血流速度分布圖；以及通過在圖像的所述時間序列中在至少一個心動期中分析位置索引來診斷肺動脈高壓的存在。
15. 根據(jù)權利要求14所述的方法，還包括在心動周期的每個階段中在圖像中選擇具有最大的最大流速幅度的位置；以及針對每個階段通過分配值來確定位置索引，所述值表示在所述前區(qū)域、所述中間區(qū)域和所述后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)所述最大的最大流速幅度。
16. 根據(jù)權利要求14所述的方法，還包括在圖像的所述時間序列中在每個圖像中選擇具有最大的最大流速幅度的位置；以及針對每個階段通過分配值來確定位置索引，所述值表示在所述前區(qū)域、所述中間區(qū)域和所述后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)所述最大的最大流速幅度。
17. 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中如果兩個或更多個區(qū)域基本上具有相同的最大的最大流速幅度，則將所述位置索引分配給所述相應區(qū)域的平均值。
18. 根據(jù)權利要求14所述的方法，還包括對在所述一個或多個心動周期的心臟舒張期期間的血流進行分析以確定在所述心臟舒張期期間血流的相對持續(xù)時間tstreamliMS ;以及對在所述一個或多個心動周期的心臟收縮期的后部分和隨后的心臟舒張期期間的血流進行分析以探測渦流的存在和持續(xù)時間tv。rtra。
19. 根據(jù)權利要求14所述的方法，還包括使用距離變換將所述肺動脈橫截面分成所述三個區(qū)域。
20. —種計算機可讀程序存儲裝置，有形地具體化可由計算機執(zhí)行以實施用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動脈高壓的方法步驟的指令程序，由計算機執(zhí)行的方法包括步驟提供在一個或多個心動周期期間患者縱隔的一個或多個磁共振(MR)流圖像的時間序列，其中針對給定時間點的每個所述流圖像包括多個與點的3維柵格相關的3維流向量；在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段，以及在分段的肺動脈內(nèi)識別前壁和肺動脈瓣；對在所述一個或多個心動周期的心臟舒張期期間的血流進行分析以確定在所述心臟舒張期期間血流的相對持續(xù)時間tstreamlines賃 ，對在所述一個或多個心動周期的心臟收縮期的后部分和隨后的心臟舒張期期間的血流進行分析以探測渦流的存在和持續(xù)時間tv。rtra ;以及A tstreamlines禾口 tvortex來診斷肺動脈高壓的存在。
21. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括從利用所述MR流圖像的所述時間序列獲取的心電數(shù)據(jù)中確定每個心動周期的所述心臟收縮和心臟舒張期。
22. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括通過分析在所述一個或多個心動周期期間的血流以及識別最大和最小血流的時間點來確定每個心動周期的所述心臟收縮和心臟舒張期。
23. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括計算所述肺動脈的中心線，以及使用所述中心線來定位所述肺動脈瓣。
24. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，其中分析血流以確定tstreamlines包括從圖像的所述時間序列中選擇與心臟舒張期的開始相關的圖像；在所述選擇的圖像中計算在肺動脈的橫截面的空間區(qū)域中流幅度的空間平均；在與心臟舒張期相關的每個隨后圖像中對所述流幅度的所述空間平均進行計算，直到達到結束圖像為止，其中所述空間平均落至預定閾值以下；以及從同與心臟舒張期的開始相關的所述圖像相關的時間和與所述結束圖像相關的時間之差來確定^streamlines 0
25. 根據(jù)權利要求24所述的計算機可讀程序存儲裝置，其中在肺動脈的所述橫截面中的所述空間區(qū)域與肺動脈的前壁相鄰。
26. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，其中分析血流以探測渦流包括從圖像的所述時間序列中選擇與心動周期的心臟收縮期相關的圖像；在所述選擇的圖像中選擇候選渦流中心點；從所述候選渦流中心點至第二點形成第一向量，所述第二點具有相對于所述第一點的半徑；從與所述第二點相關的流向量形成第二向量；對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行計算；針對形成所述半徑的圓的一組第二點，重復所述步驟從與所述第二點相關的流向量形成第二向量，以及對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行計算，其中對所述正弦進行求和，其中正弦的所述和表示渦流的存在。
27. 根據(jù)權利要求26所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括針對具有相對于所述候選中心點的不同半徑的點組，重復所述步驟從與所述第二點相關的流向量形成第二向量，以及對由所述第一和第二向量形成的角度的正弦進行計算，其中對所述正弦進行求和。
28. 根據(jù)權利要求26所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括步驟，針對所探測的渦流，在隨后圖像中測量在從相應的候選渦流中心點至具有相對于所述候選渦流中心點的所述半徑的第二點的第一向量和由與所述第二點相關的流向量形成的第二向量之間的角度的正弦，直到結束圖像為止，其中正弦的所述和落至預定閾值以下，以及通過從與所述結束圖像相關的時間減去同與所述渦流的探測相關的所述圖像相關的時間來確定時
29. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，其中分析血流以探測渦流包括選擇在所述肺動脈瓣上方所述肺動脈的橫截面中均勻間隔的一組種子點，針對每個種子點通過預定次數(shù)反復地重復使每個種子點在與每個種子點相關的流向量的方向上向新的點推進以及將每個種子點重新設定到每個相應的新的點的步驟來計算流線，以及針對循環(huán)模式搜索所述流線，其中循環(huán)模式表示渦流的存在。
30. 根據(jù)權利要求29所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括如下步驟針對所探測的渦流，在隨后圖像中計算針對其流線是渦流的一部分的種子點的相應流線，直到達到結束圖像為止，其中所述相應流線和其相鄰流線不再形成渦流的一部分，以及從同與所述渦流的探測相關的所述圖像相關的時間和與所述結束圖像相關的時間之差來確定時間tvortex o
31. 根據(jù)權利要求20所述的計算機可讀程序存儲裝置，所述方法還包括將在肺動脈瓣上方和靠近肺動脈瓣的肺動脈的橫截面分成前區(qū)域、中間區(qū)域和后區(qū)域；在圖像的所述時間序列中在至少一個心動期中針對每個圖像計算每個區(qū)域中的最大流速幅度；在每個心動期中在每個圖像中選擇具有最大的最大流速幅度的位置；以及給位置索引分配值，所述值表示在所述前區(qū)域、所述中間區(qū)域和所述后區(qū)域中的哪一個中出現(xiàn)所述最大的最大流速幅度，其中所述位置索引表征血流速度分布圖。
32.根據(jù)權利要求31所述的計算機可讀程序存儲裝置，其中如果兩個或更多個區(qū)域基本上具有相同的最大的最大流速幅度，將所述位置索引分配給所述相應區(qū)域的平均值。
全文摘要
一種用于從相位對比磁共振(MR)圖像中診斷肺動脈高壓的方法包括提供(21)在一個或多個心動周期期間患者縱隔的一個或多個磁共振(MR)流圖像的時間序列；在圖像的時間序列的每個圖像內(nèi)對肺動脈進行分段(22)；在分段的肺動脈內(nèi)識別(23)前壁和肺動脈瓣；對在所述一個或多個心動周期的心臟舒張期期間的血流進行分析(25)以確定在所述心臟舒張期期間血流的相對持續(xù)時間tstreamlines；對在所述一個或多個心動周期的心臟收縮期的后部分和隨后心臟舒張期期間的血流進行分析以探測渦流的存在和持續(xù)時間tvortex；以及從tstreamlines和tvortex來診斷(26)肺動脈高壓的存在。
文檔編號A61B5/0265GK101721204SQ200910221438
公開日2010年6月9日 申請日期2009年9月30日 優(yōu)先權日2008年10月9日
發(fā)明者A·P·基拉利 申請人:西門子公司