用于肺动脉高压的自动、非介入性诊断和平均肺动脉压的测量的系统和方法 相关美国申请的交叉参考
本申请要求Atilla Kiraly的于2008年10月9日提交的“Automatic，non-invasive approach to Diagnosis of Pulmonary Hypertension and Measurement ofMean Pulmonary Arterial Pressure(肺动脉高压诊断和平均肺动脉压测量的自动非介入性方法)”的美国临时申请No.61/104,086的优先权，其内容在此整体引入作为参考。
【技术领域】
本公开涉及用于从相位对比磁共振(phase contrast magnetic resonance，MR)图像中诊断肺动脉高压和测量平均肺动脉压的计算机辅助方法。
背景技术
肺动脉高压(pulmonary hypertension，PH)是肺动脉中高压的状态。诊断和评估PH严重性的当前临床方法包括右心脏导管插入术的介入性程序。但是，G.Reiter，U.Reiter，G.Kovacs，B.Kainz，K.Schmidt，R.Maier，H.Olshewski，和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)的最新研究，已经证明能够在PH类型之间通过非介入性场对比MRI进行检测和区分，其内容在此整体引入作为参考。根据流型(flow pattem)，研究者已经能够区分正常情况、潜在PH和显性PH(最严重的)。
该研究调查了主肺动脉中流场的3个特征。第一个特征是在主肺动脉中沿着主流方向的涡流的存在性。通常，将涡流定义为流体或气体的环形或螺旋形运动。根据血流的向量场表示，这意味着主肺动脉中同心环形或螺旋形曲线的形成，速度向量与所述曲线相切。在主肺动脉中沿着主流方向的涡流意味着存在通过穿过涡流中心的主肺动脉的横截面的向前和向后流动。可以通过主肺动脉中非瓣膜涡流的存在的相对周期tvortex表征这种涡流的存在，该相对周期通过把具有涡流的心动期(cardiac phase)的数目除以成像的心动期的总数而得以确定的。图1(A)示出肺动脉PA中的涡流。图表中的箭头表示穿过横截面的血流，由虚线表示。肺动脉瓣PV、右心室RV、前壁a和后壁b在图中示出，以及沿着前壁a的向前流动以及沿着后壁b的向后流动。
第二个具体特征是血液沿着主肺动脉的前壁向上的血流的心脏舒张流线。根据血流的向量场表示，这意味着血液在心脏舒张期期间沿主肺动脉的前壁连续向上运动。心脏舒张流可以通过心脏舒张流线的存在的相对持续时间tstramlines来表征，其是通过把在动脉瓣关闭之后具有沿着主肺动脉的流线的心动期的数目除以成像的心动期的总数而得以计算的。图1(B)示出沿着PA前壁的流流线，用于计算tstreamlines，其中相同的参考标记如图1(A)所示。
第三，引入位置索引来表征在肺动脉瓣上方沿着前后方向的血流的速度分布图。依照通过主肺动脉的横截面的最大速度是出现在血管的前、中间还是后三分之一，而分别将位置索引设定为+1、0或-1。三分之一部分中(in the sectionthrids)地最大速度被解释为是不同的，如果它们的差别超过速度的典型逐像素变化的话。在多个部分中最大速度相等的情况下，将位置索引设定为相应三分之一的平均值。在具有最大肺输出流的心动期中以及在肺动脉瓣关闭的心动期中确定位置索引。图1(C)示出肺动脉瓣之上PA的三个区域：前区域a，中间区域m和后区域p的每一个中的血流向量。针对每个区域，最大向量分别由vmax，a、vmax，m和vmax，p表示。
在最大输出流时，流分布图跨主肺动脉的横截面在显性PH组、潜在PH组和正常组(normal group)中均匀分布。在后来的心脏收缩期中，在显性PH组中形成涡流。潜在PH组或正常组中不会发现这种涡流。在肺动脉瓣关闭之后，PH组中的涡流坚持一段时间。在所有情况下，可以对沿着主肺动脉的前壁向上的连续心脏舒张血流进行观察。即使该现象在控制之下很快消失，但明显在潜在PH和显性PH中更长地被观察到。所以，时间tsteamlines允许在所有三类患者之间良好的区别。另外，针对具有显性PH的患者来说，能够直接从tvortx中估算出平均肺功脉压(Pulmo-Arterial Pressure，mPAP)。结果被显示为在统计学上是重要的。即使进一步的研究是必要的，初始结果也是非常有前途的。
这些结果基于人工测量和识别肺动脉(PA)内的这些特征。但是，该基于图像的过程是人工集约型的并且由于有必要获得这些特征的枯燥努力而不适于临床用途。自动计算这种特征的计算机辅助方法将允许临床效用。
用于上述试验中的图像是通过磁共振成像(MRI)获得的胸腔七维(7D)图像，所述磁共振成像可以捕获通过血管的血液速度和幅度。图像内的每个3D体素包括灰度值形式的解剖学信息和表示运动方向与幅度的3D向量。经过一个或多个心脏周期的时间记录所有数据值。可以证实这些附加数据对这种图像中的脉管系统片段来说是没有价值的。
7D MRI扫描包括随着时间过去快速获取的一系列容积，因此每个7D MRI图像均对应于时间点。针对容积内的每个3D位置，存在与解剖学信息以及向量相关的灰度。所以，向量场是扫描器所给予的数据的一部分并且不需要任何类型的额外努力来获得向量场。
对血流进行量化在诊断多个不同心脏状况中是重要的，诸如肺动脉高压。针对此意图使用MRI具有多个优点，如它是非介入性的且不影响在被测量的流。而且，利用MRI可以获得任何方向的流测量值，并且可以同时测量血流速度和内腔面积，这有助于使流估计精确。
利用MRI测量流的能力在二十世纪80年代针对活体使用得到了发展。有两组技术用于利用MRI的流测量：相位技术(phase technique)和时差技术(time-of-flight technique)。利用相位变化的成像技术得到更广泛的使用且包括相位对比(phase contrast，PC)成像和较少使用的傅立叶(Fourier)速度成像。
由MR成像所进行的流速的量化测量基于获得两种图像：(1)流敏化图像，即其内容受移动物质(典型地是流的血液)的速度影响的图像；和(2)其内容不受运动影响的图像，公知为流补偿图像。图像获取过程基于特定序列的磁梯度和RF脉冲。这些复值图像的相位差与速度线性相关，并且可以由使用者来设定。在心脏相位对比流研究中，有三种类型的MR图像：(1)相位图像，其是差信号的相位重建；(2)解剖(重定相)图像，其是流补偿信号的幅度重建；和(3)幅度图像，其是差信号的幅度重建。
磁共振成像的基础是当处理半整数自旋的核子被置于磁场内时，它们的磁矩将围绕场的轴进动。它们进动的频率被称作其共振频率或拉莫尔(Larmor)频率。改变磁场的强度将改变自旋进动的速率。在MRI中使用的梯度是具有线性变化强度的场，所述场被加到主磁场。所以将梯度应用于场将改变自旋的共振频率。这意味着因为在不同位置的核子将经历不同的场，它们也将以不同的频率进动。频率变化将导致相位累积，这依赖于频移以及所应用的时间。这是在相位对比MRI中被利用来获得关于核子运动的信息的这种相移。因为相位变化直接取决于频率中的变化，所以其取决于自旋行进多远，这是它们速度的效应。
相位对比MRI基于如下特性：组织在磁场梯度中的一致运动产生MR信号相位Φ的变化。该变化与组织的速度v成比例。来自容积元素的MR信号在时间T期间累积所述相位
Φ(r,t)=γB0T+γv·∫G(r,t)tdt=γB0T+γv·G‾,]]>
其中B0是静态磁场，γ是旋磁比，G(r，t)是磁场梯度。注意确切地是对于时间的G(r，t)的第一矩(moment)。如果场梯度在两个连续记录之间改变，则通过使所得出的相位相减
Φ1-Φ2=γv·(G1‾-G2‾)]]>
隐含地给定在方向的速度。这样，针对每个容积元素能同时计算所期望的速度分量。为了构造3D中的速度向量，自然方式就是应用合适的梯度来分别产生x分量、y分量和z分量。可以以向量形式v＝(vx，vy，vy)T表达速度，以及速度幅度是
【发明内容】
在此描述的本发明的示例性实施例通常包括用于如下方法和系统，所述方法和系统用于完全自动地分析场对比MRI图像以自动地对PA进行分段以及量化用于肺动脉高压的自动诊断和量化的流参数。根据本发明的实施例在PA内的流分析可以获得用于PH的诊断，以及对于恶性PH的情况可以估算mPAP值。另外，根据本发明实施例的方法可以使用场对比MRI来帮助自动化进一步的研究以估计PH。对于额外临床研究，根据本发明实施例的方法可以代替介入性心脏导管插入术程序以诊断PH。同时，根据本发明实施例的方法可以用于增加工作流和允许分析更多的数据集。
根据本发明的一方面，提供用于从相位对比磁共振(MR)图像中诊断肺动脉高压的方法，包括提供在一个或多个心动周期期间患者纵隔的一个或多个磁共振(MR)流图像的时间序列，其中针对给定时间点的每个流图像包括多个与点的3维栅格相关的3维流向量，在图像的时间序列的每个图像内对肺动脉进行分段，以及在分段的肺动脉内识别前壁和肺动脉瓣，对在一个或多个心动周期的心脏舒张期期间的血流进行分析以确定在心脏舒张期期间血流的相对持续时间tstreamlines，对在一个或多个心动周期的心脏收缩期的后部分以及随后心脏舒张期期间的血流进行分析来探测涡流的存在和持续时间tvorter，以及从tstreamlines和tvortex来诊断肺动脉高压的存在。
根据本发明的另一方面，所述方法包括从利用MR流图像的时间序列获得的心电数据来确定每个心动周期的心脏收缩和心脏舒张期。
根据本发明的另一方面，所述方法包括通过在一个或多个心动周期期间分析血流以及识别最大和最小血流的时间点来确定每个心动周期的心脏收缩和心脏舒张期。
根据本发明的另一方面，所述方法包括计算肺动脉的中心线，以及使用中心线来定位肺动脉瓣。
根据本发明的另一方面，分析血流来确定tstreamlines包括从图像的时间序列中选择与心脏舒张期的开始相关的图像，在所选择的图像中计算在肺动脉横的截面中的空间区域中流幅度的空间平均，在与心脏舒张期相关的每个随后图像中计算流幅度的空间平均，直到达到结束图像为止，其中空间平均落入预定阈值以下，以及从同与心脏舒张期的开始相关的图像相关的时间和与结束图像相关的时间之差来确定tstreamlines。
根据本发明的另一方面，肺动脉的横截面中的空间区域与肺动脉的前壁相邻。
根据本发明的另一方面，分析血流来探测涡流包括从图像的时间序列中来选择与心动周期的心脏收缩期相关的图像，在所选择的图像中选择候选涡流中心点，从候选涡流中心点至第二点来形成第一向量，第二点具有相对于第一点的半径，从与第二点相关的流向量中来形成第二向量，计算由第一和第二向量形成的角度的正弦，针对一组第二点来形成所述半径的圆，重复步骤：从与第二点相关的流向量中形成第二向量以及计算由第一和第二向量形成的角度的正弦，其中对正弦进行求和，其中正弦的和表示涡流的存在。
根据本发明的另一方面，所述方法包括针对具有相对于候选中心点的不同半径的点组，重复步骤：从与第二点相关的流向量中形成第二向量以及计算由第一和第二向量形成的角度的正弦，其中，对正弦进行求和。
根据本发明的另一方面，所述方法包括以下步骤：针对所探测的涡流，在随后图像中测量从相应的候选涡流中心点至具有相对于候选涡流中心点的半径的第二点的第一向量和从与第二点相关的流向量中形成的第二向量之间的角度的正弦直到结束图像(end image)为止，其中正弦的和落至预定阈值以下，以及通过从与结束图像相关的时间减去同与涡流的探测相关的图像相关的时间来确定时间tvortex。
根据本发明的另一方面，分析血流以探测涡流包括选择在肺动脉瓣上方肺动脉横截面中均匀间隔的一组种子点，针对每个种子点通过预定次数反复地重复使每个种子点在与每个种子点相关的流向量的方向上向新的点推进以及将每个种子点重新设定到每个相应的新的点的步骤来计算流线，以及针对循环模式搜索流线，其中循环模式表示涡流的存在。
根据本发明的另一方面，所述方法包括以下步骤：针对所探测的涡流，在随后图像中计算针对其流线可能是涡流的一部分的种子点的相应流线，直到达到结束图像为止，其中相应流线和其相邻的流线不再形成涡流的一部分，以及从同与涡流的探测相关的图像相关的时间和与结束图像相关的时间之差来确定时间tvortex。
根据本发明的另一方面，所述方法包括将在肺动脉瓣上方和靠近肺动脉瓣的肺动脉的横截面分成前区域、中间区域和后区域，在图像的时间序列中在至少一个心动期中针对每个图像计算每个区域中的最大流速幅度，在每个心动期中在图像中选择具有最大的最大流速幅度的位置，以及给位置索引分配值，所述值表示在前区域、中间区域和后区域中的哪一个中出现最大的最大流速幅度，其中位置索引表征血流速度分布图(blood flow velocity profile)。
根据本发明的另一方面，如果两个或更多个区域基本上具有相同的最大的最大流速幅度，则将位置索引分配给相应区域的平均值。
根据本发明的另一方面，提供一种用于从相位对比磁共振(MR)图像中诊断肺动脉高压的方法，包括如下步骤：提供在一个或多个心动周期期间患者的纵隔的一个或多个磁共振(MR)流图像的时间序列，其中针对给定的时间点的每个流图像包括多个与点的3维栅格相关的3维流向量，在图像的时间序列的每个图像内对肺动脉进行分段；以及在分段的肺动脉内识别前壁和肺动脉瓣；将肺动脉瓣上方和靠近肺动脉瓣的肺动脉的横截面分成前区域、中间区域和后区域；在图像的时间序列中针对每个图像计算每个区域中的最大流速幅度；在图像的时间序列上选择具有最大的最大流速幅度的位置，给位置索引分配值，所述值表示在前区域、中间区域和后区域中的哪一个中出现最大的最大流速幅度，其中位置索引表征血流速度分布图，以及通过在图像的时间序列中在至少一个心动期中分析位置索引来诊断肺动脉高压的存在。
根据本发明的另一方面，所述方法包括在心动周期的每个阶段中在图像中选择具有最大的最大流速幅度的位置；以及针对每个阶段通过分配值来确定位置索引，所述值表示在前区域、中间区域和后区域中的哪一个中出现最大的最大流速幅度。
根据本发明的另一方面，所述方法包括在图像的时间序列中在每个图像中选择具有最大的最大流速幅度的位置；以及针对每个阶段通过分配值来确定位置索引，所述值表示在前区域、中间区域和后区域中的哪一个中出现最大的最大流速幅度。
根据本发明的另一方面，如果两个或更多个区域基本上具有相同的最大的最大流速幅度，则将位置索引分配给相应区域的平均值。
根据本发明的另一方面，所述方法包括对在一个或多个心动周期的心脏舒张期期间的血流进行分析以确定在心脏舒张期期间血流的相对持续时间tstreamlines，以及对在一个或多个心动周期的心脏收缩期的后部分和随后的心脏舒张期期间的血流进行分析以探测涡流的存在和持续时间tvortex。
根据本发明的另一方面，所述方法包括使用距离变换来将肺动脉横截面分成三个区域。
根据本发明的另一方面，提供计算机可读的程序存储装置，有形地具体化可由计算机执行的指令程序以执行用于从相位对比磁共振(MR)图像来诊断肺动脉高压的方法步骤。
【附图说明】
图1(A)-(C)示出了根据本发明实施例的在主肺动脉中测量的具体流特征。
图2是根据本发明实施例的用于从相位对比磁共振(MR)图像自动、非介入性地诊断肺动脉高压和测量平均肺动脉压的方法的流程图。
图3(a)示出了根据本发明实施例的胸腔的示例性解剖图像的容积透视图，以及图3(b)示出了PA内流的基于粒子的流线。
图4是根据本发明实施例的用于计算tstreamlines的方法的流程图。
图5是根据本发明实施例的用于计算位置索引的方法的流程图。
图6A-B是根据本发明实施例的用于探测涡流和计算tvortex的方法的流程图。
图7是根据本发明实施例的用于探测涡流和计算tvortex的另一方法的流程图。
图8是根据本发明实施例的用于执行用于从相位对比磁共振(MR)图像自动、非介入性地诊断肺动脉高压的方法的示例性计算机系统的方块图。
具体实施例
在此描述的本发明的示例性实施例通常包括用于从相位对比磁共振(MR)图像中自动、非介入性地诊断肺动脉高压和估计平均肺动脉压的系统和方法。相应地，本发明能容许各种修改和替代形式，因此通过附图中实例的方式示出了其具体实施例并且将在此进行详细描述。但是，应该理解的是，并不打算将本发明限制于所公开的特定形式，而相反，本发明将覆盖落入本发明精神和范围内的所有修改、等效方案以及可替代方案。
如在此使用的，术语“图像”涉及由离散图像元素(如针对2D图像的像素和针对3D图像的体素)组成的多维数据。例如，图像可以是由计算机断层摄影、磁共振成像、超声或本领域技术人员熟知的任何其它医学成像系统采集的对象的医学图像。也可以从非医学背景，诸如远程感测系统、电子显微镜等提供所述图像。即使可以认为图像是从R3至R或R7至R的函数，本发明的方法也不会局限于这样的图像，并且可以应用于任何维数的图像，如2D图片或3D容积。对于2维或3维图像，图像域典型地是2维或3维矩形阵列，其中参照一组2个或3个互相正交的轴来定址每个像素或体素。在此使用的术语“数字的”和“数字化的”涉及在适当的情况下数字或数字化格式的图像或容积，其经由数字采集系统或经由从模拟图像的转化来获取。
图2示出了根据本发明实施例的方法的流程图。在步骤21通过提供PA的血流图像的时间序列(诸如那些从MR相位对比图像中可获得的)，开始根据本发明实施例的用于诊断潜在的和显性的PH两者以及在显性PH情况下测量mPAP的自动非介入方法。然后在步骤22在每个3D时间帧内自动对PA进行分段以获得中心线和内壁。接下来，在步骤23，识别PA的两个分量：前壁和在肺动脉瓣(PV)之上的区域。在分段过程之前或期间，在步骤24，需要确定时序的心脏收缩和心脏舒张期。当流最大以及心脏泵送时是心脏收缩期，当心脏以最小流休息时是心脏舒张期。该信息可以从EKG数据(如果可用到的话)中获得，或通过分析PA中的流速以确定最大和最小流的点获得。例如，可以对主动脉弓和PA中的流进行分析以确定时间序列的正确心动期。然后在步骤25对在PA内跨心脏周期的PA内的流进行分析以确定tstreamlines、前壁中任何心脏舒张流线的和PA的时间长度、位置索引以及任何涡流的探测和定时tvortex。包括分段和过滤的图像处理方法用于实现这些测量。这些值在步骤26得以使用以诊断PH以及在恶性PH情况下来确定针对mPAP的值。
图3(a)示出了胸腔的示例性解剖图像的容积透视图。对肺动脉(PA)和主动脉弓进行标注。图3(b)示出了如在一个完整的心脏周期期间所计算的在PA内的流的基于粒子的流线。PA内的流的量化利用该数据是可能的。图3(b)中所示的流表示没有任何PH迹象的患者。
可以使用解剖图像和流图像，或只使用解剖图像自身来对PA进行分段。对于对PA进行分段有许多在本领域中公知的方法。示例性、非局限性的方法的列表包括在该发明人的共同未决申请、Kiraly等人于2007年6月14日提交的标题为“Method For Automatic Separation of Segmented Tubular and Circular Objects”的美国专利公开No.2008/0044072中所提出的方法(其内容在此整体引入作为参考)、基于图谱的方法(在基于图谱(atlas)的方法中，首先将所标注的图谱登记为输入图像，之后针对基于局部概率的组织标注方法将所登记的标注用于概率分布)以及基于马尔可夫随机场(Markov Random Fields，MRF)的方法。
分段结果包括纵隔内的被分段和被标注的结构。然后可以相对患者坐标对PA分段进行分析以确定前壁和肺动脉瓣的位置。该过程是直截了当的，因为一旦患者方位是已知的，则PA的前(患者背部)和其它相应区域也是已知的。于是PA的前部只是PA的面对患者背部的壁，以及PV是PA的开始。
根据本发明的另一个实施例，可以计算PA的中心线以更好地理解其几何形状。例如，知晓PA的分歧位置允许更好地确定肺动脉瓣位置。
给定心动期的已知知识，可以对靠近PA的区域进行分析。tstreamlines可以被计算为心脏舒张期期间发生的跨靠近前PA的区域的有效流的时间持续时间。
图4是根据本发明实施例的用于计算tstreamlines的方法的流程图。通过选择与心脏舒张期开始相关的图像在步骤41开始tstreamlines的计算，以及在步骤42计算在靠近PA的前壁的区域中的平均流幅度。从PA的分段来确定该区域。心脏舒张期中的随后图像在步骤44被选择，以及在步骤45，在靠近前壁的相同区域中的平均流幅度被计算。重复步骤44和45，直到在步骤46，空间平均的流幅度降落至阈值以下。在步骤47，使两个图像的时间相减以获得tstreamlines时间。
图5是根据本发明实施例的用于计算位置索引的方法的流程图。为了确定位置索引，在步骤51首先将PA的横截面分成靠近肺动脉瓣的三个区域：血管的前三分之一、中间三分之一和后三分之一。如上所述，根据最大速度是出现在血管的前、中间还是后三分之一中，分别将位置索引设定为+1、0或-1。跨PA的投影的2D距离变换允许区域的适当划分。给定从一侧2D的距离变换，则可以将PA分离成基于距离值的三个区域。在步骤52，跨整个时间序列对在每个区域中的最大流速进行计算和记录。为该目的，如所需的那样，可以从时间序列的流图像中的速度向量即时地(on the fly)计算幅度图像。对于确定位置索引(或多个索引)有多种可能性。根据本发明的一个实施例，在步骤53将在整个时间序列上具有最大速度的位置选择为位置索引。但是，针对在前和中间部分的值可能来自两个不同的阶段。从所有三个位置来确定第二最大值以分配位置索引。例如，如果中间区域达到了最大速度，则索引可以是0。根据本发明的另一个实施例，在图像的时间序列中针对每个心动周期计算位置索引。根据本发明的另一个实施例，除了当没有血液流动时，可以在时间序列的每个图像处计算位置索引。在该实施例中，位置索引在心动期期间可能发生改变，并且当与其它数据相关联时可以提供有用的结果。类似地，在多个部分中最大速度大致相等的情况下，将位置索引设定为相应三分之一的平均值。
图6A-B是根据本发明实施例的用于探测涡流和计算tvortex的方法的流程图。可以通过比较单个所选图像中的两个向量的方向执行一系列计算来探测涡流。参照图6A，通过选择在时间序列的心脏收缩期中的起始图像，在步骤60处开始用于探测涡流的方法。注意，由于图像形成7D数据集，起始图像实际上是多个图像。在步骤61处选择候选涡流中心点，并且在步骤62处选择基点，所述基点远离候选中心点。然后在到PA内的候选中心点的某一距离内的所有点处执行随后的计算。在步骤63，从候选涡流中心点至基点来形成第一向量，以及由在基点处的流向量来形成第二向量。向量在步骤64处被比较，并且比较结果是由这两个向量形成的角度的正弦，其中当这两个向量垂直时所述正弦是最大的。流向量的幅度可以用于对结果进行定标(scale)。通过重复步骤62、63和64，获得围绕候选中心点的设定半径的圆中的一系列比较，对比较结果进行求和。从该积累的结果，可以获得表示在特定位置处涡流似然度的数值。该结果是一种量度，该量度对涡流区域来说高，对其它区域来说低。一旦在步骤65已经探测到涡流，可以通过贯穿时间序列连续地测量特定点或区域直到探测量度降落至阈值以下的图像为止来确定涡流存在多长时间。这样，移到图6B，在步骤66，选择随后图像，以及找到对应于涡流中心点的点。在步骤67，选择单一基点，以及计算上面的总和。重复步骤66和67，直到在步骤68，针对结束图像的比较结果在阈值下方，之后在步骤69通过使开始和结束图像的时间相减来获得tvortex。计算可以局限于发生喷出的时间序列、即在心脏收缩期间的那些图像。
根据本发明实施例的用于搜索涡流的可替代方法在图7中示出。可替代方法通过在时间序列的心脏收缩期中选择起始图像在步骤71开始。在步骤72，将一组均匀间隔的种子点提供在刚好在PV上方的区域中的PA横截面中。在步骤73，通过跟随流向量而推进种子点，并且重复该步骤以计算一组流线。然后针对循环模式，在步骤74搜索流线的弯曲。具有高弯曲度的多个线表示涡流，所述多个线分享弯曲的中心区域。基于这种线的强度和数量，可以对表示涡流存在的记分(score)进行计算。例如，给定具有超出某一阈值的弯曲值的线，则可以计算弯曲的中心点。所以，确定中心点的集合。具有最多中心点的位置可以被认为是涡流中心。一旦在步骤75涡流被探测到，则在步骤76针对其流线形成涡流的部分的一个或多个种子点的时间序列的心脏收缩期中的随后图像，可以重复该系列操作，直到涡流不再被探测到为止。一旦中心点的数目落至某一值以下，认为涡流消失。然后通过使开始和结束图像的时间相减在步骤77获得tvortex。
可以理解的是，本发明的实施例可以以硬件、软件、固件、专用过程或其组合的多种形式来实现。在一个实施例中，本发明可以以软件方式被实施为在计算机可读程序存储装置上有形具体化的应用程序。应用程序可以被加载到包括任何合适结构的机器上以及由其来执行。
图8是根据本发明实施例的用以实施用于从相位对比磁共振(MR)图像中诊断肺动脉高压的方法的示例性计算机系统的方块图。现在参照图8，用于实施本发明的计算机系统81尤其可以包括中央处理单元(CPU)82、存储器83和输入/输出(I/O)接口84。计算机系统81通常通过I/O接口84耦合至显示器85和不同的输入装置86，诸如鼠标和键盘。支持电路可以包括诸如高速缓冲存储器、电源、时钟电路和通信总线的电路。存储器83可以包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、磁盘驱动器、磁带驱动器等或其组合。本发明可以被实施为存储在存储器83中的例行程序87，且由CPU 82来执行以处理来自信号源88的信号。同样地，计算机系统81是通用计算机系统，当执行本发明的例行程序87时成为专用计算机系统。
计算机系统81还包括操作系统和微指令代码。在此描述的各种过程和功能可以是微指令代码的部分或者是经由操作系统执行的应用程序(或其组合)的部分。另外，各种其它外围装置可以连接至计算机平台，诸如附加的数据存储装置和打印装置。
可进一步理解的是，因为在附图中示出的多个组成系统部件和方法步骤可以以软件来实施，所以根据对本发明编程的方式，系统部件之间的实际连接可以不同。给定在此提供的本发明教导，本领域普通技术人员将能够预期这些以及相似实施或本发明的配置。
虽然参照示例性实施例已经对本发明进行了详细描述，但本领域技术人员应理解的是，可以对其进行各种修改和替代，而不会脱离如在所附的权利要求中所阐明的本发明的精神和范围。