(57)【要約】  磁気共鳴画像診断法によって、関心対象の被検体（２０）の解剖学的細部（５２）、特に心臓の壁厚を決定するための方法であって、当該方法は：表面表現上の第１の位置（５４）と第２の位置（５６）を定義するステップ（８２）と；関心対象の線構造（６０）を生成するステップ（８４）と；複数の位置（６２）の各位置（６２）について、法線方向（６４）を決定するステップ（８６）と；平均法線方向（６６）を決定するステップ（８８）と；平均撮像面（６８）を決定するステップ（９０）と；決定された法線方向（６４）の角度偏差（Δβi）を表す測度を決定するステップ（９２）と；決定された測度に基づいて、撮像面（７０）を決定するステップ（９６）と；撮像面（７０）に対する決定された法線方向（６４）の角度偏差を決定するステップ（９８）と；全ての撮像面（６８、７０）について磁気共鳴画像を取得するステップ（１００）と；特定の位置（６２）における壁厚を、その特定の位置（６２）で法線方向に対して最も低い角度偏差を有する撮像面（７０）で取得された磁気共鳴画像から決定するステップ（１０２）と；を含む。磁気共鳴画像診断システム（１０）は、そのような方法のステップ（７８〜１０２）を実行するように構成される制御ユニット（２６）を有する。ソフトウェアモジュール（５０）が、そのような方法を実行するために構成され、実行すべき方法のステップ（７８〜１０２）は、メモリユニット（２８）において実装可能であり、磁気共鳴画像診断システム（１０）の処理ユニット（３０）によって実行可能なプログラムコードに変換される。
2017507755.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴画像診断法によって、関心対象の被検体の解剖学的細部、特に心臓の壁厚を決定するための方法であって、当該方法は：
前記解剖学的細部の少なくとも一部の表面表現上で、オペレータの入力に基づいて、前記表面表現上の少なくとも第１の位置と第２の位置を定義するステップと；
関心対象の線構造を生成するステップであって、前記第１の位置及び前記第２の位置を含む、前記表面表現上の複数の位置を備える線構造を生成するステップと；
前記複数の位置の各位置について、その位置において前記解剖学的細部の表面に直交する法線方向を決定するステップと；
前記複数の位置の前記決定された法線方向から平均法線方向を決定するステップと；
前記平均法線方向を有するベクトルと、前記第１の位置と前記第２の位置を結ぶ直線に平行に配置されるベクトルとの線形スパンによって定義される平均撮像面を決定するステップと；
前記平均撮像面からの前記複数の位置の前記決定された法線方向の角度偏差を表す測度を決定するステップと；
前記決定された測度に基づいて、少なくとも第２の撮像面を決定するステップであって、該少なくとも第２の撮像面が、前記第１の位置と前記第２の位置を結ぶ前記直線によって与えられる軸の周囲に前記平均撮像面を回転させることによって生成されるステップと；
前記第２の撮像面に対する前記複数の位置の前記決定された法線方向の角度偏差を表す測度を決定するステップと；
全ての撮像面について磁気共鳴画像を取得するステップと；
前記複数の位置のうちの特定の位置における壁厚を、前記複数の撮像面のうち、その特定の位置で前記法線方向に対して最も低い角度偏差を有する撮像面で取得された磁気共鳴画像から決定するステップと；
を含む、方法。
【請求項２】
前記表面表現上の定義された少なくとも前記第１の位置と前記第２の位置に基づいて前記関心対象の線構造を自動的に生成するステップ、
を更に備える、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記関心対象の線構造は、前記表面表現上の測地線である、
請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
モデルベースの自動画像セグメンテーション技術を前記解剖学的細部の前記少なくとも一部の３次元の磁気共鳴スキャンに適用して、前記解剖学的細部の前記少なくとも一部の前記表面表現を決定するステップ、
を更に備える、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
特定の決定された法線方向の前記角度偏差を表す前記測度は、前記特定の決定された法線方向を前記平均撮像面内に最も近くに位置させるために、前記平均撮像面を前記軸の周囲に回転させる必要がある角度である、
請求項１乃至４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
前記平均撮像面からの前記複数の位置の前記決定された法線方向の前記角度偏差を表す、前記決定された測度の変化の測度を計算するステップと；
複数の撮像面を決定するステップであって、各撮像面は、前記軸の周囲に前記平均撮像面を回転させることによって生成され、前記平均撮像面の角度位置の周囲に角度間隔によって定義される角度セクション内に配置され、前記角度間隔のサイズは、前記計算された変化の測度に基づく、ステップと；
を更に備え、前記複数の撮像面は前記少なくとも第２の撮像面を含む、
請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
前記複数の撮像面を決定するステップは、前記平均撮像面を含む隣接する撮像面が、同一の角度段階によって分離されるように、前記複数の撮像面の撮像面を前記角度間隔で角度位置に配置するステップを備える、
請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記第２の撮像面を、第１の回転方向で所定の角度段階によって前記平均撮像面から分離するステップと；
角度偏差を表す前記決定された測度の範囲が、前記所定の角度段階を超える場合、少なくとも第３の撮像面を決定するステップであって、前記平均撮像面を含む隣接する撮像面が前記所定の角度段階によって分離され、かつ前記平均撮像面が前記第２の撮像面と前記第３の撮像面との間に配置されるような角度位置まで、前記平均撮像面を、前記軸の周囲に前記第１の回転方向とは反対の回転方向に回転させることによって、前記第３の撮像面が生成される、ステップと；
前記決定された測度の少なくとも１つが、前記軸に対して前記撮像面の最大角度差によって定義される角度間隔の外である場合、前記所定の角度段階によって次の隣接する撮像面まで分離される角度位置まで、前記平均撮像面を、前記軸の周囲に前記第１の回転方向に回転させることによって生成される、次の撮像面を決定するステップと；
角度偏差を表す前記決定された測度の前記範囲が、前記軸に対して前記角度間隔のサイズ未満であるように、前記軸の周囲に代替の回転方向で前記平均撮像面を回転させて、先行するステップを繰り返すステップと；
を更に備える、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
関心対象の被検体の少なくとも一部の磁気共鳴画像を取得するために構成される磁気共鳴画像診断システムであって、当該システムは：
前記関心対象の被検体の少なくとも前記一部をその中に配置するよう提供される検査空間と；
前記検査空間内で静的磁場を生成するために構成される主磁石と；
前記静的磁場に印加される勾配磁場を生成するために構成される磁場勾配コイルシステムと；
無線周波数励起場を、磁気共鳴励起のために前記関心対象の被検体の前記一部の核又は前記一部内に適用するために構成される、少なくとも１つの無線周波数アンテナデバイスと；
前記関心対象の被検体の前記一部の核又は前記一部内から、前記無線周波数励起場を印加することによって励起された磁気共鳴信号を受け取るために構成される、少なくとも１つの無線周波数アンテナデバイスと；
当該磁気共鳴画像診断システムの機能を制御するために構成される、制御ユニットと；
磁気共鳴信号を処理して、前記受け取った磁気共鳴信号から前記関心対象の被検体の少なくとも前記一部の磁気共鳴画像を決定するために構成される信号処理ユニットと；
を備え、前記制御ユニットは、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の方法のいずれかのステップを実行するように構成される、
磁気共鳴画像診断システム。
【請求項１０】
磁気共鳴画像診断法によって、関心対象の被検体の解剖学的細部の壁厚を決定するために請求項１乃至８のいずれか一項に記載の方法を実行するためのソフトウェアモジュールであって、実行すべき方法のステップは、当該ソフトウェアモジュールのプログラムコードに変換され、前記プログラムコードは、磁気共鳴画像診断システムのメモリユニットにおいて実装可能であり、前記磁気共鳴画像診断システムの処理ユニットによって実行可能である、ソフトウェアモジュール。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴画像診断法により、関心対象の人又は動物の被検体の解剖学的細部の壁厚（wall thickness）、特に心臓の壁厚を決定するための方法及びそのような方法を用いることによって作動される磁気共鳴画像診断システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線治療や高周波アブレーションのように、異なるタイプ間の身体組織の境界のジオメトリについての正確な知識が有効であることが知られている幾つかのタイプの治療法が存在する。
【０００３】
例えば不整脈の最も一般的な形式の１つは、心房粗動（ＡＦＬ：atrial  flutter）である。無線周波数（ＲＦ）アブレーションは、不整脈の患者のとって有効な治療法として示されている。ＡＦＬの代表的な異常伝導路（abnormal  pathway）は、下大静脈三尖弁輪間峡部（ＣＴＩ：cavotricuspid  isthmus）を横断する三尖弁輪の周囲のリエントリー性の回路を含み、これは、ＣＴＩに沿って作成されるアブレーション線（ablation  line）によってブロックされ得る。予備的な壁厚は局所的に変化し、患者毎に個々であるので、臨床カテーテルのアブレーション手順の間に使用される無線周波数アブレーションパワーは、壁の貫通を回避しつつ、貫壁性の損傷（lesion）を起こすように注意深く調整されなければならない。最近では、壁厚のような解剖学的特性を考慮に入れることによって、峡部アブレーションの結果を改善することができる。
【０００４】
さらに、磁気共鳴画像診断が、壁厚等の解剖学的特性に関する情報を与えることが可能であることが知られている。非特許文献１（Koken，P等著「Atrial  Thickness  Mapping  for  EP  Ablation  using  Black-Blood  Restricted  Field  of  View  MRI」Proc.  Intl.  Soc.  Mag.  Reson.  Med.  19  (2011)，3734）では、点状の測定（point-like  measurement）について磁気共鳴ベースの心房壁厚の画像診断が提案されており、この文献では、心房壁に直交する方向に沿った高分解能の小さなローカライズされたスキャンのセットと、左心房のセグメンテーションされた３Ｄ面を用いている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】Koken，P等著「Atrial  Thickness  Mapping  for  EP  Ablation  using  Black-Blood  Restricted  Field  of  View  MRI」Proc.  Intl.  Soc.  Mag.  Reson.  Med.  19  (2011)，3734
【非特許文献２】Hussain，T等著「Zoom  imaging  for  rapid  aortic  vessel  wall  imaging  and  cardiovascular  risk  assessment」J.  Magn.  Reson.  Imaging．2011年，34：279-2859
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
関心対象の被検体（subject  of  interest）の解剖学的細部（anatomic  detail）の壁厚、特に心臓の壁厚を、可能な限り最も正確な方法で決定できるようにすることが望ましい。
【０００７】
したがって、本発明の目的は、磁気共鳴画像診断法によって関心対象の被検体の解剖学的細部の壁厚、特に心臓の壁厚を決定する方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
方法は、
解剖学的細部の少なくとも一部の表面表現（surface  representation）において、オペレータの入力に基づいて表面表現上の少なくとも第１の位置と第２の位置を定義するステップと；
関心対象の線構造（line-structure  of  interest）を生成するステップであって、第１の位置及び第２の位置を含む、表面表現上の複数の位置を備える線構造を生成するステップと；
複数の位置の各位置について、その位置において解剖学的細部の表面に直交する法線方向（normal  direction）を決定するステップと；
複数の位置について決定された法線方向から平均法線方向（mean  normal  direction）を決定するステップと；
平均法線方向を有するベクトルと、第１の位置と第２の位置を結ぶ直線に平行に配置されるベクトルとの線形スパン（linear  span）によって定義される平均撮像面（mean  imaging  plane）を決定するステップと；
平均撮像面からの、複数の位置について決定された法線方向の角度偏差（angular  deviation）を表す測度（measure）を決定するステップと；
決定された測度に基づいて、少なくとも第２の撮像面を決定するステップであって、該少なくとも第２の撮像面は、第１の位置と第２の位置を結ぶ直線によって与えられる軸の周囲に平均撮像面を回転させることによって生成されるステップと；
第２の撮像面に対して、複数の位置について決定された法線方向の角度偏差を表す測度を決定するステップと；
全ての撮像面について磁気共鳴画像を取得するステップと；
複数の位置のうちの特定の位置における壁厚を、複数の撮像面のうち、その特定の位置で法線方向に対して最も低い角度偏差を有する撮像面で取得された磁気共鳴画像から決定するステップと；
を含む。
【０００９】
本出願において使用されるとき、「解剖学的細部」というフレーズは、特に、臓器、腺又は膀胱、あるいは関心対象の被検体の血管分岐部、特に動脈の細部のような血管系の細部を包含するものとするが、これらに限定されるべきではない。
【００１０】
本出願において使用されるとき、「表面表現」というフレーズは、特に、解剖学的細部の３Ｄコンピュータグラフィックとして理解されたい。表面表現において、表面は、好ましくは、解剖学的細部の表面を近似する矩形又は三角形のような一連の平面領域として描かれるファセット様式（faceted  mode）で表される。一般に、表面表現では、表面は、当業者に適切に見える任意の他のモード、例えばワイヤフレーム表現で表されてもよい。
【００１１】
本出願において使用されるとき、「位置（location）」という用語は、特に、平面領域の幾何学的中心、平面領域のエッジ及び頂点のうちの１つとして理解されたい。原理上は、ワイヤフレーム表現の場合、補間方法を用いることにより、定義される位置はエッジの線形領域の任意のポイントとすることができる。
【００１２】
本明細書において使用されるとき、「線構造」という用語は、特に、平面表現の複数の平面領域と複数の頂点のうちのいずれかを備え、複数の平面領域のうちの各平面領域又は複数の頂点のうちの各頂点が、複数の平面領域のうちの別の平面領域又は複数の頂点のうちの別の頂点に接続されることを理解されたい。このようにして線構造は通常、指定された幅を有する。
【００１３】
本明細書において使用されるとき、「平均法線方向」というフレーズは、特に、その成分が、同一座標系内の決定された法線方向を表す複数のベクトルの成分の平均であるベクトルによって表される表すことが可能なものとする。決定された法線方向を表すベクトルを、表面表現上の位置の基点（basis  point）に割り当てることができる。平均法線方向を表すベクトルを、複数の位置のうちの幾つかの位置の平均座標から得られる位置に割り当てることができる。好ましくは、単位長を有するように、平均法線方向を表すベクトルを含む全てのベクトルを正規化することができる。
【００１４】
本方法の１つの利点は、様々な法線方向を有する線構造に沿った解剖学的細部の壁厚を、部分容積効果による誤差なく決定することができ、システマチックな測定誤差を低減することにある。
【００１５】
本方法の別の利点は、磁気共鳴画像診断法に特有の高い面内分解能を、解剖学的細部の壁厚を正確に決定するという利益のために用いることができることにある。
【００１６】
磁気共鳴画像は、好ましくは、180°のリフォーカス無線周波数パルスを90°の励起パルスに対して垂直に適用し、これらのパルスの交差の視野を限定するという点で、従来的なスピンエコー画像法と異なる、高空間分解能の高スピンエコーベースの技術として、当技術分野で知られるZOOM画像法を使用して取得され得る（例えば非特許文献２（Hussain，T等著「Zoom  imaging  for  rapid  aortic  vessel  wall  imaging  and  cardiovascular  risk  assessment」J.  Magn.  Reson.  Imaging．2011年，34：279-2859））。
【００１７】
好適な実施形態において、方法は更に、表面表現上の定義された少なくとも第１の位置と第２の位置に基づいて、関心対象の線構造を自動的に生成するステップを更に備える。これによって、関心対象の線構造は、あまり人間の主観性又は誤りを生じることなく容易に定義されることが可能である。
【００１８】
関心対象の線構造が表面表現上の測地線である場合、撮像面を配置するための粗い事前調整を達成することができる。
【００１９】
好ましくは、第１の位置及び第２の位置は、関心対象の線構造の末端領域（end  region）内に配置されるか、あるいは関心対象の線構造の末端を示すこともある。本出願で使用されるとき、「末端領域」という用語は特に、末端のうちの１つ及び線構造の長さの後続の第３のもの（subsequent  third）を包含する線構造の領域として理解されたい。
【００２０】
開示される方法によって使用される解剖学的細部の少なくとも一部の表面表現は、磁気共鳴画像診断システム以外の画像モダリティによって、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムによって得られる画像から生成されたものであってもよい。ＣＴ画像データは、ＤＩＣＯＭ（Digital  Imaging  and  Communication  in  Medicine）規格と互換性のあるデータフォーマットを有してもよく、画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）内に格納され得る。ＤＩＣＯＭ規格は、ＩＳＯ規格１２０５２：２００６「Health  informatics  -  Digital  imaging  and  communication  in  medicine  (DICOM)  including  workflow  and  data  management」と同等である。磁気共鳴画像診断システムは、ＣＴ画像を抽出することができるようにＰＡＣＳへのアクセスを有してよく、自身によって表面表現を生成するように構成され得る。あるいは、ＰＡＣＳは、格納された画像データから表面表現を抽出するオプションを提供することもある。
【００２１】
別の好適な実施形態では、方法は、モデルベースの自動画像セグメンテーション技術を解剖学的細部の少なくとも一部の３次元磁気共鳴スキャンに適用して、解剖学的細部の少なくとも一部の表面表現を決定するステップを更に含む。このようにして、関心対象の被検体の解剖学的細部のその場（現位置）の表面表現（in-situ  surface  representation）は、その表面表現と関心対象の被検体の実際の位置の位置合わせの必要性及び努力を必要とすることなく提供され得る。
【００２２】
方法の更に別の実施形態では、特定の決定された法線方向の角度偏差を表す測度は、特定の決定された法線方向を平均撮像面内で最も近くにするために、平均撮像面を軸の周囲に回転させる必要がある角度である。このようにして、平均撮像面からの決定された法線方向の角変化を容易に評価することができる。
【００２３】
一実施形態において、関心対象の線構造が特定の幅を有するとき、軸の周囲に回転されることに先行して、特定の決定された法線方向を平均撮像面により近くするために、平均撮像面をアファイン変換、特に翻訳（translation）によりエッジのうちの１つに向けてシフトすることができる。このようにして、撮像面からの特定の決定された法線方向の角度偏差について、改善された判断を達成することができる。
【００２４】
別の好適な実施形態において、方法は、
平均撮像面からの、複数の位置について決定された法線方向の角度偏差を表す、決定された測度の変位の測度を計算するステップと；
複数の撮像面を決定するステップであって、各撮像面は、軸の周囲に平均撮像面を回転させることによって生成され、平均撮像面の角度位置（angular  position）の周囲に角度間隔（angular  interval）によって定義される角度セクション（angular  section）内に配置され、角度間隔のサイズは、計算された変位の測度に基づき、複数の撮像面は、少なくとも第２の撮像面を含む、ステップと；
を更に備える。
【００２５】
このようにして、特定の位置における法線方向に対する角度偏差が、指定された精度要件を満たすように、撮像面が提供されることを容易に保証することができる。
【００２６】
好ましくは、変化の測度（measure  of  variation）は、一般的に使用される定義における、角度偏差を表す決定された測度の標準偏差であってよい。あるいは、変化の測度は、平均撮像面からの決定された法線方向の角度偏差の絶対差の合計によって与えられ得る。当業者に適切に見える変化の更なる測度も用いることができる。
【００２７】
一実施形態において、複数の撮像面を決定するステップは、平均撮像面を含む隣接撮像面が同一の角度段階（angular  step）によって分離されるように、複数の撮像面の撮像面を角度間隔で角度位置に配置するステップを備える。このようにして、平均撮像面からの、複数の位置について決定された法線方向の角度偏差の範囲を容易にカバーすることができる。
【００２８】
好ましくは、同一の角度段階は、計算された変化の測度から決定され得る。
【００２９】
更に別の好適な実施形態において、方法は、
第２の撮像面を、第１の回転方向で所定の角度段階によって平均撮像面から分離するステップと；
角度偏差を表す、決定された測度の範囲が、所定の角度段階を超える場合、少なくとも第３の撮像面を決定するステップであって、平均撮像面を含む隣接撮像面が所定の角度段階によって分離され、かつ平均撮像面が第２の撮像面と第３の撮像面との間に配置されるような角度位置まで、平均撮像面を軸の周囲に第１の回転方向とは反対の回転方向に回転させることによって、第３の撮像面を生成するステップと；
少なくとも１つの決定された測度が、軸に対して複数の撮像面の最大角度差によって定義される角度間隔の外である場合、所定の角度段階によって次の隣接撮像面まで分離される角度位置まで、平均撮像面を軸の周囲に第１の回転方向に回転させることによって生成される、次の撮像面を決定するステップと；
角度偏差を表す、決定された測度の範囲が、軸に対して角度間隔のサイズ未満であるように、軸の周囲に代替の回転方向で平均撮像面を回転させて、先行するステップを繰り返すステップと；
を更に備える。
【００３０】
このようにして、角度偏差を表す、決定された測度の範囲を、最小の数の撮像面によってカバーすることができ、同時に、所定の角度段階によって暗黙的に与えられることがある精度要件を満たすことができる。
【００３１】
本発明の更なる態様では、関心対象の被検体の少なくとも一部の磁気共鳴画像を取得するために構成される磁気共鳴画像診断システムが提供される。当該磁気共鳴画像診断システムは：
関心対象の被検体の少なくとも一部をその中に配置するよう提供される検査空間と；
検査空間内で静的磁場B0を生成するために構成される主磁石と；
静的磁場B0に印加される勾配磁場（gradient  magnetic  field）を生成するために構成される磁場勾配コイルシステム（magnetic  gradient  coil  system）と；
無線周波数励起場B1を、磁気共鳴励起のために関心対象の被検体の一部の核（nuclei）又は一部内に適用するために構成される、少なくとも１つの無線周波数アンテナデバイスと；
関心対象の被検体の一部の核又は一部内から、無線周波数励起場B1を印加することによって励起された磁気共鳴信号を受け取るために構成される、少なくとも１つの無線周波数アンテナデバイスと；
当該磁気共鳴画像診断システムの機能を制御するために構成される、制御ユニットと；
磁気共鳴信号を処理して、受け取った磁気共鳴信号から関心対象の被検体の少なくとも一部の磁性を決定するために構成される信号処理ユニットと；
を備える。
【００３２】
制御ユニットは、本明細書で開示される方法のいずれか又はその組合せの実施形態のステップを実行するように構成される。
【００３３】
一実施形態において、制御ユニットは、心電図デバイス及び／又は呼吸モニタリングデバイスに接続可能である。これらのデバイスの出力信号をトリガのために用いることによって、磁気共鳴画像を、関心対象の被検体の心臓活動及び／又は呼吸の所望の状態で取得することができる。
【００３４】
本発明の更に別の態様では、磁気共鳴画像診断法によって、関心対象の被検体の解剖学的細部の壁厚を決定するために、上記で開示される方法のいずれか又はその組合せの実施形態を実行するためソフトウェアモジュールが提供される。実行すべき方法のステップは、ソフトウェアモジュールのプログラムコードに変換され、プログラムコードは、磁気共鳴画像診断システムのメモリユニットにおいて実装可能であり、磁気共鳴画像診断システムの処理ユニットによって実行可能である。プロセッサユニットは、磁気強形画像診断システムの機能を制御するのに慣習的な制御ユニットのプロセッサユニットであってよい。プロセッサユニットは、代替又は追加として、方法のステップの少なくとも一部を実行するように特別に割り当てられる別のプロセッサであってもよい。
【００３５】
ソフトウェアモジュールは、方法のロバストで信頼性のある実行を可能にすることができ、方法のステップの素早い修正を可能にすることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
本発明のこれら及び他の側面は、以下で説明される実施形態から明らかになり、またこれらの実施形態との関連で解明されるであろう。しかしながら、そのような実施形態は、必ずしも本発明の完全な範囲を表してはおらず、したがって、本発明の範囲を解釈するために特許請求の範囲及び本明細書を参照する。
【図１】本発明に係る磁気共鳴画像診断システムの実施形態の一部の概略的な図である。
【図２】図１に係る磁気共鳴画像診断システムを作動させる、本発明に係る方法の実施形態のフローチャートである。
【図３】関心対象の被検体の心臓の右心房の表面表現で実施される、図１に係る方法のステップを示す図である。
【図４】図２に係る方法のステップとして、平均撮像面からの決定された法線方向の角度偏差を表す測度を決定する例である。
【図５】本発明の方法の実施形態に従って決定される磁気共鳴の撮像面と、平均撮像面からの決定された法線方向の角度偏差を表す測度を示す図である。
【図６】本発明の方法の別の実施形態に従って決定される磁気共鳴の撮像面と、平均撮像面からの決定された法線方向の角度偏差を表す測度を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
図１は、磁気共鳴画像診断システム１０の実施形態の一部の概略的な図である。磁気共鳴画像診断システム１０は、関心対象の被検体２０、通常は患者の少なくとも一部の磁気共鳴画像を取得するために構成される。磁気共鳴画像診断システム１０は、主磁石１４を有するスキャンユニット１２を備える。主磁石１４は、その中に配置される関心対象の被検体２０に中心軸１８の周囲に検査空間１６を提供する中央のボア（bore）を有しており、主磁石１４は更に、少なくとも検査空間１６内に静的磁場B0を生成するために提供されている。関心対象の被検体２０を支持するための通常のテーブルは、明確性の理由で図１では省略されている。静的磁場B0は、中心軸１８に対して平行に位置合わせされる、検査空間１６の軸方向を定義する。本発明は、静的磁場内に検査領域を提供する任意の他のタイプの磁気共鳴画像診断システムにも適用可能であることが認識される。
【００３８】
さらに、磁気共鳴画像診断システム１０は、静的磁場B0に印加される勾配磁場を生成するために構成される磁場勾配コイルシステム２２を備える。磁場勾配コイルシステム２２は、主磁石１４のボア内に同心円状に配置される。
【００３９】
磁気共鳴画像診断システム１０は、当該磁気共鳴画像診断システム１０の機能を制御するように構成される制御ユニット２６を備える。制御ユニット２６は、タッチセンサ式スクリーンを有するモニタユニットを含むヒューマンインタフェースデバイス２４を含む。
【００４０】
さらに、磁気共鳴画像診断システム１０は、全身用コイル（whole-body  coil）として設計される無線周波数アンテナデバイス３６を含む。この全身用コイルは、無線周波数伝送期間中の磁気共鳴の励起のために、無線周波数励起場B1を、関心対象の被検体２０の核に印加するか又は関心対象の被検体２０内に印加するために提供され、磁気共鳴画像診断の目的で、関心対象の被検体２０の核又は関心対象の被検体２０内を励起する。このために、制御ユニット２６によって制御される無線周波数パワーが、無線周波数トランスミッタ４０から全身コイル用コイルに供給される。全身用コイルは中心軸を有し、作動状態において、全身用コイルの中心軸と、スキャンユニット１２の中心軸１８が一致するように、主磁石１４のボア内で同心円状に配置される。当技術分野で周知であるように、円筒状の金属無線周波数シールド３４が、磁場勾配コイルシステム２２と全身コイルとの間に同心円状に配置される。
【００４１】
さらに、磁気共鳴画像診断システム１０は、関心対象の被検体２０の核又は関心対象の被検体２０内から、無線周波数励起場B1を印加することによって励起された磁気共鳴信号を受け取るために提供される、複数の無線周波数アンテナデバイス３８を備える。複数の無線周波数アンテナデバイス３８の無線周波数アンテナデバイスは、撮像される関心対象の被検体２０の領域に、すなわち心臓に近接して配置されるように意図される局所コイルのアレイとして設計される。局所コイルは、無線周波数伝送期間とは別の無線周波数受信期間中に、撮像される関心対象の被検体２０の一部分の励起された核又はその部分内から磁気共鳴信号を受け取るように構成される。
【００４２】
さらに、磁気共鳴画像診断システム１０は、磁気共鳴信号を処理して、受け取った磁気共鳴信号から関心対象の被検体２０の少なくとも一部の磁気共鳴画像を決定するように構成される、信号処理ユニット３２を備える。さらに、信号処理ユニット３２には、自動画像セグメンテーションを実行するために、当技術分野で公知のセグメンテーションソフトウェアモジュールが提供される。
【００４３】
関心対象の被検体２０の心臓の磁気共鳴画像の取得のために、磁気共鳴画像診断システム１０は、心電図デバイス４２及び同期ユニット４６を更に備える。
【００４４】
心電図デバイス４２は、関心対象の被検体２０の心臓の心電図データの測定値をとるために提供される。このために、心電図デバイス４２の複数の電極４４は、例えば直交リードセット（orthogonal  lead  set）に従って関心対象の被検体２０に配置され得る。さらに、心電図デバイス４２は、勾配磁場によって生じるアーチファクトを減少させるよう心電図データをフィルタする手段を含む。適切なフィルタリング手段は当業者には公知であるので、本明細書でこれ以上詳細には説明しないものとする。
【００４５】
心電図デバイス４２は同期ユニット４６に結合されており、同期ユニット４６は制御ユニット２６に結合されている。制御ユニット２６は、心電図信号のQRS複合体（QRS-complex）の顕著なR波を検出すると、勾配磁場を生成する磁場勾配コイルシステム２２のための制御信号の生成のために、同期ユニット４６によって提供されるトリガ信号４８により同期化されるように構成される。このために、制御ユニット２６は、トリガ信号４８を受け取ると、複数のシーケンスを生成するように構成され、各シーケンスは、無線周波電界（radio  frequency  field）と、勾配磁場とを備える。
【００４６】
磁気共鳴画像診断システム１０は、呼吸モニタリングデバイス（図１には図示せず）を更に備えてもよい。呼吸モニタリングデバイスは、制御ユニット２６に、その信号レベルが関心対象の被検体２０の呼吸状態を表す出力信号を提供するように構成され得る。出力信号を、ヒューマンインタフェースデバイス２４のモニタユニット上に表示することができる。このようにして、呼吸パターン、特に関心対象の被検体２０の息止め期間（breath-hold  period）がオペレータによって確認され得る。
【００４７】
以下では、関心対象の被検体２０の解剖学的細部の壁厚、すなわち心臓の心房の壁厚を決定する方法の実施形態を説明する。方法の主要なフローチャートが図２に示される。心臓の壁厚を決定するための適用において説明されるが、この方法は、関心対象の被検体２０の他の解剖学的詳細にも適用可能であることが認識される。磁気共鳴画像診断システム１０を作動させる準備において、全ての関連するユニット及びデバイスが作動状態にあり、図１に図示されるように構成されることを認識されたい。
【００４８】
磁気共鳴画像診断システム１０の指定の動作として方法の実行を可能にするために、制御ユニット２６は、ソフトウェアモジュール５０（図１）を備える。実行すべき方法のステップは、ソフトウェアモジュール５０のプログラムコードに変換される。この場合、プログラムコードは、制御ユニット２６のメモリユニット２８内で実装可能であり、制御ユニット２６のプロセッサユニット３０によって実行可能である。
【００４９】
図２に図示される方法の準備ステップ７８において、心臓全体のECGトリガ型（ECG-triggered）及び呼吸ナビゲート型（respiratory-navigated）の３Ｄ  ｂＳＳＦＰ（balanced  steady-state  free  precession）磁気共鳴スキャンを取得する。
【００５０】
方法の次のステップ８０において、異なる心腔（heart  chamber）の表面表現を決定するために、信号処理ユニット３２によって、モデルベースの自動画像セグメンテーション技術が心臓全体の３Ｄスキャンデータに適用される。右心房５２の表面表現が図３に図示されている。右心房５２の表面は、三角形のファセットとして設計される一連の平面領域によって近似される。
【００５１】
次いで、別のステップ８２において、その表面と再フォーマットされた３Ｄデータセットとの双方を使用して、ヒューマンインタフェースデバイス２４を介したオペレータ入力に基づいて、関心対象の線構造６０を定義するために表面表現上の第１の位置５４と第２の位置５６とを定義する。次のステップ８４において、関心対象の線構造６０が、表面表現の定義された第１の位置５４と第２の位置５６とに基づいて、表面表現上の経路長ｓを有する測地線として自動的に生成される。
【００５２】
表面表現上の第１の位置５４は、三尖弁（ＴＶ：tricuspid  valve）に近接し、表面表現の第２の位置５６は、下大静脈（ＩＶＣ：inferior  vena  cava）に近接する。第１の位置５４と第２の位置５６との間の表面表現上の測地線は、下大静脈三尖弁輪間峡部（ＣＴＩ）を近似するように理解される、関心対象の線構造６０を形成する。関心対象の線構造６０は、第１の位置５４と第２の位置５６を含む。
【００５３】
図３に図示されるように、関心対象の線構造６０は、三角形のファセットの幾何学的中心によって与えられる、表面表現上に複数の位置６２を備え、測地線に対して垂直の方向に２つの三角形のファセットの指定幅を有する。明確性の理由で、複数の位置６２のうちの２つの位置６２のみが、例示的に参照番号によってマークされている。
【００５４】
方法の更なるステップ８６において、関心対象の線構造６０の複数の位置６２のうちの各位置６２について、位置６２における右心房５２の表面に対して垂直な法線方向６４が決定される。特定の位置６２の法線方向６４は、基点として、指定位置６２の幾何学的中心に対して割り当てられた単位長さのベクトルによって表される。やはり、明確性の理由で、２つの方向６４のみが参照番号でマークされている。
【００５５】
次いで、次のステップ８８において、平均法線方向６６が、複数の位置６２について決定された法線方向６４から決定される。平均法線方向６６を表すベクトルは単位長さを有するが、図３では説明の目的で拡大して図示されている。
【００５６】
以下のステップ９０において、平均法線方向６６を表すベクトルと、第１の位置５４及び第２の位置５６を結ぶ直線に対して平行に配置されるベクトルとの線形スパンによって定められる、平均撮像面６８を決定する。第１の位置５４と第２の位置５６を結ぶ直線は表面表現内には組み込まれないが、３次元空間内の直線であり、必ずしも第１の位置及び第２の位置５６よりも多くの表面表現と共通の点を有する必要はない。
【００５７】
次いで、方法の次のステップ９２において、測定値が次のように決定される。すなわち、直線によって与えられる回転の軸５８に対する平均撮像面６８の角度位置β0から、複数の位置６２の決定された法線方向６４の角度偏差Δβiを表す測度が決定される。
【００５８】
一般性を失うことなく、平均法線方向６６を表すベクトルが座標系のｘ軸（図４）と位置合わせされ、したがって、ゼロと異なるｘ成分のみを有するように、座標系が選択され得る。ベクトルは単位長であるので、ｘ成分は１に等しい。位置６２における法線方向６４を表すベクトルは、選択された座標系で一般にゼロと異なる成分（xi，yi，zi）を有する。平均撮像面６８からの、決定された法線方向６４の角度偏差Δβiを表す測度は、位置６２における法線方向６４を表すベクトルと、平均法線方向６６を表すベクトルとのベクトル点乗積（vector  dot  product）から得られる。ベクトル点乗積の結果は、次いで位置６２の法線方向６４を表すベクトルのｘ成分によって与えられる。
【００５９】
次のステップ９４において、平均撮像面６８からの、複数の位置６２の決定された法線方向６４について、Δβi:＝βi−β0（βi：回転の軸５８に対してインデックスiを有する決定された法線方向６４の角度位置）として定義される角度偏差Δβiを表す決定された測度から、共通に使用される定義
【数１】
2017507755.tif 000003
において標準偏差σとして与えられる、変化の測度が計算される。
【００６０】
方法の次のステップ９６では、決定された法線方向６４の角度偏差Δβiを表す決定された測度に基づいて、複数の８つの撮像面７０が決定される。複数の撮像面７０の各撮像面７０は、回転軸５８（図５）の周囲に平均撮像面６８を回転させることによって生成される。複数の撮像面７０は、平均撮像面６８の角度位置β0の周囲の角度間隔７２によって定義される角度セクションに置かれる。角度間隔７２は、計算された変化の測度に基づいており、４σのサイズを有し、平均撮像面６８の角度位置β0の両側に対称的に配置される。
【００６１】
複数の撮像面７０を決定するステップ９６は、平均撮像面６８を含め、隣接する撮像面７０がσ／２という同一の角度段階７４で分けられるように（図５）、角度位置内に角度間隔７２で複数の８つの撮像面７０の撮像面７０を配置することを含む。撮像面７０の角度位置は、図５では水平の破線によって示されている。
【００６２】
次いで、方法の次のステップ９８において、複数の位置４２の決定された法線方向６４の角度偏差を表す同じ測度が決定されるが、これは、複数の撮像面７０の各撮像面７０に対して決定される。
【００６３】
特定の決定された法線方向６４を回転された特定の撮像面７０内にあるものに最も近くするために、特定の撮像面７０からの特定の決定された法線方向６４の角度偏差を表す測度は、その特定の撮像面７０を軸５８の周囲に回転させなければならない角度と考えられる。任意選択で、これは、並進変換（translational  transformation）を特定の決定された法線方向６４に適用することと組み合わせることができる。
【００６４】
方法の更なるステップ１００において、平均撮像面６８を含め、複数の撮像面７０の全ての撮像面７０について磁気共鳴画像を取得する。磁気共鳴画像は、脂肪抑制及びズーム撮像を用いて、黒い血液（black  blood）の高速スピンエコー（ＴＳＥ：turbo  spin  echo）パルスシーケンスを使用して取得される。
【００６５】
次いで最後のステップ１０２において、関心対象の線構造６０の経路長ｓに沿った全ての位置６２について、複数の位置６２のうちの特定の位置６２における壁厚を、複数の撮像面７０のうち、その特定の位置６２において法線方向６４に対して最も低い角度偏差を有する撮像面７０で取得された磁気共鳴画像から決定する。このために、壁厚を決定する自動のアプローチが実装される。信号強度プロファイルが、取得した磁気共鳴ズーム画像で示されるように、第１の位置５４と第２の位置５６を結ぶ線に直交する方向に沿って決定される。壁厚は、その強度プロファイルに適合するガウスの標準偏差の２倍となるように定義される。
【００６６】
方法の代替的な実施形態（図６）では、平均撮像面６８からの、複数の位置６２の決定された法線方向６４の角度偏差Δβiを表す測度を決定した後に、軸５８の周囲に平均撮像面６８を回転させ、第１の回転方向で所定の角度段階Δβstepによって第２の撮像面７０２を平均撮像面６８から分離させることにより、第２の撮像面７０２を生成する。この実施形態では、所定の角度段階Δβstepは３°のサイズを有する。解剖学的細部の予想される壁厚について、所定の角度段階Δβstepを壁厚決定の最大許容誤差の要件から導出することができる。
【００６７】
角度偏差Δβiを表す、決定された測度の角度範囲７６が所定の角度段階Δβstepを超えるので、次のステップでは第３の撮像面７０３が決定される。第３の撮像面７０３は、このコンテキストでは撮像面７０１として特定される平均撮像面６８を含む隣接撮像面７０k、７０k-1（k≧1）が、所定の角度段階Δβstepによって分けられ、結果として平均撮像面６８が第２の撮像面７０２と第３の撮像面７０３との間に配置されるような角度位置まで、平均撮像面６８を、軸５８の周囲に、（図６のナビゲーションサインによって示される）第１の回転方向とは反対の回転方向で回転させることによって生成される。
【００６８】
次いで、少なくとも１つの決定された測度が、軸５８に対して撮像面７０kの最大角度差によって定義される角度間隔７２’の外側にある場合、次の撮像面７０k+1が決定される。次の撮像面７０k+1は、所定の角度段階Δβstepで次の隣接撮像面７０kに対して分けられる角度位置まで、平均撮像面６８を軸５８の周囲に第１の回転方向で回転させることによって生成される。
【００６９】
軸５８の周囲に代替の回転方向で平均撮像面６８を回転させることによって、角度偏差Δβiを表す決定された測度の角度範囲７６が、軸５８に対する角度間隔７２'のサイズ未満になるまで、先行ステップを繰り返す。
【００７０】
脂肪抑制及びズーム撮像を用いる黒い血液の高速スピンエコー（ＴＳＥ）パルスシーケンスを利用することにより、磁気共鳴画像を取得した後、関心対象の線構造６０の全ての位置６２について、複数の位置６２のうちの特定の位置６２における壁厚が、以前の実施形態について説明した方法と同じ方法で、複数の撮像面７０のうち、その特定の位置６２において法線方向６４に対して最も低い角度偏差を有する撮像面７０内で取得される磁気共鳴画像から決定される。
【００７１】
本発明は図面及び上記の説明で詳細に図示され説明されているが、そのような図示及び説明は限定ではなく、例示又は例として考えられており、本発明は、開示される実施形態に限定されない。開示される実施形態に対する他の変形も、特許請求に係る発明を実践する際に、図、本開示及び添付の特許請求の範囲の教示から当業者によって理解され、有効にされ得る。特許請求の範囲においては、「備える」という用語は他の要素又はステップを除外せず、「a」又は「an」という不定冠詞は複数を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組合せを有利に使用することができないことを示唆するものではない。特許請求の範囲における全ての参照符号は、その範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
【００７２】
参照符号リスト
１０  磁気共鳴画像診断システム
１２  スキャンユニット
１４  主磁石
１６  検査空間
１８  中心軸
２０  関心対象の被検体
２２  磁場勾配コイルシステム
２４  ヒューマンインタフェースデバイス
２６  制御ユニット
２８  メモリユニット
３０  プロセッサユニット
３２  信号処理ユニット
３４  無線周波数シールド
３６  無線周波数アンテナデバイス（送信側）
３８  複数の無線周波数アンテナデバイス（受信側）
４０  無線周波数トランスミッタ
４２  心電図デバイス
４４  電極
４６  同期ユニット
４８  トリガ信号
５０  ソフトウェアモジュール
５２  右心房
５４  第１の位置
５６  第２の位置
５８  軸
６０  関心対象の線構造
６２  位置
６４  法線方向
６６  平均法線方向
６８  平均撮像面
７０  撮像面
７２  角度間隔
７４  角度段階
７６  角度偏差の範囲
７８  心臓スキャンを取得するステップ
８０  セグメンテーションを適用するステップ
８２  第１及び第２の位置を定義するステップ
８４  線構造を生成するステップ
８６  法線方向を決定するステップ
８８  平均法線方向を決定するステップ
９０  平均撮像面を定義するステップ
９２  角度偏差を決定するステップ
９４  変動の測度を計算するステップ
９６  撮像面を決定するステップ
９８  角度偏差を決定するステップ
１００  ＭＲ画像を取得するステップ
１０２  線構造に沿って壁厚を決定するステップ
B0  静的磁場
B1  無線周波数励起場
β0  平均撮像面の角度位置
Δβi  平均方向からの法線方向の角度偏差
Δβstep  所定の角度段階
s  線構造に沿った経路長
【図１】
2017507755.tif 000004
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
2017507755.tif 000008
【図６】
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【国際調査報告】
2017507755.tif 000010
2017507755.tif 000011
2017507755.tif 000012