JP2020531150A - 可変磁場磁石による磁気共鳴撮像 - Google Patents

Abstract

本発明は、調整可能な主磁場の主磁石１０２を有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１００を提供する。該ＭＲＩシステムは、第１部分１２２及び第２部分１２２’に分けられる複数の電極１２２，１２２’の間にＲＦ電流を供給するための電流源１２４を更に有する。該電流源は上記第１部分及び第２部分の間にＲＦ電流を供給するように構成される。マシン実行可能な命令の実行は、当該ＭＲＩシステムを制御するプロセッサに、撮像ゾーン内の平均磁場強度を第１の値に設定させ（２００）、該撮像ゾーン内の平均磁場強度を第１の値より小さい第２の値に設定させ（２０２）、既知のＲＦ電流１４４を前記電極の第１部分及び前記電極の第２部分の間に流すように前記電流源を制御させ（２０４）、当該磁気共鳴撮像システムを読取勾配磁場コマンドにより三次元撮像プロトコルに従って制御することにより被検者から磁気共鳴データを取得させ（２０６）、該磁気共鳴データから三次元画像データ１４８を再構成させ（２０８）、該三次元画像データ及び前記電極を通る既知のＲＦ電流を用いて被検者の抵抗モデル１５０を計算させる（２１０）。

Description

本発明は、磁気共鳴撮像に関する。

患者の身体内の画像を生成するための手順の一部として、原子の核スピンを整列させるために磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）スキャナにより大きな静磁場が使用される。この大きな静磁場は、Ｂ０磁場又は主磁場と称される。被検者の種々の量又は特性を、ＭＲＩを用いて空間的に測定することができる。例えば、被検者の種々の電気的特性を、ＭＲＩを用いて調べることができる。

米国特許出願公開第2015/0153431号は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）を用いて電気的特性を決定するシステム及び方法を開示している。１つの方法は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムにおいて超短エコー時間（ＴＥ）パルスシーケンスを供給するステップ及び該超短ＴＥパルスシーケンスの供給に続いて被写体（物体）から複素Ｂ１^＋Ｂ１⁻量を取得するステップを含み、ここで、Ｂ１^＋は送信ラジオ波（ＲＦ）磁場の複素振幅であり、Ｂ１⁻は受信ＲＦ磁場の複素振幅である。該方法は、プロセッサにより物体の１以上の電気的特性を送信ＲＦ磁場及び受信ＲＦ磁場の複素振幅を用いて推定するステップも含む。更に、米国特許第6397095号は、物体の局部的導電率を決定するための磁気共鳴電気インピーダンストモグラフィ（断層撮影）技術を開示している。

本発明は、独立請求項における磁気共鳴撮像システム、コンピュータプログラム製品及び方法を提供するものである。実施態様は従属請求項に示される。

実施態様は、磁気共鳴撮像により被検者の抵抗モデルを計算する改善された手段を提供することができる。この抵抗モデルは、被検者内の抵抗の空間的に依存するマッピングであると考えることもできる。このような抵抗モデルは、例えば、心臓の電気生理を調べるために使用することができる。斯かる抵抗モデルは、撮像ゾーン内に調整可能な磁場を備えた主磁石を有する磁気共鳴撮像システムを用いて測定される。撮像ゾーンにおける磁場は、最初に、該撮像ゾーン内のスピンを磁化するために第１の値に保持される。次に、該撮像ゾーン内の磁場は、該第１の値より低い第２の値に低下される。次いで、被検者を経てＲＦ電流（現ラーモア周波数における）を流すために表面電極が使用される。このことは、撮像されているスピンにフリップ角を発生させる。次いで、当該磁場は、オプションとして、読み出し前に前記第１の値と前記第２の値との間にある第３の値に増加される。このような方法による磁場の変更は、一層低い周波数における電気インピーダンスの測定を可能にし、このことは抵抗モデルの構築を容易化し得るという利点を有することができる。組織の導電率は、周波数に伴い大幅に変化し得る。磁場及びラーモア周波数が減少するにつれて、細胞膜の容量効果は減少する。従って、抵抗モデルは一層正確になり得る。しかしながら、周波数を低下させることは、神経刺激の可能性を増加させるので、しばしば、前記磁場強度の第２の値は、ラーモア周波数が抵抗モデルの精度をＲＦ電流による神経組織の刺激に対して釣り合うような妥協的周波数まで低下されるように選択される。

撮像ゾーンにおける平均磁場の前記第１の値の選択は、厳格なものではない。第１の値は第２の値より高いので、撮像ゾーン内のスピンは分極化されたものとなる。該平均磁場が第１の値から第２の値へと低下するにつれ、該分極の幾らかは失われる。第１の値の値を選択する１つの方法は、該値を、平均磁場強度の第２の値に到達した際に分極化を最大にするように選択することである。即ち、第１の値の平均磁場強度は、撮像ゾーンにおけるスピンを事前分極化するように作用する。従って、第１の値の選択は、撮像ゾーンにおける磁場が如何に迅速に第１の値と第２の値との間で傾斜変化することができるかに依存する。

一態様において、本発明は、撮像ゾーンを持つ主磁石を有する磁気共鳴撮像システムを提供する。前記主磁石は、前記撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生するよう構成される。当該磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に空間依存性の勾配磁場を発生するための勾配磁場システムを更に有する。該勾配磁場システムは、典型的に、複数の勾配磁場コイルと、これらコイルに電流を供給するための電源とを有する。当該磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整するように構成された磁石電源を更に有する。該磁石電源を含めることは、前記撮像ゾーン内の磁場強度を効果的に調整可能にさせる。

当該磁気共鳴撮像システムは、複数の電極の間にＲＦ電流を供給するための電流源を更に有する。これら複数の電極は、第１部分及び第２部分を有する。該電流源は、前記第１部分と前記第２部分との間にＲＦ電流を供給するように構成される。当該複数の電極は、被検者の外側表面との電気的接触を形成するように構成される。当該磁気共鳴撮像システムは、マシン実行可能な命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリを更に有する。前記パルスシーケンスコマンドは、当該磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有する。該パルスシーケンスコマンドは、前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有する。

当該磁気共鳴撮像システムは、該磁気共鳴撮像システムを制御するためのプロセッサを更に有する。前記マシン実行可能な命令の実行は該プロセッサに、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第１の値に設定させる。前記マシン実行可能な命令の実行は、次いで、前記プロセッサに、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第２の値に設定させる。該第２の値は前記第１の値より小さい。前記マシン実行可能な命令の実行は、次いで、前記プロセッサに、既知のＲＦ電流を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に流すように前記電流源を制御させる。このことは、前記被検者内及び前記撮像ゾーン内のスピンを前記主磁場に対して或る角度に傾斜させるために実行される。前記マシン実行可能な命令の実行は、更に、前記プロセッサに、当該磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得させる。

当該磁気共鳴撮像システムは、磁気共鳴撮像コイル及び前記磁気共鳴データを受信するための受信器を有するＲＦシステムを有することができる。前記マシン実行可能な命令の実行は、更に、前記プロセッサに前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成させる。前記マシン実行可能な命令の実行は、更に、前記プロセッサに前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算させる。前記既知のＲＦ電流は、前記三次元画像データの強度又は振幅に直に関係し得る。この実施態様は、被検者の非侵襲的な抵抗モデル又は測定値を得る手段を提供することができる故に有益であり得る。

前記電流源が前記第１部分電極と前記第２部分電極との間に既知のＲＦ電流を流すように制御される場合、該ＲＦ電流は主磁場内の幾つかのスピンのラーモア周波数で供給することができる。典型的に、磁気共鳴撮像はプロトン密度を見るので、該ラーモア周波数は水素原子に関するものである。

前記磁石電源と組み合わされた前記主磁石は、調整可能な磁場を持つ主磁石を効果的に形成することに注意すべきである。該主磁石は、例えば超伝導磁石とすることができ、前記電流源は単に磁場を調整するために使用される。他の例において、該主磁石は抵抗型の磁石であり、前記電流源は撮像ゾーン内の平均磁場を発生するために連続的に電流を供給する。他の例において、該主磁石は永久磁石であり、当該磁場強度は該磁石を物理的に移動又は回転することにより達成される。

他の実施態様において、当該磁気共鳴撮像システムはゼロエコー時間（ＺＴＥ）磁気共鳴撮像システムである。

他の実施態様において、当該磁気共鳴撮像システムは前記被検者からＥＣＧ信号を受信するように構成される。前記マシン実行可能な命令の実行は、更に、前記抵抗モデル、前記ＥＣＧ信号及び電気的ソースモデルを用いて前記被検者の心臓電位を計算するステップを有する。上記電気的ソースモデルは、例えば、ポンプ動作する際に心臓により発生される電気エネルギのソース（源）であり得る。電気的ソースモデルは、例えば、被検者に関して取得された前記三次元画像データ又は他の磁気共鳴画像データを用いて該被検者に適合させることができる。この実施態様は、被検者の心臓における電位を測定するための非侵襲的手段を提供することができるので、有益であり得る。このことは、これらの測定を行うためにカテーテルを挿入する必要性又は不利益を取り除くことができる。

幾つかの実施態様において、ＥＣＧ電極は前記複数の電極と同一又は部分的に同一である。他の例において、これらＥＣＧ電極は前記複数の電極とは別個のもの又は部分的に別個のものであり得る。

他の実施態様において、前記読取勾配磁場コマンドの実行は、少なくとも部分的に前記ＥＣＧ信号により起動される。この実施態様は、磁気共鳴データを心臓の同じ位相で複数回取得する手段を提供することができるので有益であり得る。このことは、例えば、心臓の位相に関して分解された心電位又は抵抗モデルの計算を可能にすることができる。このことは、心運動の特定の位相に関して抵抗モデル又は心電位の非常に正確な測定も可能にすることができる。

他の実施態様において、前記電流源は前記複数の電極の各々に関してＲＦ電極電流を個別に測定するための電流センサを有する。前記既知のＲＦ電流は、前記複数の電極の各々に関するＲＦ電極電流を用いて決定される。この実施態様は、特定の各電極を通る電流を非常に正確にマッピング又は決定することができるので有益であり得る。このことは、一層正確な抵抗モデルを計算することを助け得る。

他の実施態様において、前記抵抗モデルは第１有限差分モデル及び第２有限差分モデルを用いて計算される。該抵抗モデルは２つの段階で効果的に計算される。第１有限差分モデルは、被検者を通る電流の流れを前記複数の電極の各々に関するＲＦ電極電流並びに前記三次元画像データの振幅及び位相を用いて解くように構成される。三次元画像データの振幅は、被検者を介して局部的に流れる電流に実効的に関係する。該第１有限差分モデルは、被検者を通る電流の流れを、第１目的関数を最適化するための第１最適化アルゴリズムを用いて計算するように構成される。該第１目的関数は、前記電流の流れを前記三次元画像データの強度にビオサバールの法則を用いて適合させる。ビオサバールの法則は、電流の流れを、発生される磁場に関係させる。

被検者を介して流れる電流により発生される磁場は、磁気スピンを傾けることに直接関わり、従って三次元画像データの振幅に直接関係する。局部的な電流の流れが計算されたなら、これは第２有限差分モデルへの入力として使用される。該第２有限差分モデルは、前記抵抗モデルを前記電流の流れに第２目的関数を用いて適合させる。該第２目的関数は、前記抵抗モデルを前記電流の流れにオームの法則及び前記複数の電極の各々に関するＲＦ電極電流を用いて適合させる。この実施態様は、被検者の抵抗モデルを計算する効果的手段を提供するので、有益であり得る。前記第１有限差分モデル及び第２有限差分モデルは最適化問題として解かれることに注意すべきである。当該処理は複数回繰り返すことができる。即ち、前記複数の電極を通る電流の流れの異なる組合せを用いることができ、斯かる処理を繰り返すことができる。これらの繰り返された試行からのデータは全て前記第１及び第２目的関数へと組み合わせることができる。従って、前記電極の異なる組み合わせを通る異なる電流の流れを用いて試行を繰り返すことは、被検者の抵抗モデルの知識を大いに増加させることにつながる。

他の実施態様において、前記電流源は前記複数の電極を前記第１部分と前記第２部分との間で切り換えるように構成される。前記マシン実行可能な命令は、更に、前記プロセッサに前記第１部分と前記第２部分との間で分布される前記複数の電極の複数の並び替えに関して前記三次元画像データを再構成させる。前記第１目的関数及び前記第２目的関数は、前記複数の電極の複数の並び替えからのデータを組み合わせる。この実施態様においては、異なる組合せの電流が異なる電極を介して流れる複数の試行からのデータが使用される。前述したように、この実施態様は当該抵抗モデルの精度を増加させると共にエラーを低減するために用いることができる。

他の実施態様において、前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記電流源を前記複数の電極を用いて電気インピーダンストモグラフィ（断層撮影）データを取得するように制御させる。前記第２目的関数は、更に、前記抵抗モデルを該電気インピーダンストモグラフィデータに適合させる。この実施態様は、前記抵抗モデルの品質を更に改善することができるので有益であり得る。

前記複数の電極は、電気インピーダンストモグラフィモードで使用することができる。電気インピーダンストモグラフィにおいては、ＤＣ又はＡＣ電流が少なくとも２つの電極の間に供給され、他の全ての電極に対する電位差が測定される。この場合、異なる対の電極が電流のソース及びシンクとして作用し、残りの電極における測定が繰り返される。このことは複数回実行され得る。電気インピーダンストモグラフィは原理的に既知であるが、非常に低い空間分解能しか有さない。該空間分解能は所与のボクセルの表面までの距離の程度である。通常の成人に対し、これは心臓において約５ｃｍの分解能となり得る。

それにも拘わらず、当該電気インピーダンストモグラフィデータは、前記抵抗モデルの磁気共鳴撮像再構成にとり非常に有効であり得る。これは、絶対抵抗値の平均を提供することができると共に、例えば異なる組織に対して相違するスピンの緩和により恐らくは生ぜられ得るエラーが少なくとも部分的に補償され得るからである。電気インピーダンストモグラフィは、結果を更に低い周波数まで補外する際にも有効であり得る。電気インピーダンストモグラフィモードにおいて供給される電流は、非常に小さく、ＤＣ電流を用いる場合でも患者を害することはない。前記抵抗モデルは、電気インピーダンストモグラフィで取得されたデータが前記第２有限差分モデルに対して最適化を実行するために使用されるように修正することもできる。前記第２目的関数に追加の誤差項を単に追加することもできる。

他の実施態様において、当該磁気共鳴撮像システムは衣服を更に有する。該衣服は前記複数の電極を有する。例えば、胸部を撮像する場合、被検者により該衣服を簡単に装着することができ、前記電極の全ては該被検者の表面にわたって有効な態様で効果的に分散される。

幾つかの実施態様において、前記複数の電極は、前記衣服が装着された場合に被検者の外部表面に接触するように構成される。

他の実施態様において、前記パルスシーケンスコマンドは、スピンエコーパルスシーケンスコマンド、ＺＴＥパルスシーケンスコマンド、ＥＰＩパルスシーケンスコマンド、ラジアルサンプル（radially sampled）パルスシーケンスコマンド及びスパイラル読取勾配磁場シーケンスを有するパルスシーケンスコマンドのうちの何れか１つである。この実施態様は、これらの種々のタイプのパルスシーケンスコマンドの何れか１つを、前記磁気共鳴データを取得するために使用することができるので有益である。上記パルスシーケンスコマンドはスピンを最初に傾倒させるＲＦパルスを欠いていることに注意されたい。これは、前記撮像ゾーン内の平均磁場強度が第２の値に設定される前記磁石が第２状態にある場合に前記電流により実行される。

他の実施態様において、前記平均磁場強度の前記第２の値は、ラーモア周波数が２０ｋＨｚと２００ｋＨｚとの間になるように選択される。この実施態様は、使用される電流が被検者により痛みを感じることにならないので有益であり得る。

他の実施態様において、前記平均磁場強度の第２の値は、５ｍテスラと０.２ｍテスラとの間である。この実施態様は、前記複数の電極を介して被検者を通過される電流が痛みとならないので有益であり得る。

他の実施態様において、前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、該撮像ゾーン内の該平均磁場強度を前記第２の値に設定する前に、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を、少なくとも１０ｍｓ、少なくとも２０ｍｓ、少なくとも１００ｍｓ、少なくとも３００ｍｓ及び少なくとも５００ｍｓのうちの何れか１つにわたり前記第１の値に維持させる。この実施態様は、撮像ゾーン内のスピンが該期間にわたり磁気的に分極された状態になり得るので有益であり得る。分極化が十分に増加した後、当該磁場は第２の値に低下される。

他の実施態様において、前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、前記被検者から前記磁気共鳴データを取得する前に、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を第３の値に設定させる。該第３の値は、前記第１の値と前記第２の値との間である。

他の実施態様において、前記平均磁場強度の第３の値は、２５ｍテスラと１５０ｍテスラとの間である。

他の実施態様において、前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度が前記第２の値に設定されている間に当該磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドで制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得させる。この実施態様は、測定の前の遅延を最小にするので有利であり得る。従って、分極化の程度は一層高いものとなり得る。

他の実施態様において、前記既知のＲＦ電流は、前記電極上において１０Ａ／ｍ^２、５Ａ／ｍ^２、２Ａ／ｍ^２、１Ａ／ｍ^２及び０.５Ａ／ｍ^２の何れか１つより低い電流密度を有する。

他の実施態様において、当該磁気共鳴撮像システムは更に呼吸信号を受信するように構成される。前記磁気共鳴データの取得は、該呼吸信号により少なくとも部分的に起動される。この実施態様は、磁気共鳴データが複数回取得される場合に被検者が同一の位置にいることを可能にするので有益であり得る。

他の実施態様において、前記複数の電極は磁気共鳴位置合わせマーカを有する。前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記三次元画像データに位置合わせマーカ信号を添付することにより前記複数の電極の各々の位置を該三次元画像データに位置合わせさせる。前記抵抗モデルは、更に、前記複数の電極の各々の位置を用いて計算される。この実施態様は、前記電極の各々を通る電流を前記三次元撮像プロトコルに一層正確に関係付けることができるので有益であり得る。この結果、前記抵抗モデルを一層正確に決定することができる。当該呼吸センサは、ＭＲＩシステム又は当該磁気共鳴撮像システムにゲート信号若しくは呼吸位相等の信号を供給するだけの外部システムの一部とすることができることに注意されたい。該呼吸センサは、例えば、呼吸チューブ内のセンサ又は被検者の胸部及び／又は前記位置合わせマーカの動きを見るカメラ等の外部光学センサのうちの１つとすることができる。該呼吸センサは、被検者の胸部の膨張及び収縮を測定するために使用される呼吸ベルトとすることもできる。

他の態様において、本発明は、前記磁気共鳴撮像システムを制御するプロセッサにより実行するためのマシン実行可能な命令を有するコンピュータプログラム製品を提供する。前記磁気共鳴撮像システムは撮像ゾーンを持つ主磁石を有する。該主磁石は、前記撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生するように構成される。前記磁気共鳴撮像システムは、更に、前記撮像ゾーン内に空間依存性の勾配磁場を発生するための勾配磁場システムを有する。前記磁気共鳴撮像システムは、更に、前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整するように構成された磁石電源を有する。前記磁気共鳴撮像システムは、更に、複数の電極の間にＲＦ電流を供給するための電流源を有する。これら複数の電極は、第１部分及び第２部分を有する。前記電流源は、前記ＲＦ電流を前記第１部分と前記第２部分との間に供給するように構成される。前記複数の電極は、被検者の外側表面との電気的接触を形成するように構成される。

前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、前記磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第１の値に設定させる。前記パルスシーケンスコマンドは、前記磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有する。前記パルスシーケンスコマンドは、前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有する。前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第２の値に設定させる。該第２の値は前記第１の値より小さい。前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記電流源を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に既知のＲＦ電流を流すように制御させる。

前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得させる。前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成させる。前記マシン実行可能な命令の実行は前記プロセッサに、更に、前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算させる。

他の態様において、本発明は前記磁気共鳴撮像システムを動作させる方法を提供する。前記磁気共鳴撮像システムは、撮像ゾーンを持つ主磁石を有する。該主磁石は、前記撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生するように構成される。前記磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内に空間依存性の勾配磁場を発生するための勾配磁場システムを更に有する。前記磁気共鳴撮像システムは、前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整するように構成された磁石電源を更に有する。前記磁気共鳴撮像システムは、複数の電極の間にＲＦ電流を供給するための電流源を更に有する。前記複数の電極は、第１部分及び第２部分を有する。前記電流源は、前記ＲＦ電流を前記第１部分と前記第２部分との間に供給するように構成される。前記複数の電極は、被検者の外側表面との電気的接触を形成するように構成される。当該方法は、前記磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第１の値に設定するステップを有する。前記パルスシーケンスコマンドは、前記磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有する。当該方法は、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を第２の値に設定するステップを更に有する。該第２の値は前記第１の値より小さい。前記パルスシーケンスコマンドは、前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有する。当該方法は、前記電流源を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に既知のＲＦ電流を流すように制御するステップを更に有する。当該方法は、前記磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得するステップを更に有する。当該方法は、前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成するステップを更に有する。当該方法は、前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算するステップを有する。

本発明の上述した実施態様の１以上は、組み合わされる実施態様が相互に排他的でない限りにおいて、組み合わせることができると理解される。

当業者によれば明らかなように、本発明の態様は装置、方法又はコンピュータプログラム製品として実施化することができる。従って、本発明の態様は、完全にハードウェアの実施態様、完全にソフトウェアの実施態様（ファームウエア、常駐ソフトウェア、マイクロコード等を含む）又はソフトウェア態様及びハードウェア態様（ここでは、全て、“回路”、“モジュール”若しくは“システム”と称することができる）を組み合わせた実施態様の形態をとることができる。更に、本発明の態様は、コンピュータ実行可能なコードが具現化された１以上のコンピュータ読取可能な媒体に実施化されたコンピュータプログラム製品の形をとることができる。

１以上のコンピュータ読取可能な媒体の如何なる組み合わせも用いることができる。該コンピュータ読取可能な媒体は、コンピュータ読取可能な信号媒体又はコンピュータ読取可能な記憶媒体であり得る。ここで使用される“コンピュータ読取可能な記憶媒体”とは、計算装置のプロセッサにより実行可能な命令を記憶することができる如何なる有形記憶媒体をも含む。該コンピュータ読取可能な記憶媒体は、コンピュータ読取可能な非一時的記憶媒体と称することができる。上記コンピュータ読取可能な記憶媒体は、有形コンピュータ読取可能媒体と称することもできる。幾つかの実施態様において、コンピュータ読取可能な記憶媒体は、計算装置のプロセッサによりアクセスすることができるデータを記憶することもできる。コンピュータ読取可能な記憶媒体の例は、これらに限定されるものではないが、フロッピーディスク、磁気ハードディスクドライブ、固体ハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢメモリ（USB thumb drive）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリメモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、光磁気ディスク及びプロセッサのレジスタファイルを含む。光ディスクの例は、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタル汎用ディスク（ＤＶＤ）、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ又はＤＶＤ−Ｒディスクを含む。コンピュータ読取可能な記憶媒体なる用語は、ネットワーク又は通信リンクを介して当該コンピュータ装置によりアクセスすることが可能な種々のタイプの記録媒体も指す。例えば、データはモデムを介して、インターネットを介して又はローカルエリアネットワークを介して取り出すことができる。コンピュータ読取可能な媒体上に具現化されたコンピュータ実行可能なコードは、これらに限定されるものではないが、無線、有線、光ファイバケーブル、ＲＦ等、又はこれらの何らかの適切な組み合わせを含む如何なる適切な媒体を用いて伝送することもできる。

コンピュータ読取可能な信号媒体は、コンピュータ実行可能なコードが内部に（例えば、ベースバンド内に又は搬送波の一部として）具現化された伝搬されるデータ信号を含むことができる。このような伝搬される信号は、これらに限定されるものではないが、電磁的、光学的又はこれらの何れかの適切な組み合わせのものを含む種々の形態の何れかをとることができる。コンピュータ読取可能な信号媒体は、コンピュータ読取可能な記憶媒体ではなく、且つ、命令実行システム、装置若しくはデバイスにより又はこれらに関連して使用するためのプログラムを通知、伝搬又は伝送することができる如何なるコンピュータ読取可能な媒体とすることもできる。

“コンピュータメモリ”又は“メモリ”は、コンピュータ読取可能な記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサに直接アクセス可能な如何なるメモリでもある。“コンピュータ記憶部”又は“記憶部”は、コンピュータ読取可能な記憶媒体の他の一例である。コンピュータ記憶部は、如何なる不揮発性のコンピュータ読取可能な記憶媒体でもあり得る。幾つかの実施態様において、コンピュータ記憶部はコンピュータメモリとすることもでき、又はその逆とすることもできる。

ここで使用される“プロセッサ”とは、プログラム、マシン実行可能な命令又はコンピュータ実行可能なコードを実行することができる電子部品を含む。“プロセッサ”を有する計算装置を参照する場合、２以上のプロセッサ又は処理コアを可能性として含むと解釈されるべきである。プロセッサは、例えば、マルチコア・プロセッサであり得る。プロセッサは、単一のコンピュータシステム内の又は複数のコンピュータシステムの間に分散された一群のプロセッサを指すこともできる。計算装置なる用語は、各々がプロセッサ若しくは複数のプロセッサを有する計算装置の集合又はネットワークを可能性として指すとも解釈されるべきである。コンピュータ実行可能なコードは、同一の計算装置内にあり得るか、又は複数の計算装置の間に分散さえもされ得る複数のプロセッサにより実行することができる。

コンピュータ実行可能なコードは、プロセッサに本発明の一態様を実行させるマシン実行可能な命令又はプログラムを有し得る。本発明の態様に関する処理を実行するためのコンピュータ実行可能なコードは、１以上のプログラミング言語の任意の組み合わせで書くことができ、これらプログラミング言語は、ジャバ、スモールトーク、Ｃ＋＋等のオブジェクト指向プログラミング言語、及び“Ｃ”プログラミング言語又は同様のプログラミング言語等でマシン実行可能な命令にコンパイルされる従来の手続型プログラミング言語を含む。幾つかの事例において、コンピュータ実行可能なコードは、高レベル言語の形態又は事前にコンパイルされた形態であり得ると共に、実行しながらマシン実行可能な命令を発生するインタープリタと一緒に使用することもできる。

上記コンピュータ実行可能なコードは、単独型ソフトウェアパッケージとして全体的にユーザのコンピュータ上で若しくは部分的にユーザのコンピュータ上で、部分的にユーザのコンピュータ上で且つ部分的に遠隔コンピュータ上で、又は全体として遠隔コンピュータ上若しくはサーバ上で実行することができる。後者のシナリオにおいて、遠隔コンピュータはユーザのコンピュータにローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又は広域ネットワーク（ＷＡＮ）を含む何らかのタイプのネットワークを介して接続することができ、又は該接続は外部コンピュータに対してなすことができる（例えば、インターネットサービスプロバイダを用いることによりインターネットを介して）。

本発明の態様は、本発明の実施態様による方法、装置（システム）及びコンピュータプログラム製品のフローチャート及び／又はブロック図を参照して説明される。フローチャート、説明図及び／又はブロック図における各ブロック又はブロックの一部は、適用可能な場合は、コンピュータ実行可能なコードの形態のコンピュータプログラム命令により実施化することができると理解される。更に、互いに排他的でない場合、異なるフローチャート、説明図及び／又はブロック図におけるブロックの組み合わせは組み合わせることもできると理解される。これらのコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータ、専用コンピュータ又はマシンを生成する他のプログラマブルデータ処理装置のプロセッサに対して、上記コンピュータ又は他のプログラマブルデータ処理装置のプロセッサを介して実行する上記命令が、フローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施するための手段を生成するように、供給することができる。

コンピュータ、他のプログラマブルデータ処理装置又は他のデバイスに特定の態様で機能するように指令することができる斯かるコンピュータプログラム命令は、コンピュータ読取可能な媒体に記憶することもでき、かくして、該コンピュータ読取可能な媒体に記憶された上記命令が、フローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施する命令を含む製品を形成するようにする。

上記コンピュータプログラム命令は、コンピュータ、他のプログラマブルデータ処理装置又は他のデバイスにロードされ、一連の処理ステップが該コンピュータ、他のプログラマブルデータ処理装置又は他のデバイス上で実行されて、コンピュータで実施する処理が形成され、かくして、上記コンピュータ又は他のプログラマブル装置上で実行する命令が、前記フローチャート及び／又はブロック図のブロック又は複数のブロックにおいて特定される機能／動作を実施するための処理をもたらすようにすることもできる。

ここで使用される“ユーザインターフェース”とは、ユーザ又は操作者がコンピュータ又はコンピュータシステムと対話することを可能にするインターフェースである。“ユーザインターフェース”は、“ヒューマンインターフェース装置”と称することもできる。ユーザインターフェースは、情報若しくはデータを操作者に供給し、及び／又は操作者から情報若しくはデータを受信することができる。ユーザインターフェースは、操作者からの入力がコンピュータにより受信されることを可能にし得ると共に、コンピュータからユーザに出力を供給することができる。言い換えると、ユーザインターフェースは操作者がコンピュータを制御又は操作することを可能にし得ると共に、該インターフェースはコンピュータが操作者の制御又は操作の効果を示すことを可能にし得る。ディスプレイ又はグラフィックユーザインターフェース上でのデータ又は情報の表示は、操作者への情報の供給の一例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウエブカム、ヘッドセット、ペダル、有線グローブ、リモコン及び加速度計を介してのデータの受信は、全て、操作者からの情報又はデータの受信を可能にするユーザインターフェースの構成部品の例である。

ここで使用される“ハードウェアインターフェース”は、コンピュータシステムのプロセッサが外部計算デバイス及び／又は装置と対話し、及び／又は斯かる計算デバイス及び／又は装置を制御することを可能にするインターフェースを含む。ハードウェアインターフェースは、プロセッサが外部計算デバイス及び／又は装置に制御信号又は命令を送信することを可能にし得る。ハードウェアインターフェースは、プロセッサが外部計算デバイス及び／又は装置とデータを交換することも可能にし得る。ハードウェアインターフェースの例は、これらに限定されるものではないが、汎用直列バス、IEEE 1394ポート、パラレルポート、IEEE 1284ポート、直列ポート、RS-232ポート、IEEE 488ポート、ブルートゥース（登録商標）接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、TCP/IP接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インターフェース、MIDIインターフェース、アナログ入力インターフェース及びデジタル入力インターフェースを含む。

ここで使用される“ディスプレイ”又は“表示装置”は、画像又はデータを表示するように構成された出力装置又はユーザインターフェースを含む。ディスプレイは、視覚、音響及び／又は触覚データを出力することができる。ディスプレイの例は、これらに限定されるものではないが、コンピュータモニタ、テレビジョンスクリーン、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、陰極線管（ＣＲＴ）、蓄積管、バイステーブルディスプレイ、電子ペーパ、ベクトルディスプレイ、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、エレクトロルミネッセントディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）ディスプレイ、プロジェクタ及びヘッドマウント（頭部装着）ディスプレイを含む。

磁気共鳴（ＭＲ）データは、ここでは、磁気共鳴撮像スキャンの間において原子スピンにより放出されるラジオ波信号の、磁気共鳴装置のアンテナを用いて記録される測定値であると定義される。ＭＲＦ磁気共鳴データは磁気共鳴データである。磁気共鳴データは医療画像データの一例である。磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像又はＭＲ画像は、ここでは、磁気共鳴撮像データ内に含まれる解剖学的データの再構成された二次元又は三次元視覚化情報であると定義される。この視覚化はコンピュータを用いて実行することができる。

図１は、磁気共鳴撮像システムの一例を示す。 図２は、図１の磁気共鳴撮像システムを動作させる方法を解説したフローチャートを示す。 図３は、衣服の一例を示す。 図４は、衣服の他の例を示す。

以下、本発明の好ましい実施態様を、図面を参照して例示のみとして説明する。

これらの図面における同様の符号の要素は、等価な要素であるか又は同じ機能を果たす。前に説明された要素は、機能が等価であれば、後の図で必ずしも説明されるものではない。

図１は、磁気共鳴撮像システムの一例１００を示す。該磁気共鳴撮像システムは、磁石１０２を有する。磁石電源１０４が、該磁石１０２に取り付けられるものとして示されている。該磁石電源１０４は、撮像ゾーン１０８内の主磁場平均値を変えることができる。磁石１０２は、例えば、超伝導磁石とすることができ、磁石電源１０４は撮像ゾーン１０８内の主磁場の平均値を調整するために使用される。代わりに、磁石１０２は抵抗性磁石とすることもでき、磁石電源１０４は撮像ゾーン１０８内の主磁場を発生するために連続的に電力を供給する。

異なるタイプの磁石の使用も可能であり、例えば、分割円筒磁石及び所謂開放型磁石の両方を使用することも可能である。分割円筒磁石は、当該磁石のアイソ面へのアクセスを可能にするために低温槽が２つの部分に分割されていることを除き、標準的円筒磁石と同様である。このような磁石は、例えば、荷電粒子ビーム治療に関連して用いることができる。開放型磁石は、被検者を収容する程度に十分に大きな空間を間に挟んだ上下の２つの磁石部分を有するもので、該２つの部分の配置はヘルムホルツコイルのものに類似する。開放型磁石は、被検者が余り制限されないので一般的である。円筒磁石の低温槽内部には、超伝導コイルの集合が存在する。円筒磁石１０２のボア１０６内には撮像ゾーン１０８が存在し、該ゾーンでは、磁場が磁気共鳴撮像を行うほど十分に強く且つ均一である。撮像ゾーン１０８内には、関心領域１０９が示されている。被検者１１８は、被検者サポート１２０により該被検者１１８の少なくとも一部が撮像ゾーン１０８及び関心領域１０９内に位置するように支持されているように示されている。

撮像ゾーン１０８内には、複数の電極１２２，１２２’が見られる。これら電極は電流源１２４に接続される。この例において、これら電極のうちの２つは第１部分１２２であり、他の２つの電極は第２部分１２２’の一部である。電流源１２４は第１部分１２２と第２部分１２２’との間に電流を供給する。電極１２２，１２２’は、被検者１１８の外側表面に接続される。

当該磁石のボア１０６内には、予備的磁気共鳴データの収集のために該磁石１０２の撮像ゾーン１０８内の磁気スピンを空間的にエンコードするために使用される一群の勾配磁場コイル１１０も存在する。これら勾配磁場コイル１１０は、勾配磁場コイル電源１１２に接続される。勾配磁場コイル１１０は代表的なものであることを意図している。典型的に、勾配磁場コイル１１０は３つの直交する空間方向に空間的にエンコードするための３つの別個の組のコイルを含んでいる。勾配磁場電源は、これら勾配磁場コイルに電流を供給する。勾配磁場コイル１１０に供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜されるか又はパルス状とされ得る。

撮像ゾーン１０８に隣接するものは、該撮像ゾーン１０８内のスピンからのラジオ波伝送を受信するためのラジオ波コイル１１４である。幾つかの例において、該ラジオ波コイルは、撮像ゾーン１０８内の磁気スピンの向きを操作するように構成することもできる。該ラジオ波コイル（アンテナ）は複数のコイルエレメントを含むことができる。該ラジオ波アンテナは、チャンネル又はアンテナと称することもできる。ラジオ波コイル１１４はラジオ波受信器又は送受信器１１６に接続される。ラジオ波コイル１１４及びラジオ波送受信器１１６は、オプションとして、別個の送信及び受信コイル並びに別個の送信器及び受信器により置換することもできる。ラジオ波コイル１１４及びラジオ波送受信器１１６は代表的なものであると理解される。ラジオ波コイル１１４は、専用の送信アンテナ及び専用の受信アンテナを表すこともできる。同様に、ラジオ波送受信器１１６は、別個の送信器及び受信器を表すこともできる。ラジオ波コイル１１４は複数の受信／送信エレメントを有することもでき、ラジオ波送受信器１１６は複数の受信／送信チャンネルを有することができる。例えば、SENSE等の並列撮像技術が実行される場合、ラジオ波コイル１１４は複数のコイルエレメントを有するであろう。

送受信器１１６、勾配磁場コントローラ１１２、電流源１２４及び磁石電源１０４は、コンピュータシステム１２６のハードウェアインターフェース１２８に接続されるものとして図示されている。該コンピュータシステムは、ハードウェアインターフェース１２８、メモリ１３４及びユーザインターフェース１３２と通信するプロセッサ１３０を更に有する。メモリ１３４は、プロセッサ１３０にアクセス可能な如何なる組合せのメモリとすることもできる。このメモリは、主メモリ、キャッシュメモリ、及びフラッシュＲＡＭ、ハードドライブ又は他の記憶装置等の不揮発性メモリのようなものを含むことができる。幾つかの例において、メモリ１３４は非一時的コンピュータ読取可能な媒体とすることができる。

コンピュータメモリ１３４は、磁気共鳴撮像システム１００の動作を制御するためにプロセッサ１３０により使用することができるマシン実行可能な命令１４０を種々の要素として格納するものとして示されている。コンピュータメモリ１３４は、更に、パルスシーケンスコマンド１４２を格納するものとして示されている。パルスシーケンスコマンド１４２は、勾配磁場コイル電源１１２を制御するための読取勾配磁場コマンド１４２’を有する。コンピュータメモリ１３４は、更に、電極１２２，１２２’を通る既知の又は測定されたＲＦ電流１４４を格納するものとして示されている。コンピュータメモリ１３４は、更に、磁気共鳴撮像システム１００をパルスシーケンスコマンド１４２で制御することにより取得された磁気共鳴データ１４６を格納するものとして示されている。コンピュータメモリ１３４は、更に、磁気共鳴データ１４６から再構成された三次元画像データ１４８を格納するものとして示されている。該コンピュータメモリは、更に、三次元画像データ１４８及び既知の又は測定されたＲＦ電流１４４から再構成された抵抗モデル１５０を有する。抵抗モデル１５０は、被検者１１８の局部抵抗を記述する空間的に依存するモデルである。コンピュータメモリ１３４は、更に、第１有限差分モデル１５２、電流マッピング１５４及び第２有限差分モデル１５６をオプションとして格納するものとして示されている。第１有限差分モデル１５２は、電流マッピング１５４を計算するために三次元画像データ１４８及び既知の又は測定されたＲＦ電流１４４を使用する。第２有限差分モデル１５６は、抵抗モデル１５０を計算するために電流マッピング１５４及び既知の又は測定されたＲＦ電流１４４を使用することができる。

幾つかの例において、電極１２２，１２２’の全て又は幾つかはＥＣＧ電極としても機能することができる。幾つかの例において、電流源１２４は電極１２２，１２２’からＥＣＧ信号を得るためにＥＣＧシステムを組み込むこともできる。

図２は、図１に図示された磁気共鳴撮像システム１００を動作させる方法を解説したフローチャートを示す。最初に、ステップ２００において、撮像ゾーン１０８内の平均磁場強度が磁石電源１０４をパルスシーケンスコマンド１４２により制御することにより第１の値に設定される。パルスシーケンスコマンド１４２は、当該磁気共鳴撮像システムを撮像ゾーンから磁気共鳴画像データを三次元撮像プロトコルに従って取得するように制御するための命令を有する。当該パルスシーケンスコマンドは、読取勾配磁場コマンド１４２’を有する。次いで、ステップ２０２において、撮像ゾーン１０８内の平均磁場強度は磁石電源１０４をパルスシーケンスコマンドにより制御することにより第２の値に設定される。該第２の値は、前記第１の値より低い。次に、ステップ２０４において、電流源１２４は既知のＲＦ電流１４４を電極１２２の第１部分と電極１２２’の第２部分との間に流すように制御される。次に、ステップ２０６において、磁気共鳴撮像システム１００を読取勾配磁場コマンド１４２’で制御することにより被検者１１８から磁気共鳴データ１４６が取得される。次いで、ステップ２０８において、該磁気共鳴データ１４６から三次元画像データ１４８が再構成される。最後に、ステップ２１０において、該三次元画像データ１４８及び電極１２２，１２２’を通る既知のＲＦ電流１４４を用いて抵抗モデル１５０が計算される。

図３は、被検者１１８が装着することができる衣服の一例３００を示す。該衣服３００に取り付けられた複数の電極１２２が存在する。被検者１１８が衣服３００を装着すると、電極１２２は該被検者１１８の外側表面に自動的に接触する。図３の図は、当該衣服の前側部分のみを示している。該衣服の後側部分も電極を有する。

図４は、衣服３００の他の例を示す。図４に示される衣服は、電極１２２の各々が磁気共鳴位置合わせマーカ４００を更に有することを除き、図３に示された衣服と類似する。磁気共鳴位置合わせマーカ４００は、例えば、特定の周波数に同調されたコイルとすることができ又は磁気共鳴撮像スキャンにおいて容易に現れる物質を含むことができる。該磁気共鳴位置合わせマーカ４００は、前記三次元画像データにおいて電極１２２の各々の位置を効果的に位置特定するために使用することができる。このことは、抵抗モデルの精度を増加させる助けとなり得る。

心臓の電気生理に関する正確な知識は、治療計画にとり重要であり得る。この情報を得るための最良のやり方は、カテーテル処置によるものである。この場合、カテーテルが心臓に挿入され、該カテーテルの先端における接点が電位をマッピングする。代替例は、患者の表面における電場及び／又は磁場をマッピングするというものである。患者の導電率及び電気的ソースが何処に位置するかの合理的モデルと合わせて、電位の再構成を計算することができる。患者の導電率の推定は、医療撮像（ＣＴ、ＭＲＩ）及び適切なセグメント化により達成することができる。

正確で最適なカテーテルの使用の主たる欠点は、侵襲性である。他の方法は精度に欠ける。不正確さの１つの要素は、導電率の正確な知識の不足である。この精度に寄与する２つの要素が存在する。第１に、セグメント化された患者は依然として実際の患者には完全には似ておらず、第２に、セグメント化とＥＣＧデータの記録との間には患者の動きが存在する。

幾つかの例において、ＭＲＩシステムは磁場を現場で増加及び減少させることができるＺＴＥシステム等の特別なＭＲＩシステムであり得る。ラーモア周波数は、この周波数に対して細胞膜の容量効果が電流移送にとっては小さくなるほど十分に低いが、患者に電流が供給された場合に神経刺激が余り問題とならないほど高いものであり得る。２０ｋＨｚと２００ｋＨｚとの間の周波数範囲が、効果的に動作するであろう１つの範囲である。患者の表面上には、電極が配置される。これらの電極を介して、電流が約１００ｍｓにわたり供給される（患者は、これらの周波数では約１Ａ／ｍ^２を我慢することができる）。このことは、約１０°のフリップ角を発生させる（局部電流密度に依存する）。磁場は可能な限り速く増加され、ＭＲＩデータがエンコード及び記録される（約１ｃｍの分解能）。多数の斯様な画像から、電流ソースの異なる位置を用いて、電流分布及び最終的に導電度が導出される。スキャンにおけるアイドル時間の間に、ＥＣＧデータが記録される（ＭＲＩマシンの非常に低いノイズ環境において）。当該ＺＴＥスキャナは、依然として必要とされる導電率補正及び心臓における仮想電流ソースの配置のために、解剖学的画像も供給する。斯かる全てのデータにより、心臓における電位分布を予測することができる。

幾つかの例の基礎となるものは、ＭＲＩシステムにおける磁場を低いレベルまで低下させる能力である。この非常に低い磁場において、電流及び陽子スピンの相互作用を患者の導電率を決定するために使用することができる。このためには、十分に低い強度（例えば、０.５Ｔ）の超伝導磁石が必要とされる。このような磁石は、外部電源に永続的に接続されている間に動作され得る。低温マシンの高温段に対して幾らかの熱負荷が存在するであろう。リードの適切な設計により、電力負荷は１０Ｗ以下となり得る。このような磁石において蓄積されるエネルギは、約２００ｋＪとなり得る。例えば２００Ａのピーク電流によれば、このことは、誘導率が１０Ｈ程度であることを意味する。端子における最大電圧は４００Ｖ程度であり得、従って、ゼロから０.５Ｔまでの上昇時間は５秒程度であろう。これは、スキャナにおける如何なる合理的高速磁場切り換えにとり遅すぎる。従って、２つのＭＲＩ動作モードが存在する。一方は０.５テスラで動作し、他方は例えば５０ｍテスラで動作する。従って、５０ｍテスラのＲＦ及び受信システム、例えば電気生理学的用途のためだけの挿入システム、が存在する。磁場均一性のために、シム（shim iron）は線形状態で（即ち、飽和していない状態で）動作されるべきである。０.５テスラにおいて、このことは、シムの適切な成形により達成することができる。勾配磁場システムは如何なる変更も必要としない。このシステムにおいては、増幅器（電流源）がマシン（超伝導磁石）を動作させるために必要とされる。単一の４００Ｖ，２００Ａシステムが、これにかなうであろう。しかしながら、４００Ｖ，４０Ａ増幅器及び１０Ｖ，２００Ａ増幅器を使用することが、もっと実利的であり得る。

当該電気生理学的システムの幾つかの例で使用することができる付加的構成要素は、患者に取り付けられる多数の電極を備える“ベスト（チョッキ）”又は衣服である。これら電極は、実質的に全ての利用可能な胸部領域を覆うことができる。このことは、高電流が患者を通過する際の電流ホットスポットを回避するという利点を有し得る。これら電極は、該電極に例えば２０〜２００ｋＨｚの間の周波数で電圧を供給することができる電流発生器に接続することができる。これら電極は、ＥＣＧ信号を測定することができるように低周波数増幅器への接続部を有する。このｋＨｚ信号を送出している間にＥＣＧ信号を測定することができるシステムを構築することも可能であろう。しかしながら、これには費用が掛かり、送信及び受信が交互になされることで十分である。

幾つかの例において、磁気共鳴データを取得するための手順は、以下のステップのうちの１以上を組み込むことができる。

必要なら、当該スキャナが低磁場強度モード（低電流高電圧増幅器がつながる）に設定される。

磁場が可能な最高値に設定される。この値は、略ゼロの磁場値に到達しなければならない所望の時間により決定される。このことは、目標時間に近いほど、磁場強度が低い、即ち傾斜変化が実行されることを意味する。

目標の磁場強度（例えば、２ｍテスラ）に到達した後、電極を介して電流が供給される。略全ての電極が電流のソース又はシンクとして使用される（２つの電極間のみの電流は余り効率的でない）。当該電流は決められた期間（例えば、２００ｍｓ）にわたり保持される。

当該磁場は、可能な最高のスルーレートでＭＲＩ試行のために使用される磁場強度（例えば、５０ｍテスラ）に傾斜変化される。

勾配磁場シーケンス（例えば、ＥＰＩ、ラジアル）が適用され、ＭＲＩ信号が記録される。好ましくは、各シーケンスの結果、完全にエンコードされた画像が得られるものとする。このことは、十分に大きなボクセル寸法（約１ｃｍ）により可能である。

オプションとして、当該信号を再収束させるためにスピンエコーパルスが印加される（このことは、低周波数を送信するＲＦ送信コイルが必要とされることを意味する。それ以外の場合、受信コイルシステムのみが必要となる）。

次いで、当該手順は繰り返される。このことは、次の低磁場電流パルスが供給される前に磁場が増加されることを意味し得る。全ボリュームがエンコードされた後、異なる電流パターンが適用される。

低磁場時点は、ＥＣＧ起動を用いて決定することができる。心サイクルが解析され、次の望ましい心位相時点が予測される。肺の換気状態も電流経路を変えるので、これも記録される。

常に（技術的に可能な場合）、患者のＥＣＧは記録される。ＥＣＧ信号は、患者の運動状態によるのみならず、印加される磁場によっても（磁気流体力学的効果）変化される。この低磁場強度において、該効果は小さい。それにも拘わらず、補正が適用されねばならない。ＭＲＩ手順の間に十分なＥＣＧデータを記録することができない場合、スキャナにおける追加の時間が予約される。

当該スキャナにおいて、理想的にはスキャン時間の間に、電気インピーダンストモグラフィデータが記録される。このことは、ＭＲＩラーモア周波数及び一層低い（及び恐らくは一層高い）周波数において実行することができる。幾つかのデータは、ＲＦパルスの印加の間において幾つかの電極を受信モードに切り換えることにより記録することができる。

幾つかの例においては、当該スキャナにおいて同一の位置で、高品質ＭＲＩ画像（高磁場）も取得される。

再構成ステップにおいて、（異方性／周波数依存性）導電率に対する最良適合が決定される。最も簡単な方法は、導電率をボクセルに割り当て、測定されたデータが最良適合となるまで導電率を変化させることであろう。ＭＲＩ及びＥＩＴデータを用いて導電率モデルを完成させた後、電流ソース（時間依存性であり、心臓の運動により移動する）が当該モデルに配置され、ＥＣＧデータの最良適合を得るよう変化される。これがどの様に正確に実行されるかは、（特許）文献において既知であり、本発明の一部ではない。

例は、ＺＴＥ ＭＲＩスキャナを用いて実現することができる。それにも拘わらず、この仕事のためのみにＭＲＩスキャナを構築することも可能である。このスキャナは、超伝導コイルを用いることを要さないであろうが、高品質ＭＲＩ画像を取得することはできないであろう。

以上、本発明を図面及び上記記載において詳細に図示及び説明したが、このような図示及び説明は解説的又は例示的であって限定するものではないと見なされるべきである。即ち、本発明は開示された実施態様に限定されるものではない。

開示された実施態様に対する他の変形例は、当業者によれば、請求項に記載された本発明を実施するに際して図面、本開示及び添付請求項の精査から理解し、実施することができるものである。尚、請求項において、“有する”なる文言は他の要素又はステップを排除するものではなく、単数形は複数を排除するものではない。また、単一のプロセッサ又は他のユニットは、請求項に記載された幾つかの項目の機能を満たすことができる。また、特定の手段が互い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、これら手段の組合せを有利に使用することができないということを示すものではない。また、コンピュータプログラムは、光記憶媒体又は他のハードウェアと一緒に若しくは他のハードウェアの一部として供給される固体媒体等の適切な媒体により記憶／分配することができるのみならず、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介して等のように他の形態で分配することもできる。また、請求項における如何なる符号も、当該範囲を限定するものと見なしてはならない。

１００ 磁気共鳴撮像システム
１０２ 磁石
１０４ 磁石電源
１０６ 磁石のボア
１０８ 撮像ゾーン
１０９ 関心領域
１１０ 勾配磁場コイル
１１２ 勾配磁場コイル電源
１１４ ラジオ波コイル
１１６ 送受信器
１１８ 被検者
１２０ 被検者サポート
１２２ 電極−第１部分
１２２’ 電極−第２部分
１２４ 電流源
１２６ コンピュータシステム
１２８ ハードウェアインターフェース
１３０ プロセッサ
１３２ ユーザインターフェース
１３４ コンピュータメモリ
１４０ マシン実行可能な命令
１４２ パルスシーケンスコマンド
１４２’ 読取勾配磁場コマンド
１４４ 既知の又は測定されたＲＦ電流
１４６ 磁気共鳴データ
１４８ 三次元画像データ
１５０ 抵抗モデル
１５２ 第１有限差分モデル
１５４ 電流マッピング
１５６ 第２有限差分モデル
２００ 撮像ゾーン内の平均磁場強度を、磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより第１の値に設定する。
２０２ 撮像ゾーン内の平均磁場強度を、磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより第２の値に設定する。
２０４ 電流源を、既知の電流を電極の第１部分と電極の第２部分との間に流すように制御する
２０６ 磁気共鳴撮像システムを読取勾配磁場コマンドで制御することにより被検者から磁気共鳴データを取得する。
２０８ 磁気共鳴データから三次元画像データを再構成する
２１０ 三次元画像データ及び電極を通る既知のＲＦ電流を用いて被検者の抵抗モデルを計算する
３００ 衣服
４００ 磁気共鳴位置合わせマーカ

Claims (15)

1. 磁気共鳴撮像システムであって、
   撮像ゾーンを持ち、該撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生する主磁石と、
   前記撮像ゾーン内に空間依存性勾配磁場を発生する勾配磁場システムと、
   前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整する磁石電源と、
   第１部分及び第２部分を有する複数の電極の間にＲＦ電流を供給する電流源であって、該電流源は前記ＲＦ電流を前記第１部分と前記第２部分との間に供給し、前記複数の電極が被検者の外側表面との電気的接触を形成する電流源と、
   マシン実行可能な命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリであって、前記パルスシーケンスコマンドは当該磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有し、該パルスシーケンスコマンドが前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有するメモリと、
   当該磁気共鳴撮像システムを制御するプロセッサと、
   を有し、
   前記マシン実行可能な命令の実行が前記プロセッサに、
   前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を、該撮像ゾーン内のスピンを事前分極化するように作用する第１の値に設定させ、
   前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を、前記第１の値より小さな第２の値に設定させ、
   前記電流源を、既知のＲＦ電流を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に流すように制御させ、
   当該磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより、前記被検者から前記磁気共鳴データを取得させ、
   前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成させ、
   前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算させる、
   磁気共鳴撮像システム。
2. 当該磁気共鳴撮像システムは前記被検者からＥＣＧ信号を受信し、前記マシン実行可能な命令の実行が、前記抵抗モデル、前記ＥＣＧ信号及び電気的ソースモデルを用いて前記被検者の心臓電位を計算させることを更に有する、請求項１に記載の磁気共鳴撮像システム。
3. 前記マシン実行可能な命令が、前記読取勾配磁場コマンドの実行を少なくとも部分的に前記ＥＣＧ信号により起動するための命令を含む、請求項２に記載の磁気共鳴撮像システム。
4. 前記電流源は前記複数の電極の各々に関してＲＦ電極電流を個別に測定するための電流センサを有し、前記既知のＲＦ電流が前記複数の電極の各々に関するＲＦ電極電流を用いて決定される、請求項１から３の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
5. 前記マシン実行可能な命令は第１有限差分モデル及び第２有限差分モデルを用いて前記抵抗モデルを計算する命令を含み、前記第１有限差分モデルは、前記被検者を通る電流の流れを、前記複数の電極の各々に関する前記ＲＦ電極電流及び前記三次元画像データの振幅を用いて解くためのものであり、該第１有限差分モデルは、前記被検者を通る電流の流れを、第１目的関数を最適化するための第１最適化アルゴリズムを用いて計算するためのものであり、前記第１目的関数は前記電流の流れを前記三次元画像データの強度にビオサバールの法則を用いて適合させ、前記第２有限差分モデルは前記抵抗モデルを前記電流の流れに第２目的関数を用いて適合させ、該第２目的関数が前記抵抗モデルを前記電流の流れにオームの法則及び前記複数の電極の各々に関するＲＦ電極電流を用いて適合させる、請求項４に記載の磁気共鳴撮像システム。
6. 前記電流源は前記複数の電極を前記第１部分と前記第２部分との間で切り換え、前記マシン実行可能な命令は、更に、前記プロセッサに前記第１部分と前記第２部分との間に分布される前記複数の電極の複数の並び替えに関して前記三次元画像データを再構成させ、前記第１目的関数及び前記第２目的関数が前記複数の電極の複数の並び替えからのデータを組み合わせる、請求項５に記載の磁気共鳴撮像システム。
7. 前記マシン実行可能な命令の実行が、前記プロセッサに、更に、前記電流源を前記複数の電極を用いて電気インピーダンストモグラフィデータを取得するように制御させ、前記第２目的関数が更に前記抵抗モデルを前記電気インピーダンストモグラフィデータに適合させる、請求項５又は請求項６に記載の磁気共鳴撮像システム。
8. 当該磁気共鳴撮像システムは衣服を更に有し、該衣服が前記複数の電極を有する、請求項１から７の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
9. 前記パルスシーケンスコマンドが、スピンエコーパルスシーケンスコマンド、勾配磁場エコーパルスシーケンスコマンド、ＺＴＥパルスシーケンスコマンド、ＥＰＩパルスシーケンスコマンド、ラジアルサンプルパルスシーケンスコマンド及びスパイラル読取勾配磁場シーケンスを有するパルスシーケンスコマンドのうちの何れか１つである、請求項１から８の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
10. 前記平均磁場強度の第２の値は、ラーモア周波数が２０ｋＨｚと２００ｋＨｚとの間になるように選択される、請求項１から９の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
11. 前記平均磁場強度の第２の値が５ｍテスラと０.２ｍテスラとの間であること、
    前記マシン実行可能な命令の実行が前記プロセッサに前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を、該撮像ゾーン内の該平均磁場強度を前記第２の値に設定する前に、少なくとも１０ｍｓ、少なくとも２０ｍｓ、少なくとも１００ｍｓ、少なくとも３００ｍｓ及び少なくとも５００ｍｓのうちの何れか１つにわたり前記第１の値に維持させること、及び
    これらの組み合わせ
    のうちの何れか１つが成り立つ、請求項１から１０の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
12. 前記マシン実行可能な命令の実行が、前記プロセッサに、
    当該磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドで制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得する前に、前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を前記第１の値より小さく前記第２の値より大きい第３の値に設定する動作、及び
    前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度が前記第３の値に設定されている間に当該磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドで制御することにより前記被検者から前記磁気共鳴データを取得する動作
    の何れか１つを実行させる、請求項１から１１の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
13. 当該磁気共鳴撮像システムが呼吸信号を更に受信し、前記磁気共鳴データの取得が該呼吸信号により少なくとも部分的に起動されること、
    前記複数の電極が磁気共鳴位置合わせマーカを有し、前記マシン実行可能な命令の実行が前記プロセッサに、更に、前記三次元画像データにおいて位置合わせマーカ信号を検出することにより前記複数の電極の各々の位置を該三次元画像データに位置合わせさせ、前記抵抗モデルが、更に、前記複数の電極の各々の位置を用いて計算されること、及び
    これらの組み合わせ
    のうちの何れか１つが成り立つ、請求項１から１２の何れか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
14. 磁気共鳴撮像システムを制御するプロセッサにより実行するためのマシン実行可能な命令を有するコンピュータプログラムであって、前記磁気共鳴撮像システムは撮像ゾーンを持つ主磁石を有し、該主磁石は前記撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生し、前記磁気共鳴撮像システムは前記撮像ゾーン内に空間依存性勾配磁場を発生するための勾配磁場システムを更に有し、前記磁気共鳴撮像システムは前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整するための磁石電源を更に有し、前記磁気共鳴撮像システムは複数の電極の間にＲＦ電流を供給するための電流源を更に有し、前記複数の電極は第１部分及び第２部分を有し、前記電流源は前記ＲＦ電流を前記第１部分と前記第２部分との間に供給し、前記複数の電極は被検者の外側表面との電気的接触を形成し、前記マシン実行可能な命令の実行が、前記プロセッサに、
    前記磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を該撮像ゾーン内のスピンを事前分極化するように作用する第１の値に設定させ、ここで、前記パルスシーケンスコマンドは前記磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有し、該パルスシーケンスコマンドは前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有し、
    前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を前記第１の値より小さな第２の値に設定させ、
    前記電流源を、既知のＲＦ電流を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に流すように制御させ、
    前記磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより、前記被検者から前記磁気共鳴データを取得させ、
    前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成させ、
    前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算させる、
    コンピュータプログラム。
15. 磁気共鳴撮像システムを動作させる方法であって、前記磁気共鳴撮像システムは撮像ゾーンを持つ主磁石を有し、該主磁石は前記撮像ゾーン内に平均磁場強度を持つ主磁場を発生し、前記磁気共鳴撮像システムは前記撮像ゾーン内に空間依存性勾配磁場を発生するための勾配磁場システムを更に有し、前記磁気共鳴撮像システムは前記撮像ゾーン内の平均磁場強度を調整するための磁石電源を更に有し、前記磁気共鳴撮像システムは複数の電極の間にＲＦ電流を供給するための電流源を更に有し、前記複数の電極は第１部分及び第２部分を有し、前記電流源は前記ＲＦ電流を前記第１部分と前記第２部分との間に供給し、前記複数の電極は被検者の外側表面との電気的接触を形成し、当該方法が、
    前記磁石電源をパルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を該撮像ゾーン内のスピンを事前分極化するように作用する第１の値に設定するステップであって、前記パルスシーケンスコマンドは前記磁気共鳴撮像システムを前記撮像ゾーンから三次元撮像プロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように制御するための命令を有し、該パルスシーケンスコマンドが前記勾配磁場システムを制御するための読取勾配磁場コマンドを有するステップと、
    前記磁石電源を前記パルスシーケンスコマンドで制御することにより、前記撮像ゾーン内の前記平均磁場強度を前記第１の値より小さな第２の値に設定するステップと、
    前記電流源を、既知のＲＦ電流を前記電極の第１部分と前記電極の第２部分との間に流すように制御するステップと、
    前記磁気共鳴撮像システムを前記読取勾配磁場コマンドにより制御することにより、前記被検者から前記磁気共鳴データを取得するステップと、
    前記磁気共鳴データから三次元画像データを再構成するステップと、
    前記三次元画像データ及び前記電極を通る前記既知のＲＦ電流を用いて前記被検者の抵抗モデルを計算するステップと、
    を有する、方法。

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