JP7296527B2 - 放射線治療計画のためのｍｒ撮像 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴(MR)イメージングの分野に関する。本発明は、MR装置の検査ボリューム内に配置される対象物のMR撮像方法に関する。本発明はまた、MR装置実行されるコンピュータプログラムとに関する。

2次元又は3次元画像を形成するために磁場と原子核スピンとの間の相互作用を利用する画像形成MR方法は軟組織の画像形成のために、多くの点で他の画像形成方法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常は侵襲的ではないため、特に医学診断の分野において、今日広く使用されている。

一般に、MR法によれば、被検体の身体は強力で均一な磁場B0に配置され、同時にその方向は計測が基づく座標系の軸(通常はz軸)を規定する。磁場B0は、定義される周波数(いわゆるラーモア周波数、又はMR周波数)の電磁気交流場(RF場)の印加によって励起(スピン共鳴)され得る磁場強度に応じて、個々の核スピンに対して様々なエネルギーレベルを生成する。巨視的な観点から、個々の核スピンの分布は磁場B0 がz軸に垂直に延びる間に適当な周波数の電磁波パルス(高周波パルス)を印加することによって、平衡状態から外れて偏向され得る全体的な磁化を生成し、その結果、磁化はz軸を中心とした歳差運動を行う。歳差運動は、開口角がフリップ角と呼ばれる円錐の表面を表す。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。いわゆる90°パルスの場合、スピンはz軸から横断面に偏向される(フリップ角90°)。

高周波パルスの終了後、磁化は元の平衡状態に戻り、z方向の磁化は第1の時定数T1(スピン格子又は縦緩和時間)で再度形成され、z方向に垂直な方向の磁化は第2の時定数T2(スピンスピン又は横緩和時間)で緩和する。磁化の変化は磁化の変化がz軸に垂直な向きで測定されるように、MR装置の検査ボリューム内に配置され、配向される受信RFコイルの手段によって検出することができる。横磁化の減衰は例えば、90°パルスの印加後に、核スピン(局所的な磁場不均一性によって誘起される)が同じ位相を有する秩序状態から、全ての位相角が均一に分布する状態(ディフェーズ)に遷移することを伴う。ディフェーズはリフォーカスパルス(例えば、180°パルス)の手段によって補償することができる。これにより、受信コイルにエコー信号(スピンエコー)が発生する。

体内の空間分解能を実現するために、3つの主軸に沿って延在する線形磁場傾斜が均一な磁場B0に重畳され、スピン共鳴振動数の線形空間依存性をもたらす。受信コイル内でピックアップされる信号は、体内の異なる位置に関連付けることができる異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは空間周波数領域に対応し、k空間データと呼ばれる。k空間データは、通常、異なる位相符号化を用いて取得される複数のラインを含む。各ラインは、多数のサンプルを収集することによってデジタル化される。k空間データセットは、フーリエ変換の手段によってMR画像変換される。

放射線療法又は放射線療法は、一般に悪性細胞を制御又は死滅させるための癌治療の一部として、電離放射線を使用する療法である。電離放射線は通常、病変組織を選択的にかつ正確に調整される投与量で治療するために、線形加速器によって送達される。MR画像に基づいて行われる線量計算は数年前に報告されており、MR画像は、コンピュータトモグラフィに対する相補的モダリティとして使用される。しかしながら、MR画像は、(コンピュータ断層撮影と比較して)照射される解剖学的構造の輪郭描出において優れた軟組織コントラスト及び高い精度を提供するので、唯一のモダリティとしてMR画像に基づいて放射線治療計画のすべてのステップを実行する概念(いわゆるMR画像専用放射線治療)がますます重要になっている。

MRのみの放射線治療計画では、MR画像に基づいて標的腫瘍及びリスクのある器官が描出され、これらの描出に基づいて線量計画及び治療のための患者の位置決めが行われるので、幾何学的に正しいMR画像が不可欠である。冗長CTスキャンを排除するために、より重要なことには、数ミリメートル程度であることが示されているCT MR位置合わせ中の幾何学的不確実性を回避するために、MR専用変形例を使用することに強い関心がある。MR画像の幾何学的精度は、様々なタイプの歪みによって制限される。システムレベルの歪みは、使用される磁気共鳴装置に固有の傾斜非線形性及びB0場不均一性から生じる。両方の効果は、システムごとの基準データに基づいて画像再構成中に大幅に補正される。しかしながら、脂肪の化学シフト及び磁化率効果は患者の解剖学的構造に依存する歪みを引き起こし、したがって、通常、補正を実行するために追加のデータ取得を必要とする。空気／組織又は骨／金属のような大きな感受性差を有するインターフェースで最も顕著な感受性の空間的変動はヒトの頭部において約4ppmまでのB0場不均一性を引き起こし、これは、脳内の洞／組織インターフェースにおいて4mmまでの歪みを引き起こし得る。感受性の変動に起因する化学シフト及び患者特有の歪みは、一般に、高い読み取り帯域幅でスキャンすることによって対処される。さらに、マルチ取得傾斜エコー(GRE)シーケンスを用いた正確なB0マッピングはB0場の不均一性に関連するこのような歪みを定量化し、補正するためにますます使用されている。マルチ取得傾斜エコーシーケンスは、複数の無線周波数(RF)励起パルスを含む。RF励起パルスの各々に続いて、1つ以上の傾斜エコーが取得され、一方、それぞれのRF励起に続いて、1つ以上の傾斜エコーが異なるエコー時間に取得される。マルチ取得傾斜エコーシーケンスの非常に実用的な例は、デュアル取得傾斜エコーシーケンスである。そのようなデュアル取得傾斜エコーシーケンスはそれぞれのRF励起パルスに続く2つの連続する傾斜エコー取得を含み、それぞれの取得の傾斜エコーは、デュアルエコー時間を有する。この撮像シーケンスにおいて、傾斜リコールされるエコー信号データは2つの異なるエコー時間において取得され、B0 マップは2つの異なるエコー時間における信号位相の差から導出される。信号位相は、局所電界強度に比例する。しかしながら、このシーケンスは補正を適用するために、追加のスキャン時間及び画像処理ステップ(位相アンラッピングなど)を必要とする。

近年、マルチポイントディクソン(mDIXON)画像から導出されるB0マップを使用することによるMR専用放射線治療計画における画像歪みの評価のための新規かつ迅速なアプローチが提案されている(Weissら、「A novel and rapid approach to estimate patientspecific distortions based on mDIXON MRI」、Phys. Med. Biol. 2019， 64(15)155002を参照)。mDIXONイメージングを使用することは、MRのみの放射線治療計画ワークフローにおいて合成CT画像を生成する目的で一般的に行われるので、好ましい(Berkerら、「ハイブリッドPET／MRIシステムのためのMRIに基づく減衰補正組み合わされる超短エコー時間/Dixon MRIシーケンスを使用する4クラス組織セグメンテーション技術」、J. Nucl. Med. 2012， 53796 804; Tyagiら、「骨盤における臨床使用のための最初の市販の合成CTソフトウェアの線量測定及びワークフロー評価」、Phys. Med. Biol. 2017， 62(8)2961乃至2975参照)。このmDIXON MR画像データの二デュアル使用はまた、B0マップ及び放射線療法計画データの固有の同時収集をもたらし、これは、患者の動きによる位置合わせ不良のリスクを最小限にする。歪み補正に関して、mDIXONアプローチは、mDIXONベースのB0マップのみを使用して、患者固有の歪みの大部分を補正することを可能にする。このフィールドマップはCTシミュレーションで必要とされる水／脂肪分離のためにmDIXON再構成内で推定されるので、それぞれの補正は専用のフィールドマッピングステップのための完全なスキャン時間を節約し、これは、典型的には2乃至4分であり、したがって、mDIXONスキャン自体のスキャン時間よりも長い。

しかしながら、mDIXONベースのB0マッピング手法を使用する場合のスキャン時間の短縮は、B0マップの忠実度の低減を犠牲にすることが分かる(上記のワイスらによる論文を参照)。一方、mDIXON画像から導出される歪みと専用B0マッピングから導出される歪みとの間の差は純粋なB0マッピングによって推定される全歪みよりも大域的にはるかに小さいが、2つのアプローチの間で観察される50％よりも大きいほとんど全ての差はB0の高空間的変動を有する領域において非常に局所化されて生じる。歪み推定におけるこれらの局所誤差は、それらが放射線療法によって治療されるべき場所で生じる場合、重要になる。腫瘍は計画通りの全用量に供されない場合があり、又はリスクのある器官は、計画よりも高い線量を受ける場合がある。

上記から、改善されるMRイメージング技術が必要であることが容易に理解される。したがって、本発明の目的は、最小スキャン時間でMR専用放射線治療計画を幾何学的に補正することを可能にする方法を提供することである。

本発明によれば、MR装置の検査ボリューム内に配置される患者の身体のMR画像の方法が開示される。方法は、前記身体の少なくとも1つの領域を表す第1のMR撮像データを取得するステップと、
前記第1のMR撮像データを分析して前記身体領域内の少なくとも1つの解剖学的構造を輪郭描出するステップと、
マルチポイントディクソンシーケンスを用いて前記身体領域の第2のMR撮像データを取得するステップと、
前記第2のMR撮像データからB0マップを導出するステップと、
前記B0マップを分析して前記B0マップの少なくとも1つの低忠実度領域を決定するステップと、
B0マッピングを実行して、マルチ取得傾斜エコーシーケンス、特に、前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域が完全に又は部分的にオーバラップする少なくとも1つの領域に制限されるデュアル取得傾斜エコーシーケンスを使用して前記B0マップを精緻化するステップと、
前記精緻化されるB0マップを用いて、前記第1及び／又は第2のMR撮像データにおける幾何学的歪みを補正するステップと
を含む。

本発明は例えば、T2重み付けMR撮像系列を使用して、第1のMR画像データを取得することを提案し、これは、腫瘍又はリスクのある器官などの解剖学的構造の描写に適したコントラストを提供する。第2のMR画像データは、マルチポイントディクソン法を用いて取得される。このmDIXONデータは、MR専用放射線治療計画ワークフローにおいて合成CT画像を生成する目的で使用される。解剖学的構造の描写は、第1及び第2のMR撮像データが同じ基準フレーム内の同じモダリティによって取得されるので、幾何学的精度を失うことなく、第2のMR撮像データに(及び結果として得られる合成CT画像に)転送することができる。

既知のmDIXON技術によれば、脂肪と水のプロトンとの間のスペクトル差は、組織を含む水から発するMR信号と、脂肪組織から発するMR信号とを分離する目的のために利用される。mDIXONでは、k空間の複数の取得が異なるエコー時間で繰り返される。最も単純なmDIXON技法である2点ディクソンは2つの完全なk空間データセットを取得し、第2の取得における脂肪磁化は、それぞれのエコー時間における第1の取得に対して位相がずれている。複雑なMR信号データセットの単純な加算又は減算によって、別個の異なる水及び脂肪画像が得られる。一般に、B0マップ、水面マップ、及び脂肪マップは、mDIXON技術の手段によって得ることができる。特に有利なのは、mDIXONを用いたB0マッピングが非常に高速であり、B0マップに加えて視野内の水及び脂肪の分布(水マップ及び脂肪マップの形成で)に関する有益な情報を提供することである。B0マップはB0の空間分布によって引き起こされる幾何学的画像の歪みを決定し、補正するために利用される。

1つ以上の低忠実度領域を決定するために、mDIXON B0マップを分析するステップが本発明の本質的なステップである。上で指摘したように、mDIXON B0マップは非常に限られた領域においてのみ忠実度に欠けており、それによって、B0マップの精度は、十分な精度で歪みを補正するために広い領域において完全に十分である。したがって、mDIXONベースのB0マッピング及び関連する歪み推定における誤差が大きく、それが線量計画を損なうような領域を自動的に識別することが提案される。前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域が重複する少なくとも1つの領域に制限される傾斜エコーシーケンスを使用して、B0マップを精緻化するために、専用B0マップを自動的に実行することが提案される。このようにして、スキャン時間を消費するB0 マッピングは従来のB0マップ(マルチ取得傾斜エコーシーケンス、特にデュアル取得傾斜エコーシーケンスを使用する)を取得することによって、放射線治療計画に関連する領域、すなわち、mDIXON B0が不十分な精度であると想定され得る領域においてのみ、しかし、これらの低忠実度領域が放射線治療によって治療される領域、すなわち、輪郭描出される解剖学的構造によってカバーされる領域と重複する限り、必要な最低限に制限される。

このようにして、それぞれの重なり合う領域において精緻化されるB0マップは最終的に、第1及び／又は第2のMR画像データを補正するために使用され、その結果、最小スキャン時に高水準の幾何学的精度が達成される。

好ましい実施形態では、B0マップがB0傾斜の大きさ及びB0に関連する幾何学的歪みの大きさの両方がそれぞれの所定の閾値を上回る位置で低忠実度であると決定される。このようにして、それらの領域のみが、線量計画における大きな誤差を潜在的にもたらす、精緻化されるB0マッピングの対象となる。これらの領域は大きな幾何学的歪み(すなわち、高いB0偏移)と、同時に、B0の高い空間的傾斜(すなわち、B0の強い空間的変動)とを特徴とする。それぞれの閾値はスキャン時間と幾何学的正確性との間の最適なトレードオフを達成するように、ユーザによって選択され得る。

B0マップの低減される忠実度は柔軟なエコー間隔を使用する(すなわち、磁気共鳴信号の水分成分及び脂肪成分のための同相及び異相以外の)１点又は2点mDixon画像に著しく関連する。したがって、本発明の別の実施形態では、そのような１点mDixon又は2点mDixonシーケンスが少なくとも3点mDixonシーケンスと組み合わされて、前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域が完全に又は部分的に重複するB0マップを精緻化する。

別の好ましい実施形態では、シミュレートされるCT画像が第2のMR撮像データの各ピクセル又はボクセルにハウンスフィールドユニット値を割り当てることによって、補正される第1及び／又は第2のMR撮像データから計算される。シミュレートされるCT画像は各画像位置にハウンスフィールドユニット値が割り当てられたCT画像が撮像される組織の必要な放射線減衰特性を提供するので、放射線治療計画の生成における実際の線量計算に必要である。水／脂肪分離を提供するmDIXON画像はMRのみの放射線治療計画ワークフローにおいて合成CT画像を生成する目的のために有効であることが知られている(上記の参考文献を参照)。シミュレートされるCT画像はまた、第1のMR撮像データ、任意のさらなる利用可能なMR撮像データ、又はこれらの任意の組合せに基づいて計算され得る。同じ領域の任意の追加のMRコントラスト情報は、各画像位置のハウンスフィールドユニットを決定するために有用であり得る。

本発明の可能な実施形態では、第1のMR画像データを分析するステップが関連する解剖学的構造(例えば、腫瘍又はリスクのある器官)の手動又は自動セグメント化を含む。自動セグメント化を使用する場合、本発明の方法は、完全に自動化される様式で実施することができる。

さらに別の好ましい実施形態では、B0 マップの決定される低忠実度域との輪郭描出される解剖学的構造の重ね合わせがユーザに表示される。これは、線量計画における潜在的なエラーをユーザに知らせる。ユーザは、線量計画を調整することによって反応することができる。これは、特に、低忠実度領域(の部分)が輪郭描出される腫瘍又はリスクのある器官と交差する領域において推奨され得る。

これまでに説明した本発明の方法は、検査ボリューム内に均一で定常な磁場B0を生成するための少なくとも1つの主磁石コイルと、検査ボリューム内の様々な空間方向にスイッチド磁場傾斜を生成するための複数の傾斜コイルと、検査ボリューム内にRFパルスを生成するための少なくとも1つのRFコイルと、検査ボリューム内に配置される物体からMR信号を受信するための一つ又はそれより多くの受信コイルと、RFパルスの時間的連続及びスイッチド磁場傾斜を制御するための制御ユニットと、再構成ユニットとを含むMR装置の手段によって実行することができる。本発明の方法は、MR装置再構成ユニット及び／又は制御ユニットの対応するプログラムによって実施される。

本発明の方法は、現在臨床使用されているほとんどのMR装置において有利に実施することができる。この目的のために、MR装置が本発明の上述の方法ステップを実行するように制御されるコンピュータ上で実行されるコンピュータプログラムを利用することが単に必要である。コンピュータプログラムはMR装置制御ユニットにインストールするためにダウンロードされるように、データ担体上に存在してもよいし、データネットワーク内に存在してもよい。

添付の図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、図面は例示のみを目的として設計されており、本発明の限界を定義するものではないことを理解される。

本発明の方法を実施するためのMR装置を示す。 本発明の方法をフローチャートとして概略的に示す。 低忠実度域を決定するためのB0マップを解析する処理をフローチャートとして模式的に示す。 本発明のアプローチの背景を示すMR画像データを示す。

図1を参照すると、MR装置1が示されている。装置は、実質的に均一で時間的に一定の主磁場B0が検査ボリュームを通るz軸に沿って生成されるように、超電導の又は抵抗性の主磁石コイル2を備える。装置は一組のシミングコイル2'をさらに備え、一組のシミングコイル2'の個々のシミングコイルを通る電流は検査ボリューム内のB0偏差を最小限に抑えるために制御可能である。

磁気共鳴生成及び操作システムは一連のRFパルス及びスイッチされる磁場傾斜を適用して、核磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を空間的に操作し、及びそうでなければ磁気共鳴を符号化し、スピンを飽和させるなどして、MR撮像を実行する。

より具体的には、傾斜パルス増幅器3が検査ボリュームのx、y、及びz軸に沿って全身傾斜コイル4、5、及び6のうちの選択されるものに電流パルスを印加する。デジタルRF周波数送信機7はRFパルス又はパルスパケットを送信／受信スイッチ8を介して身体RFコイル9に送信し、RFパルスを検査ボリュームに送信する。典型的なMR撮像シーケンスは互いに一緒に取られた短い持続時間のRFパルスセグメントのパケットから構成され、任意の印加される磁場傾斜は核磁気共鳴の選択される操作を達成する。RFパルスは、共振を飽和させる、共鳴を励起する、磁化を反転させる、共鳴をリフォーカスさせる、又は共鳴を操作するために使用され、検査ボリューム内に配置される本体10の一部分を選択する。MR信号はまた、身体RFコイル9によってピックアップされる。

身体10の限られた領域のMR画像を生成するために、1組のローカルアレイRFコイル11、12、13が、撮像のために選択される領域に隣接して配置される。アレイコイル11、12、13は、ボディコイルRF伝送によって誘導されるMR信号を受信するための受信コイルとして使用することができる。

得られたMR信号は、身体RFコイル9及び／又はアレイRFコイル11、12及び13によってピックアップされ、好ましくは前置増幅器(図示せず)を含む受信機14によって復調される。受信機14は、送受信スイッチ8を介してRFコイル9，11，12，13に接続されている。

ホストコンピュータ15は、シミングコイル2'ならびに傾斜パルス増幅器3及び送信機7を制御して、エコープレーナイメージング(EPI)などの複数のMRイメージングシーケンスの何れかを生成する。選択されるシーケンスについて、受信機14は、各RF励起パルスに続いて、単一又は複数のMRデータラインを迅速に連続して受信する。データ収集システム16は受信信号のアナログデジタル変換を実行し、各MRデータラインをさらなる処理に適したデジタルフォーマットに変換する。最新のMR装置では、収集システム16が生の画像データの取得に特化した別個のコンピュータである。

最終的に、デジタル生画像データは、フーリエ変換又は検知のような他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ17によって画像表現に再構成される。MR画像は、患者を通る平面スライス、平行平面スライスのアレイ、三次元ボリュームなどを表し得る。次いで、画像は画像メモリに記憶され、そこで、画像表現のスライス、投影、又は他の部分を、例えば、結果として得られるMR画像の人が読めるディスプレイを提供するビデオモニタ18を介して、視覚化のための適切なフォーマットに変換するために、画像メモリにアクセスされ得る。

本発明の方法の一実施形態を、図2乃至図4を参照し、さらに図1を参照して以下に説明する。

本体10を主磁石コイル2の検査ボリューム内に位置決めした後、第1のMRイメージングスキャンが例えばT2重み付けスキャンを使用して、第1のMR画像データを取得するために、ステップ21において開始される。第1のMR画像データは、身体10の解剖学的構造の領域を表す。

ステップ22において、少なくとも1つの解剖学的構造、例えば、治療される腫瘍、又は放射線療法において照射されることを防止されるべきリスクのある器官の描写が手動で(例えば、ビデオモニタ18上に表示される第1のMR画像データを放射線科医が対話的に分析することによって)、又はそれ自体当技術分野で知られている任意自動セグメント化技法によって実行される。描写の結果は、輪郭描出される解剖学的構造の境界のみをカバーするマップ(以下、TRBマップと称する)であってもよい。境界の幅は、腫瘍又はリスクのある器官のタイプに応じて予め設定されるパラメータとすることができる。

ステップ23において、身体10の解剖学的構造の同じ領域をカバーする第2のMR画像データが取得される。この目的のために、マルチポイントディクソン技法が使用される。ステップ23は、取得されるmDIXONデータから脂肪マップ、水面マップ及びB0マップを導出することを含む。

ステップ24において、導出されるB0マップは、1つ以上の低忠実度領域を決定するために分析される。これは、図3に示されるステップを含む。ステップ33ではB0マップの空間傾斜の大きさが、画像位置ごとに計算される。ステップ34において、この大きさが所定の閾値よりも大きい全ての領域(すなわち、全ての画像位置を示す)をカバーするマップGが生成される。ステップ35では、それぞれの画像位置におけるB0マップから生じる幾何学的歪みがさらに所定の閾値よりも大きい全ての領域をカバーするマップDが計算される。局所的な幾何学的歪みの尺度は例えば、それぞれの局所的なB0によって引き起こされるピクセル／ボクセルのシフトの大きさであり得る。最後に、ステップ36において、マップE = G∩Dが計算され、これはマップG及びDの両方によってカバーされる全ての領域をカバーし、EはB0マップの低忠実度が期待できる画像位置をマークする。Eは、mDIXON B0マップが誤差を起こしやすいことが知られている領域のみを網羅する。これらの低忠実度領域におけるmDIXON B0マップのみに基づく幾何学的修正は、幾何学的歪みそのもの及びその空間的変動が大きいので、放射線治療のための線量計画において重大な誤差をもたらすことが予想され得る。

ステップ22における解剖学的構造の描写の結果を伴う低忠実度マップEのオーバーレイは、ステップ25においてビデオモニタ18上に表示される。これは、線量計画における潜在的なエラーについてユーザに知らせる。ユーザは、マップEがマップTRBと一致する領域において推奨され得る線量計画を調整することによって反応することができる。ステップ26では、描出される解剖学的構造とB0マップの低忠実度領域とが重複する(完全に又は部分的に)画像領域、すなわち、腫瘍又はリスクのある器官の境界におけるB0マップの誤差が生じやすい領域を示すマップR = E∩TRBが計算される。

ステップ27において、マップRをカバーする視野が決定される。視野は、いくつかの別個の領域に細分されてもよい。ステップ28では、マルチ取得傾斜エコーイメージングシーケンスを使用する自動化専用B0 マッピングスキャンが決定される視野に対して実行される。B0マッピングスキャンは、視野の様々な範囲をそれぞれアドレス指定するいくつかのサブスキャンから構成されてもよい。

次いで、ステップ29において、mDIXON B0マップは、mDIXON B0マップを、これらの領域における専用B0マップスキャンから得られた対応する値で置き換えることによって、マップRによって示される領域においてそれに応じて更新される。これにより、精度の高い、すなわち忠実度の高いB0マップが得られる。

次に、ステップ30において、精緻化されるB0マップを使用して、第1及び第2のMR画像データにおける幾何学的歪みを補正する。

ステップ31において、歪み補正される第2のMR撮像データからシミュレートされるCT画像が計算される。これは、第2のMR画像データの各ピクセル又はボクセルにハウンスフィールドユニット値を割り当てることを含む。

ステップ32において、ユーザ／放射線科医は、シミュレートされるCT画像ならびに幾何学的に補正される第1のMR撮像データを使用して、放射線治療のための線量計画を実行する。ステップ22において、リスクのある腫瘍及び器官の描写に自動セグメンテーションが使用される場合、すべてのステップ21乃至31は、完全に自動的に実行され得る。特に、これは、mDIXONスキャンの直後のオンザフライでのB0マップアップデートの自動的な取得を可能にする。このことは、患者がMR装置1の検査ボリューム内に留まる必要がないことを手段する。したがって、患者のスループットを最大化することができる。

さらに、典型的な場合にはマップRに含まれる領域はごくわずかであるか、又は全く含まれないことに留意しなければならない。この手段、専用のB0マッピングスキャンに必要な追加の捕捉時間は0又は少なくとも非常に短い。したがって、本発明によって提案されるアプローチは、全視野のための従来のB0マッピングと比較した場合、歪み修正における高精度と非常に短い捕捉時間との両方を組み合わせる。

図4に頭頸部MR画像データのサジタルスライス例を示す。2つの上部画像(図4a及び4b)の画像は、局所的な幾何学的画像歪み(B0誘導ボクセルシフトの大きさ)を示す。上の画像(画像4a)は、mDIXON B0 マップから得られた幾何学的歪みを示している。下の画像(画像4b)は、従来の専用B0マッピングから得られた幾何学的歪みを示している。図4cの第3の画像は、図4a及び図4bの2つの画像の差を示す。図4dの画像は、解剖学的基準点として示されるmDIXON同相画像である。分かるように、幾何学的歪みは、低い空間的変動を有する領域(例えば、白丸42によって示される領域)において、mDIXONによって十分に推定される。50％を超える差異は、B0の空間的変動が高い領域で生じる(円41)。図4に見られるように、mDIXON B0マップは、主に鼻腔、口腔、及び耳腔、蝶形骨洞、及び歯の充填物の周囲の忠実度が低くなっている。放射線療法によって治療されるべき腫瘍又は放射線照射されることが防止されるべきリスクのある器官がこれらの領域のうちの1つの範囲内にある場合、幾何学的修正がmDIXON B0マップのみに基づく場合、アラインメントの位置ずれ及び誤った線量計算の重大なリスクがある。この目的のために、本発明は関連する領域においてのみ、mDIXON B0マップをターゲットに絞り込むことを提案する。

Claims (10)

1. MR装置の検査ボリューム内に位置される患者の身体のMR撮像の方法であって、
   前記身体の少なくとも1つの領域を表す第1のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第1のMR撮像データを分析して前記身体領域内の少なくとも1つの解剖学的構造を輪郭描出するステップと、
   マルチポイントディクソンシーケンスを用いて前記身体領域の第2のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第2のMR撮像データからB0マップを導出するステップと、
   前記B0マップを分析して前記B0マップの少なくとも1つの低忠実度領域を決定するステップと、
   B0マッピングを実行して、前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域が完全に又は部分的にオーバラップする少なくとも1つの領域に制限されるマルチ取得傾斜エコーシーケンスを使用して前記B0マップを精緻化するステップと、
   前記精緻化されるB0マップを用いて、前記第1及び／又は第2のMR撮像データにおける幾何学的歪みを補正するステップと
   を有する、方法。
2. 前記マルチ取得傾斜エコーシーケンスは、デュアル取得傾斜エコーシーケンスとして実現される、請求項1に記載の方法。
3. 前記B0マップは、前記B0傾斜の大きさと、前記B0に関連する前記幾何学的歪みの大きさとの両方がそれぞれの所定の閾値を上回る位置において低忠実度であると決定される、請求項２に記載の方法。
4. 前記第2のMR撮像データの各ピクセル又はボクセルにハウンスフィールドユニット値を割り当てることによって前記補正される第1及び／又は第2のMR撮像データから、シミュレートされるCT画像が計算される、請求項２又は３に記載の方法。
5. 前記シミュレートされるCT画像を使用して放射線治療計画が生成される、請求項４に記載の方法。
6. 前記第1のMR撮像データの前記分析が、前記解剖学的構造の自動セグメント化を含む、請求項２乃至５の何れか一項に記載の方法。
7. 前記輪郭描出される解剖学的構造と前記低忠実度領域とのオーバーレイが表示される、請求項２乃至６の何れか一項に記載の方法。
8. MR装置の検査ボリューム内に位置される患者の身体のMR撮像の方法であって、
   前記身体の少なくとも1つの領域を表す第1のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第1のMR撮像データを分析して前記身体領域内の少なくとも1つの解剖学的構造を輪郭描出するステップと、
   １点又は二点ディクソンシーケンスを用いて前記身体領域の第2のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第2のMR撮像データからB0マップを導出ステップと、
   前記B0マップを分析して前記B0マップの少なくとも1つの低忠実度領域を決定するステップと、
   B0マッピングを実行して、前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域が完全に又は部分的にオーバラップする少なくとも1つの領域に制限される少なくとも3点ディクソンシーケンスを使用して前記B0マップを精緻化するステップと、
   前記精緻化されるB0マップを用いて、前記第1及び／又は第2のMR撮像データにおける幾何学的歪みを補正するステップと
   を有する、方法。
9. 検査ボリューム内に均一な定常磁場B0を生成するための少なくとも1つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内の異なる空間方向に、スイッチされる磁場傾斜を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、前記検査ボリューム内にRFパルスを生成するための少なくとも1つのRFコイルと、前記検査ボリューム内に位置される患者の身体からMR信号を受信するための一つ又はそれより多くの受信コイルと、RFパルスの時系列及びスイッチされる磁場傾斜を制御するための制御ユニットと、再構成ユニットとを含むMR装置であって、前記MR装置は、
   前記身体の少なくとも1つの領域を表す第1のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第1のMR撮像データを分析して、前記身体領域内の少なくとも1つの解剖学的構造を輪郭描出するステップと、
   マルチポイントディクソンシーケンスを用いて前記身体領域の第2のMR撮像データを取得するステップと、
   前記第2のMR撮像データからB0マップを導出ステップと、
   前記B0マップを分析して、前記B0マップの少なくとも1つの低忠実度領域を決定するステップと、
   B0マッピングを実行して、前記輪郭描出される解剖学的構造及び前記低忠実度領域がオーバラップする少なくとも1つの領域に制限されるマルチ取得傾斜エコーシーケンス又は少なくとも3点ディクソンシーケンスを使用して、前記B0マップを精緻化するステップと、
   前記精緻化されるB0マップを用いて、前記第1及び／又は第2のMR撮像データにおける幾何学的歪みを補正するステップと
   を実行するように構成される、MR装置。
10. MR装置が制御されるコンピュータ上でコンピュータプログラムが実行されるとき、前記MR装置に、請求項1乃至８の何れか一項に記載の方法のステップを実行させるためのプログラムコードを有する、コンピュータプログラム。

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