JP2007501647A - 解剖学的なターゲットの場所を特定するための磁気共鳴画像の使用 - Google Patents

Abstract

放射線治療を計画するためにＭＲ画像を使用する新しいＭＲ方法及びシステムが記述されている。画像は、磁気中心（アイソセンタ）を有する磁界を生成するスキャナによって得られる。まず、少なくとも１つの基準のマーカ（４；５）が、アイソセンタから予め決められた距離離れた患者の身体（１）に適用される。患者は、解剖学的なターゲット（２）が前記アイソセンタの近くに位置するように、前記スキャナの範囲内で配置しなおされる。前記ターゲット（２）の第１の画像が得られ、そののち、患者（１）は、基準マーカ（４；５）がアイソセンタの近くにくるようにシフトされる。第２の画像が、基準マーカが前記第１の画像にマージされる正確な幾何学的位置を有するシフトされた位置において得られる。

Description

本発明は、放射線治療計画（ＲＴＰ）において磁気共鳴（ＭＲ）画像を使用するための方法及びシステムに関する。

放射線治療計画は、患者内の組織の特定のボリュームに対する正確な放射線量の送出の計算である。放射線治療用の医療機器は、高エネルギーの放射線によって腫瘍組織を処理する。放射線の量及びその配置は、腫瘍が破壊されるに十分な放射線を受け、周囲の隣接する非腫瘍組織に対するダメージが最小限にされることを確実にするために、正確に制御されなければならない。高エネルギー放射線は、患者の病巣にビームを向けるようにコリメートされる。外部ビーム治療法に関する治療計画の場合、治療計画のアウトプットは、通常、ビームの断面寸法、ビームがオンにされる時間の長さ、患者を軸とする角度方向、中央ビーム軸を中心とする角度回転、及びビームが治療ボリュームにおいて交差することを可能にするための患者表面に対するこれらのビームの正確なセットアップのための命令、を含む決められた数の外部放射線治療ビームのスキーマである。患者治療寝台の特定の向きも含められることができる。

内部ソース放射線治療（ブラキセラピーと称する）は、患者内部の腫瘍組織の近くに放射性物質のカプセルをおく。線量及び配置は、同位体を物理的に配置することによって正確に制御される。このケースにおいて、腔内治療の治療計画のような治療計画は、挿入されるべき放射性線源の数、放射性線源のアクティビティ及びそれらが挿入される全体時間、患者内の放射線源の精確な位置、及び非放射性スペーサの位置を含む。

最近の進歩は、ＭＲ画像が、放射線治療計画モダリティとして使用されることを可能にしている。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、そのスキャンが、解剖学的構造のより高品質の解像度及び正常組織と異常組織との間のより良好な区別を提供するので、内部の解剖学的構造の非侵襲的な可視化を提供するためのコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）よりもすぐれている。更に、ＭＲ画像は、すべての３つの標準ビュー、すなわちフロントビュー、サイドビュー及び断面（それぞれ冠状面、矢状面及び軸面ビューと呼ばれる）において得られることができる。これらの３つのビューは、診断解釈及び治療的介入を改善する構造の相互関係の３次元理解を展開するための医師の能力を大幅に改善する。放射線療法ビームと患者組織と間の相互作用は、患者のＭＲ画像データを使用して計画される。この画像データは線形であり、すなわち幾何学的に歪んでいないことが最も重要である。放射線治療計画におけるＭＲの使用は、計画に使用される３Ｄ画像データセットに直線性を課すための勾配歪み補正ソフトウェアの開発を必要とする。しかしながら、この直線性が壊れ始める視野（ＦＯＶ）のアイソセンタから離れた距離は、より大きな患者の治療を計画する際の不正確さをもたらす。特に、放射線治療セットアップは、患者表面のマーカの使用を必要とし、これらのマーカは、明らかに、患者が撮像のために中央に配置されるとき、磁石のアイソセンタから離れている。従って、これらは、いかなる残余の固有の画像歪みの影響も受けやすい。

医師が指示した正しい線量を治療ボリュームに対して送出するための適法な要求は、物理的なエラーの非常に小さい許容範囲（tolerances）をもたらす。一般に、ＣＴスライスを使用して計画するとき、計画者は、最も近いミリメータ又は最も近い度数に対してスキーマのすべての測定を計算することを目指す。従って、ＭＲ画像の固有の歪みは、ある場合には、ＭＲが、すぐれた軟部組織の分解能を示す場合であっても、ＭＲ画像が放射線治療計画に十分には適していないことを意味する。

Robert L. McLaurin, Jr.による米国特許第５，８００，３５３号明細書は、ＭＲスキャンが固有の歪みを含むことを受け入れるが、基準の機械フレームに対しすべてのスキャンを並べることによって、治療計画のためにそれらをどのように使用するかという問題を解決する医学的プロシージャを開示している。イメージングのために、基準マーカを含む身体上のフレームワークが使用され、結果として得られる画像内の歪みは、結果として得られる画像において基準マーカの最終的な位置を解析することによって検討される。

Himanshu P. Shukla他による米国特許第６，４６６，８１３号明細書は、放射線治療計画におけるＭＲ画像の使用を開示しており、歪みの補正を含んでいる。しかしながら、歪みのこの補正がどのようにして実施されるかが明確に開示されておらず、補正後に、アイソセンタからより大きい距離離れたところの直線性は、受け入れ可能な精度を越えて壊れる。

従って、ＭＲに基づく放射線治療計画及びシミュレーションの精度を改善する方法及びシステムの必要がある。

本発明は、上述した問題を解決するための新しい改善された方法及びシステムを企図しており、ＭＲ画像が、基準マーカ位置のより高い精度のために患者を配置しなおすことによって磁気共鳴画像データを主データセットとして使用する放射線治療計画において使用されることができる、方法を開示する。

上述の目的を達成するために、磁気共鳴によって取得される画像をもっぱら使用して、患者が、病巣又は腫瘍を視覚化し、その場所を特定するために、ＭＲシステムの磁気中心（アイソセンタ）における解剖学的なターゲット（対象）に関してイメージングされる。アイソセンタから離れている患者上に配された１又は複数の基準マーカは、マーカがアイソセンタのより近くにあり、従ってその位置がより正確に知られるようなやり方で、連続的にイメージングされる。マーカの正確な位置は、第１の画像にマージされる。必要な場合、このプロシージャは、他の基準マーカについて繰り返されることができる。基準マーカの正確な位置は、患者テーブルの測定されるシフトによって決定されることができる。他方、合成画像データセットは、画像の対応する部分を重なることによって第１及び第２の画像をマージすることにより、作られることができる。

本発明の他の目的は、オープンな磁気共鳴撮像装置をイメージング装置として使用するシステムであって、患者が横から挿入されることが可能であり、ほとんどいかなる方向にも患者テーブルを配置しなおすことを可能にするシステムを提供することである。

本発明のこれら及び他の目的及び利点は、以下の説明及び添付の図面を検討することによって、当業者に明らかになる。

画像に基づく放射線治療計画（ＲＴＰ）は、できるだけわずかな空間歪みを有する画像を必要とする。連続する放射線治療セッションの間、患者は、外部マーカ又は基準マーカを使用する放射線治療装置に配置される。外部マーカ又は基準マーカは、患者に、又は患者を強制的に全く同一の位置におく固定マスク又は装置上に、半永久的に付着され又はマークされる。外部又は基準マーカと病巣の内部位置との間の空間的な関係は、これが放射線治療を計画するために使用されるという理由により、正しいことが必要である。いかなる不正確さも、最適以下の治療をもたらす。その理由は、放射線が、病巣の実際の位置に正確にフォーカスされないからである。

ＣＴに基づくＲＴＰにおいては、画像の空間精度は、一般に１乃至２ｍｍである。今日、オープンＭＲシステムを有利に使用することによって、ＲＴＰ用の主データセットとしてＭＲＩを使用することが可能になってきている。オープンＭＲスキャナは、それらの患者フレンドリネス、患者の配置の柔軟性、介入プロシージャのための患者へのアクセスしやすさ、及び費用対効果に関して好ましい。患者の不安は、特に閉所恐怖症の患者の場合、オープンなデザインによって低減される。技術者もまた、患者の配置のしやすさ及びよりフレンドリーであり直接的な患者とのやり取りによって、オープンなデザインから利益を得る。オープンなシステムによって、画像は常に磁気中心（アイソセンタ）又はその近くにおいて収集されることができるので、画像品質もまた、患者の配置の柔軟性から利益を得る。特に勾配の非線形性は歪んだ画像をもたらすので、特別な勾配歪み補正（gradient distortion correction、ｇｄｃ）ソフトウェアによる補正が、精度を改善するために適用される。しかしながら、より大きな患者の場合、アイソセンタからより大きな距離離れたところにおける精度は十分でない。外部マーカの測定される位置における結果的なエラーは、受け入れ可能でなくなることがある。提案される本発明の方法により、このエラーは低減されることができ、ＲＴＰのためのＭＲＩの改善された精度及びより幅広い使用を可能にする。

画像歪みによるエラーを低減するために、患者は、２又はそれ以上の位置においてイメージングされる。まず、患者は、ＭＲシステムのほぼアイソセンタのところにある病巣に関してイメージングされる。これらの画像において、一部又はすべてのマーカは、勾配歪み補正によっても、マーカの幾何学的位置が十分正確には測定されないほどアイソセンタから離れていることがあり、すなわち、大きいＦＯＶによって元の画像に示されるマーカは、マーカの実際の位置と正確に対応しない。それゆえ患者１のマーカ（４、５、６、７、８、９、１０、１１）の位置が、誤って検出される。この誤りを補正するために、患者は、少なくとも１つの付加の位置においてイメージングされ、この位置において、患者は、一方の側のマーカがアイソセンタにより近く、ゆえにより正確に測定されることができるような態様で中心からずれている。必要な場合、これは、患者の他方の側にあるマーカのために患者を反対のほうへ移動させて、繰り返されることができる。従って、患者は、アイソセンタに対して連続する位置にシフトされ、それによって、関心領域をイメージングＦＯＶに対してシフトする。アイソセンタに対する患者テーブルのシフトは、外部又は基準マーカ（４、５、６、７、８、９、１０、１１）の正確な幾何学的位置を決定し、その位置は、大きいＦＯＶを有する画像にマージされる。これは、例えば基準マーカ（４、５、６、７、８、９、１０、１１）を正しい位置にシフトすることによって達成される。他方、合成画像データセットは、対応する部分を画像の正確な幾何学的位置と重ねることによって画像をマージすることにより、患者全体のさまざまな関心領域から得られる取得データから生成されることができる。

図１は、上述した状況を表している。病巣２を有する大きな患者１の３つの撮像位置が、概略的に示されている。楕円は、大きな人間１のＭＲ画像を表す。患者の左側及び右側には、小さい四角として描かれている外部又は基準マーカ４、５が、患者１上に固定されている。これらの外部又は基準マーカは、固定装置上に固定されることもできる。円は、イメージングシステムの幾何学的な精度が受け入れ可能である、すなわち定められた許容範囲を有する最適な視野ＦＯＶ^ｏｐｔ ３を表す。例えば、定められた許容範囲の要求は、歪みが１ｍｍ未満、０．５ｍｍ未満又は０．２５ｍｍ未満の構造の位置の識別の不正確さをもたらす画像の部分のみを使用することを意味する。このような定められた許容範囲を有する識別されたＦＯＶ^ｏｐｔの範囲内の画像部分を使用することは、解剖学的構造の相対位置の最小の歪みを含む画像の一部が、放射線治療すなわちＲＴプロセス計画の情報を提供するために使用されることを可能にする。円の半径は、直線性が壊れ始めるアイソセンタからの距離を表す。ＭＲ画像の全体のイメージング視野ＦＯＶは、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３より大きく、通常、病巣２及び基準マーカ４、５の全体画像を含む。図１ａは、その病巣２がＭＲ装置のアイソセンタの近くに配置されている患者１を示している。両方の基準マーカ４、５は、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３の境界の外にある。これは、病巣２の幾何学的位置は非常に正確であるが、マーカ４、５は、勾配歪み補正ソフトウェアの適用によっても画像歪みが避けられないＦＯＶ内にあり、マーカ４、５の幾何学的位置が不正確であることを意味する。このように、基準マーカは、ＲＴＰには使用できない。図１ｂは、その基準マーカ４がＦＯＶ^ｏｐｔ ３内に配置され、病巣２がＦＯＶ^ｏｐｔ ３のマージン近くに配置されている患者１を示している。この位置は、右側マーカ４について、ＭＲ画像内の正確な幾何学的位置を与えている。図１ｃは、その左側の基準マーカ５及び病巣２がＦＯＶ^ｏｐｔ内に配置されている患者１を示している。患者のシフトは、マーカの正しい幾何学的位置を決定するために測定されることができる。病巣２及び基準マーカ４、５の正確な幾何学的位置を有するこれらの撮像位置は、病巣２がアイソセンタの近くに配置されている取得画像（図１ａ）にマージされる。このように、図１ａ乃至図１ｃの最適ＦＯＶを有する画像は、単一の画像にマージされる。他方、基準マーカ４、５の正確な幾何学的位置を有する画像は、病巣２がアイソセンタの近くでイメージングされる大きいＦＯＶを有する画像にマージされることもできる。

図２は、前方及び後方の両方の側における４つの基準マーカを使用する、大きな人間１の３つの撮像位置を示している。図２ａは、アイソセンタの近くにその病巣２が配置されている患者１を表しており、すべての基準マーカ６、７、８、９は、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３の境界の外にある。病巣２の幾何学的な位置は非常に正確であるが、マーカ６、７、８、９の幾何学的位置は不正確である。図２ｂは、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３内にその右側の前後の基準マーカ６、７が配置され、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３のマージンの近くに病巣２が配置されている、左方にシフトした患者１を示している。図２ｃは、ＦＯＶ^ｏｐｔ内にその左側の前後の基準マーカ８、９及び病巣２が配置されている、右方にシフトした患者１を示している。前述したように、これらの撮像位置は、図２ａに基準マーカ６、７、８、９の幾何学的位置の正確な表現をマージすることを可能にする。

図３は、前後の２つの基準マーカを使用する、大きな人間１の３つの撮像位置を示している。図３ａは、アイソセンタの近くにその病巣２が配置されている患者１を表しており、すべての基準マーカ１０、１１は、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３の境界の外にある。病巣２の幾何学的位置は非常に正確であるが、マーカ１０、１１の幾何学的位置は不正確である。図３ｂは、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３内に前側の基準マーカ１０が配置され、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３のマージンの近くに病巣２が配置されている、下方にシフトした患者１を示している。図３ｃは、ＦＯＶ^ｏｐｔ内にその後側の基準マーカ１１及び病巣２が配置されている、上方にシフトした患者１を示している。上述したように、これらの撮像位置は、図３ａに基準マーカ１０、１１の幾何学的位置の正確な表現をマージすることを可能にする。

図面は、患者上において、横方向（左及び右）に又は前後方向に配置された基準マーカ４、５、６、７、８、９、１０、１１を示している。これらのマーカは、患者上に配置され、又は固定装置上の他の位置に固定されてもよく、例えば患者の頭部から足部に走る患者の中央線上に配置されてもよい。ポイントは、ＭＲ画像において測定される位置がなお正確である磁石のアイソセンタの近くの領域内に配置されうる位置に基準マーカを有することである。あまり大きくない患者の場合、上述したような中央線マーカが可能である。その理由は、この位置がＦＯＶ^ｏｐｔ内にあり、又は患者が、この位置がＦＯＶ^ｏｐｔ内にあるように上下方向に移動されるからである。しかしながら、非常に大きな患者の場合、磁石ボア又は磁石ギャップが、前方向への可能なオフセットを制限するので、中央線マーカは、アイソセンタからかなり離れてしまい、このような状況では正確には測定されることができない。

合成画像の生成が、取得された画像の対応する部分を重ねることによってどのように達成されるかは明らかである。画像のマージは、互いに対応する画像の部分を位置合わせすることによって達成されることができる。例えば、合成画像は、図１ａ、図１ｂ及び図１ｃに示される３つのＦＯＶ^ｏｐｔ ３セクションのマージ又は位置合わせから、形成されることができる。図１ａからのＦＯＶ^ｏｐｔは、図１ｂからのＦＯＶ^ｏｐｔと重複する領域を有し、共通の重複する領域は、図１ａのＦＯＶ^ｏｐｔの右側及び図１ｂのＦＯＶ^ｏｐｔの左側にそれぞれある。これらの２つのセクションは、同じ解剖学的部分を表す。位置合わせの技法が、これらの２つの重複する領域を互いに位置合わせし、それによって画像１ａ及び１ｂからの２つのＦＯＶ^ｏｐｔセクションを互いを調和させるために使用されることができる。同様に、図１ａからのＦＯＶ^ｏｐｔは、図１ｃからのＦＯＶ^ｏｐｔと重複する領域を有し、共通の重複する領域は、図１ａのＦＯＶ^ｏｐｔの左側及び図１ｃのＦＯＶ^ｏｐｔの右側にそれぞれある。ここでも、位置合わせ技法が、２つの重複する領域を位置合わせし、画像１ａ及び１ｃからの２つのＦＯＶ^ｏｐｔセクションを互いに調和させるために使用されることができる。すべてのＦＯＶ^ｏｐｔセクションのすべてのこのような対応する重複領域が、このように位置合わせされ又はマージされる場合、合成画像が生成される。

オープンＭＲＩシステムにより、病巣２の画像は、常に、アイソセンタにおいて又はその近くにおいて、収集されることができる。このシステムは、患者を横方向からＭＲ装置に入れることを可能にする。このために、システムは、オープンＭＲＩシステム内で左右方向に患者１を配置しなおすことを可能にする患者テーブルを有する。この患者テーブルにより、患者又は固定装置上に固定される基準マーカ４；５；６；７；８；９を、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３内においてＭＲシステムのアイソセンタのできるだけ近くに連続的におくことが可能である。患者が上下に移動されると、マーカ１０、１１も移動され、ＦＯＶ^ｏｐｔ ３内に配置されることができる。更に、勾配によって引き起こされる歪みについて画像を補正するために、勾配歪み補正（ＧＤＣ）と呼ばれるソフトウェアが適用されることができる。これは、前述のＦＯＶ^ｏｐｔ ３内のオープンＭＲシステムの正確な画像をもたらす。

変位によってＦＯＶ^ｏｐｔ ３内に移動される基準マーカ位置は、アイソセンタ位置に病巣２を有する位置に対する患者のシフトを測定することによって、正確に決定されることができる。これらの位置の画像は、基準マーカの正確な位置を有する画像を生成するために、アイソセンタの近くに病巣２が配置されている取得画像とマージされるべきである。これは、単に、図１ａ、図２ａ又は図３ａに示される位置において得られる画像内のマーカの位置を補正することによって、達成されることができる。例えば、これは、病巣の画像が取得された患者位置から、基準マーカの画像が取得された患者位置に、患者を平行移動させるときの、患者の位置の測定されるシフト又は変位を使用することによって、行われることができる。例えば、患者がまず配置され、知られているような中央基準点を示す病巣の画像が、取得される。患者は、基準マーカの画像の取得の前に、数センチメートル右にシフトされる。画像の歪んでいない部分に基準マークを含む画像もまた中央基準点を含む。患者が受ける物理的なシフトの数値は、２つの画像における２つの中央基準点間の実際の距離である。基準マーカの正確な位置が、第２の画像から導き出されることによって知られる場合、第１の画像におけるその実際の位置及び病巣の実際の位置が、計算されることができる。第１の画像は、補正されることができる。代替例として、プロセスは逆に実施されることができ、その場合、病巣又は関心領域の位置は、基準マーカについて正確な位置情報をもつ画像において補正されることができる。代替例として、合成された画像が、位置１ａ、１ｂ、１ｃ、又は２ａ、２ｂ、２ｃ、又は３ａ、３ｂ、３ｃにおいてそれぞれ測定されるＦＯＶ^ｏｐｔ ３によってカバーされる画像の部分から主に生成される場合に、画像はマージされることができる。画像のこのマージは、画像の位置合わせ技法を使用して実施されることができる。

提案される方法及びシステムにより、病巣２及び基準マーカの幾何学的位置は正確に決定されることができ、それによって、腫瘍の正確な位置及び範囲ができるだけ良く知られる必要がある放射線治療計画及びシミュレーションにおいて、特にオープンＭＲＩに関して、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の改善された精度及びより幅広い使用を可能にする。しかしながら、患者支持体が、横方向及び／又は上下方向に移動されることができる場合、大きなボアを有する主磁石を備えるクローズドＭＲシステムが使用されることもできる。

本発明は、磁界のアイソセンタに対して平行移動され又はシフトされることができる患者テーブル、患者ベッド又は他の患者支持手段を有する磁気共鳴撮像装置を使用して、磁気共鳴画像の取得をまず実施することによって、実際に有利に利用されることができる。外部マーカ又は表面マーカとして他の場合に知られる基準マーカが、患者の表面上に配置される。患者は、患者テーブル又は他の支持手段上に置かれ、初期画像のために配置される。これは、病巣又は関心領域が磁界のアイソセンタの近くに配置され、又は少なくとも磁界のＦＯＶ^ｏｐｔすなわち最適視野に配置されている状態で取得された画像でありうる。この初期画像が取得される。患者の位置は、基準マーカの１つが磁界のアイソセンタの近くに配置され又は少なくともＦＯＶ^ｏｐｔ内に配置される別の位置に、シフトされ又は移動される。第２の画像が取得される。すべての基準マーカ及び関心領域又は病巣が、画像のＦＯＶ^ｏｐｔ内に表現されるまで、更なるシフトが実施され、更なる画像が取得される。画像が取得される順序は重要でないことが当業者には明らかであろう。

撮像に続いて、取得された画像は、本発明の方法の他のステップを使用して、放射線治療計画に適した画像を形成するために使用される。このような画像の形成は、磁気共鳴撮像装置の制御手段において行われ、又は別個のワークステーション上で行われ、又は放射線治療計画システム若しくはワークステーションにおいて行われることができる。適切な画像が一旦形成されると、その画像は、知られている治療計画技法を使用する放射線治療計画のために使用される。

放射線治療計画に適した画像の生成は、上述したような画像間の患者の知られているシフトを使用することを含むことができる。画像生成は、上述したように単に画像をマージし又は位置合わせすることを含むことができる。しかしながら、画像生成は、これら２つの組み合わせを含むことができ、その場合、例えば、基準マーカの正確な位置が計算され、病巣の正確な画像を含む画像において使用されることにより、最適視野すなわちＦＯＶ^ｏｐｔ内に基準マーカを含む画像の正確な部分に位置合わせされる。この場合、合成ビューは、それぞれの全体画像の最良の部分を利用して形成される。実際に、結果として得られ、放射線治療計画のために使用されることができる単一の画像は、上述した方法の１つに従って補正された元々取得された画像の１つでありえ、又は元の画像の一部の合成である新しい画像でありうる。

従って、本発明は、画像を使用するための方法にのみ向けられるのではなく、独立請求項１０に規定するような特別に設計される磁気共鳴イメージングシステム、及び上述の方法を実行するための独立請求項１５及び１８に記載のコンピュータプログラムにも向けられる。

コンピュータプログラムは、コンピュータによって使用可能な媒体に記憶されるとともに、磁気共鳴画像を使用し、上述した方法のそれぞれ異なるステップの実行を生じさせるように設計される。請求項１５に記載のコンピュータプログラムは、例えば放射線治療のために、患者内の解剖学的なターゲットの場所を特定するための発端として、磁気中心（アイソセンタ）を有する磁界を生成する磁気共鳴イメージングシステムにおいて特に有利に用いられる。少なくとも１つの基準マーカは、アイソセンタから或る距離を隔てた患者の身体に適用される。

本発明による方法は、磁気共鳴イメージングシステムから離れているワークステーション又は放射線治療計画システム上でも使用されることができ、それによって、放射線治療計画が、例えば異なる部屋、異なる病院部署、又は異なる病院においてさえ実行されることが可能であることに注意すべきである。本発明によるワークステーション又は放射線治療計画システムは、独立請求項１２に規定されている。

ａ）病巣、ｂ）右側マーカ、及びｃ）左側マーカ、の正確な幾何学的位置に関する患者の３つの撮像位置を示す図。 ａ）病巣、ｂ）右側の前後のマーカ、及びｃ）左側の前後のマーカ、の正確な幾何学的位置に関する患者の３つの撮像位置を示す図。 ａ）病巣、ｂ）前マーカ、及びｃ）後マーカ、の正確な幾何学的位置に関する患者の３つの撮像位置を示す図。

Claims (18)

1. 患者内の解剖学的なターゲットの場所を特定するための発端として、アイソセンタを有する磁界を生成する磁気共鳴イメージングスキャナによって得られる磁気共鳴画像を使用する方法であって、少なくとも１つの基準マーカが、前記アイソセンタから距離を隔てた前記患者の身体に付されており、前記方法が、
   前記解剖学的なターゲットが正確な幾何学的位置を有する、前記解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像を得るステップと、
   前記基準マーカが正確な幾何学的位置を有するシフトされた位置において、第２の磁気共鳴画像を得るステップと、
   前記ターゲットの前記正確な幾何学的位置及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置を単一の画像にマージするステップと、
   を含む方法。
2. 前記第１の画像は、前記解剖学的なターゲットが前記アイソセンタの近くに位置する、前記スキャナの範囲内の前記患者の位置において得られ、前記第２の画像は、前記基準マーカが前記アイソセンタの近くに位置する、前記スキャナの範囲内の前記患者のシフトされた位置において得られる、請求項１に記載の方法。
3. 前記アイソセンタに対する前記患者の前記シフトが測定され、前記ターゲット及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置が、前記患者の前記測定されるシフトによって決定される、請求項２に記載の方法。
4. 合成画像データセットが、前記画像内の対応する部分を前記単一の画像に重なることによって前記第１及び前記第２の画像をマージすることにより、作られる、請求項２に記載の方法。
5. 最適視野が、定められた精度をもって幾何学的位置を有するように決定され、前記第１及び前記第２の画像が、前記最適視野内で与えられる、請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の方法。
6. 前記基準マーカが、前記患者上において、左側及び右側に付されている、請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の方法。
7. 前記基準マーカが、前記患者上において、前側及び後側の双方の側の左右に付されている、請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の方法。
8. 前記基準マーカが、前記患者上において、前側又は後側に付されている、請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記患者をシフトさせるステップと、
   磁気共鳴画像を得るステップと、
   前記ターゲット及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置をマージするステップと、
   を含み、前記各ステップは、すべての他の基準マーカが最適視野内でイメージングされるまで、前記すべての他の基準マーカについて連続的に繰り返される、請求項５乃至請求項８のいずれか１項に記載の方法。
10. 前記患者内の解剖学的なターゲットの場所を特定するための発端として、アイソセンタを有する磁界を生成する磁気共鳴イメージングシステムであって、少なくとも１つの基準マーカが、前記アイソセンタから距離を隔てた前記患者の身体に付されており、前記磁気共鳴イメージングシステムが、
    前記解剖学的なターゲットがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる、前記解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像を取得する手段と、
    前記基準マーカがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる前記第１の磁気共鳴画像に対してシフトされた位置において、第２の磁気共鳴画像を取得する手段と、
    を有する、磁気共鳴イメージングシステム。
11. 前記ターゲットの前記正確な幾何学的位置及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置を単一の画像にマージするための画像処理システムを更に有する、請求項１０に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
12. 前記患者の磁気共鳴画像データセットを作るために、前記患者をスキャンする手段であって、前記患者の水平方向の移動を可能にする手段と、
    前記患者全体のさまざまな関心領域を前記磁界のアイソセンタの近くに置くように、前記患者を左右方向に配置しなおすことを可能にする患者テーブルと、
    を有する、請求項１０又は請求項１１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
13. 特にワークステーション又は放射線治療計画システムのようなシステムであって、
    解剖学的なターゲットがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる該解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像と、前記基準マーカがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる、前記第１の磁気共鳴画像に対してシフトされた位置における第２の磁気共鳴画像と、を受け取る入力部を有し、
    前記ターゲットの前記正確な幾何学的位置及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置を単一の画像にマージするための画像処理システムを備える、システム。
14. 解剖学的なターゲットがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる、該解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像を取得するステップと、
    前記基準マーカがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる前記第１の磁気共鳴画像に対してシフトされた位置において、第２の磁気共鳴画像を取得するステップと、
    を含む磁気共鳴イメージング方法。
15. 磁気共鳴イメージングシステムを制御するコンピュータプログラムであって、
    解剖学的なターゲットがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる該解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像を取得し、
    前記基準マーカがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる前記第１の磁気共鳴画像に対してシフトされた位置において、第２の磁気共鳴画像を取得する、
    ための命令を含む、コンピュータプログラム。
16. 前記ターゲットの前記正確な幾何学的位置及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置を単一の画像にマージするための命令を含む、請求項１５に記載のコンピュータプログラム。
17. 少なくとも１つの基準マーカを、前記アイソセンタから予め決められた距離離れた前記患者の身体に付し、
    視覚化されるべき解剖学的なターゲットが前記アイソセンタの近くに位置するように、前記スキャナの範囲内に前記患者を配し、
    前記基準マーカが前記アイソセンタの近くにあるように、前記患者をシフトさせる、
    ための命令を更に含む、請求項１５又は請求項１６に記載のコンピュータプログラム。
18. 解剖学的なターゲットがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる、該解剖学的なターゲットの第１の磁気共鳴画像を受け取り、
    前記基準マーカがその正確な幾何学的位置においてイメージングされる前記第１の磁気共鳴画像に対してシフトされた位置において、第２の磁気共鳴画像を受け取り、
    前記ターゲットの前記正確な幾何学的位置及び前記基準マーカの前記正確な幾何学的位置を単一の画像にマージする、
    ための命令を含む、コンピュータプログラム。

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