确定解剖细节的壁厚度的方法及对应的磁共振成像系统

摘要

一种用于通过磁共振成像来确定感兴趣对象的解剖细节的壁厚度的方法，包括以下步骤：定义表面表示上的第一位置和第二位置；生成感兴趣线结构；针对多个位置中的每个位置，确定法线方向；确定平均法线方向；确定平均成像平面；确定表示所确定的法线方向的角偏离的量度；基于所确定的量度，确定成像平面；确定所确定的法线方向与所述成像平面的偏离；采集针对所有成像平面的磁共振图像；并且根据在具有与具体位置处的所述法线方向的最低角偏离的该成像平面中采集的所述磁共振图像，确定所述具体位置处的所述壁厚度。

权利要求

1.一种用于通过磁共振成像来确定感兴趣对象(20)的解剖细节(52)的壁厚度的方法，所述方法包括以下步骤：-在所述解剖细节(52)的至少部分的表面表示上并且基于操作者输入，定义(82)所述表面表示上的至少第一位置(54)和第二位置(56)；

-生成(84)感兴趣线结构(60)，其中，所述感兴趣线结构(60)包括所述表面表示上的多个位置(62)，所述多个位置(62)包括所述第一位置(54)和所述第二位置(56)；

-针对所述多个位置(62)中的每个位置(62)，确定(86)垂直于所述每个位置(62)处的所述解剖细节(52)的表面的法线方向(64)；

-根据所述多个位置(62)的所确定的法线方向(64)确定(88)平均法线方向(66)；

-确定(90)平均成像平面(68)，其是由具有所述平均法线方向(66)的向量与被布置为平行于将所述第一位置(54)与所述第二位置(56)连接的直线的向量的线性生成定义的；

-确定(92)表示所述多个位置(62)的所确定的法线方向(64)距所述平均成像平面(68)的角偏离(△βi)的量度；

-基于所确定的量度，确定(96)至少第二成像平面(70)，其中，通过关于由将所述第一位置(54)与所述第二位置(56)连接的所述直线给定的轴(58)旋转所述平均成像平面(68)来生成所述至少第二成像平面(70)；

-确定(98)表示所述多个位置(62)的所确定的法线方向(64)关于所述至少第二成像平面(70)中的每个的角偏离的量度；

-采集(100)针对所有成像平面(68、70)的磁共振图像；并且

-根据在所述至少第二成像平面(70)中的具有与所述多个位置(62)中的具体位置(62)处的所述法线方向(64)的最低角偏离的那一个成像平面(70)中采集的所述磁共振图像，确定(102)所述多个位置(62)中的所述具体位置(62)处的所述壁厚度。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤(84)：基于所述表面表示上的所定义的至少第一位置(54)和所述第二位置(56)来自动地生成所述感兴趣线结构(60)。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述感兴趣线结构(60)是所述表面表示上的测地线。

4.根据权利要求1或2所述的方法，还包括以下步骤：将基于模型的自动图像分割技术应用(80)到所述解剖细节(52)的至少所述部分的三维磁共振扫描，以确定所述解剖细节(52)的至少所述部分的所述表面表示。

5.根据权利要求1或2所述的方法，其中，表示具体的确定的法线方向(64)距所述平均成像平面(68)的所述角偏离(△βi)的所述量度是这样的角：所述平均成像平面(68)需要关于所述轴(58)被旋转所述角，以便使所述具体的确定的法线方向(64)最接近位于所述平均成像平面(68)中。

6.根据权利要求1或2所述的方法，还包括以下步骤：

-计算(94)表示所述多个位置(62)的所确定的法线方向(64)距所述平均成像平面(68)的所述角偏离(△βi)的所确定的量度的变化量度(σ)；

-其中，所述至少第二成像平面(70)中的每个成像平面(70)被定位在由围绕所述平均成像平面(68)的角位置(β0)的角区间(72)定义的角部分中，其中，所述角区间(72)的尺寸基于所计算的变化量度(σ)。

7.根据权利要求6所述的方法，其中，确定(96)至少第二成像平面(70)的所述步骤包括在所述角区间(72)中将所述至少第二成像平面(70)中的成像平面(70)布置在角位置中，使得包括所述平均成像平面(68)的邻近成像平面(70)以相同角步长被分离。

8.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述至少第二成像平面(70)至少包括成像平面二(702)，成像平面三(703)，和成像平面k+1(70k+1)，k>＝3，所述方法还包括以下步骤：-在第一旋转方向上以预定角步长(△β步长)从所述平均成像平面(68)分离所述成像平面二(702)；

-如果表示距所述平均成像平面(68)的角偏离(△βi)的所确定的量度的范围(76)超过预定角步长(△β步长)，则确定所述成像平面三(703)，其中，所述成像平面三(703)是通过以下方式生成的：在与第一旋转方向相反的旋转方向上关于所述轴(58)将所述平均成像平面(68)旋转到角位置，使得所述平均成像平面(68)、所述成像平面二和所述成像平面三中的邻近成像平面以所述预定角步长(△β步长)被分离，并且所述平均成像平面(68)被布置在所述成像平面二(702)与所述成像平面三(703)之间；

-如果所确定的量度中的至少一个在由所述至少第二成像平面(70)关于所述轴(58)的最大角差异定义的角区间(72)外部，则确定所述成像平面k+1(70k+1)，所述成像平面k+1是通过在所述第一旋转方向上关于所述轴(58)将所述平均成像平面(68)旋转到其与下一邻近成像平面(70)以所述预定角步长(△β步长)被分离的角位置而生成的；并且-重复确定所述成像平面k+1(70k+1)的步骤，在交替的旋转方向上关于所述轴(58)旋转所述平均成像平面(68)，直到表示距所述平均成像平面(68)的角偏离(△βi)的所确定的量度的范围(76)落在关于所述轴(58)的所述角区间(72)的尺寸以下。

9.根据权利要求1所述的方法，其中，所述解剖细节(52)是心脏的解剖细节(52)。

10.一种被配置用于采集感兴趣对象(20)的至少部分的磁共振图像的磁共振成像系统(10)，包括：-检查空间(16)，其被提供为将所述感兴趣对象(20)的至少所述部分定位在所述检查空间内；

-主磁体(14)，其被配置用于在所述检查空间(16)中生成静态磁场B0；

-磁梯度线圈系统(22)，其被配置用于生成被叠加到所述静态磁场B0的梯度磁场；

-至少一个射频天线设备(36)，其被配置用于将射频激发场B1施加到所述感兴趣对象(20)的所述部分的原子核或所述部分内的原子核以用于磁共振激发；

-至少一个射频天线设备(38)，其被配置用于从已经通过施加所述射频激发场B1激发的所述感兴趣对象(20)的所述部分的所述原子核或所述部分内的所述原子核接收磁共振信号；

-控制单元(26)，其被配置用于控制所述磁共振成像系统(10)的功能；以及-信号处理单元(32)，其被配置用于处理磁共振信号以根据所接收的磁共振信号确定所述感兴趣对象(20)的至少所述部分的磁共振图像；

其中，所述控制单元(26)被配置为执行根据权利要求1至9中的任一项所述的方法的步骤(78-102)。

11.一种磁共振成像系统，包括

存储器单元(28)，其被配置为存储用于执行根据权利要求1至9中的任一项所述的通过磁共振成像来确定感兴趣对象(20)的解剖细节(52)的壁厚度的方法的程序代码；以及处理器单元(30)，其被配置为执行所述程序代码以通过磁共振成像来确定所述感兴趣对象(20)的所述解剖细节(52)的所述壁厚度。

说明书

确定解剖细节的壁厚度的方法及对应的磁共振成像系统

技术领域

[0001] 本发明涉及一种用于通过磁共振成像确定感兴趣人类或动物对象的解 剖细节(尤其是心脏)的壁厚度的方法，以及一种通过采用这样的方法操 作的磁共振成像系统。

背景技术

[0002] 存在已知从对不同类型的身体组织之间的边界的几何结构的确切知识 受益若干类型的医学处置，诸如辐射治疗或射频消融。

[0003] 例如，心律失常的最常见形式之一是心房扑动。射频(RF)消融已经 被示出为用于具有心律失常的患者的有效处置。AFL的典型的异常通路包 括跨峡部(CTI)的三尖瓣周围的再进入回路，其能够由沿着CTI创建的消 融线阻塞。由于动脉壁厚度局部地改变并且针对每个患者是独特的，因而 在临床导管消融流程期间使用的射频消融功率必须小心地被调节以创建透 壁性病变，同时避免壁穿孔。最近，已经示出能够通过考虑诸如壁厚度的 解剖特性来改进峡部消融的结果。

[0004] 而且，已知磁共振成像能够提供关于诸如壁厚度的解剖特性的信息。 在Koken,P.等人的文章“Atrial Thickness Mapping for EP Ablation using Black-Blood Restricted Field of View MRI”Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.19 (2011年),3734中，已经针对点状测量结果提出基于磁共振的动脉壁厚度成 像，其采用左心房的分段的3D表面和具有沿着垂直于心房壁的方向的高分 辨率的一组小的局部扫描。

发明内容

[0005] 期望能够以可能的最准确的方式确定感兴趣对象的尤其是心脏的解剖 细节的壁厚度。

[0006] 因此，本发明的目的是提供一种通过磁共振成像确定感兴趣对象的尤 其是心脏的解剖细节的壁厚度的方法。

[0007] 所述方法包括以下步骤：

[0008] -在所述解剖细节的至少部分的表面表示上并且基于操作者输入，定义 所述表面表示上的至少第一位置和第二位置；

[0009] -生成感兴趣线结构，其中，所述线结构包括所述表面表示上的多个位 置，包括所述第一位置和所述第二位置；

[0010] -针对所述多个位置中的每个位置，确定垂直于所述位置处的所述解剖 细节的表面的法线方向；

[0011] -根据所述多个位置的所确定的法线方向确定平均法线方向；

[0012] -确定平均成像平面，其是由具有所述平均法线方向的向量与被布置为 平行于将所述第一位置与所述第二位置连接的直线的向量的线性生成定义 的；

[0013] -确定表示所述多个位置的所确定的法线方向距所述平均成像平面的 角偏离的量度；

[0014] -基于所确定的量度，确定至少第二成像平面，其中，通过关于由将所 述第一位置与所述第二位置连接的所述直线给定的轴旋转所述平均成像平 面来生成所述至少第二成像平面；

[0015] -确定表示所述多个位置的所确定的法线方向关于所述第二成像平面 的角偏离的所述量度；

[0016] -采集针对所有成像平面的磁共振图像；并且

[0017] -根据在所述成像平面中的具有与特定位置处的所述法线方向的最低 角偏离的该成像平面中采集的所述磁共振图像，确定所述多个位置中的所 述特定位置处的所述壁厚度。

[0018] 如本申请中所使用的短语“解剖细节”应当尤其包含但不应当限于所 述感兴趣对象的器官、腺或膀胱或如血管分支的血管系统的细节(尤其是 动脉细节)。

[0019] 如本申请中所使用的短语“表面表示”应当尤其被理解为所述解剖细 节的3D计算机图形。在所述表面表示中，优选地以被绘制为如对所述解剖 细节的表面进行近似的矩形或三角形的一系列平面区域的小平面模式来表 示所述表面。通常，在所述表面表示中，可以以表现为适于本领域的技术 人员的任何其他模式(例如，接线框表示)表示所述表面。

[0020] 如本申请中所使用的所述术语“位置”应当尤其被理解为平面区域的 几何中心、平面区域的边缘和顶点之一。原则上，通过采用内插方法，在 接线框表示的情况下，定义的位置可以是平面区域或边缘的任何点。

[0021] 如本申请中所使用的术语“线结构”应当尤其被理解为包括要么多个 平面区域要么多个所述表面表示的顶点，其中，所述平面区域中的每个平 面区域或所述多个顶点中的每个顶点连接到所述平面区域中的另一平面区 域或所述多个顶点中的另一顶点。以这种方式，所述感兴趣线结构通常具 有指定宽度。

[0022] 如本申请中所使用的短语“平均法线方向”应当尤其可由其分量是表 示相同坐标系中的所确定的法线方向的向量的分量的平均的向量表示。表 示所确定的法线方向的向量能够被分配给所述表面表示上的所述位置的基 础点。表示所述平均法线方向的所述向量能够被分配给从所述多个位置的 所述位置的平均坐标获得的位置。所有向量(包括表示所述平均法线方向 的所述向量)可以优选地归一化为具有单位长度。

[0023] 所述方法的一个优点在于，能够确定沿着具有不同的法线方向的线结 构的解剖细节的壁厚度，而没有由于部分体积效应的误差，其降低系统测 量误差。

[0024] 所述方法的另一优点在于，磁共振成像固有的高平面内分辨率能够被 用于精确地确定所述解剖细节的壁厚度的益处。

[0025] 可以优选地使用本领域中已知为与常规自旋回波成像不同的具有高空 间分辨率的基于自旋回波的技术的ZOOM成像技术(例如，Hussain,T.等 人“Zoom imaging for rapid aortic vessel wall imaging and cardiovascular risk assessment”J.Magn.Reson.Imaging.2011年,34:279–2859)来采集磁共振图 像，其中，180°重新聚焦射频脉冲是垂直于90°激发脉冲被应用的，其将所 述视场限于这些脉冲的交点。

[0026] 在优选的实施例中，所述方法还包括以下步骤：基于所述表面表示上 的定义的至少第一位置和所述第二位置来自动地生成所述感兴趣线结构。 这样，能够容易地定义所述感兴趣结构，而不倾于人类主观或错误。

[0027] 如果所述感兴趣线结构是所述表面表示上的测地线，则能够完成用于 布置所述成像平面的粗略预调节。

[0028] 优选地，所述第一位置和所述第二位置被布置在所述感兴趣线结构的 端部区域中或者甚至标记所述感兴趣线结构的端部。如本申请中所使用的 术语“端部区域”应当尤其被理解为包含所述端部之一和所述线结构的长 度的后续第三的所述线结构的区域。

[0029] 可以已经从由除磁共振成像系统外的图像模态(例如，由计算机断层 摄影(CT)系统)采集的图像生成由所公开的方法采用的解剖细节的至少 部分的所述表面表示。所述CT图像数据可以具有与DICOM(医学数字成 像和通信)标准兼容的数据格式并且可以存储在图片归档与通信系统  (PACS)中。DICOM标准等价于ISO标准12052:2006"Health informatics- Digital imaging and communication in medicine(DICOM)including workflow and data management"。磁共振成像系统可以具有对所述PACS的访问以能 够提取CT图像并且可以被配置为由自身生成表面表示。备选地，所述PACS 可以提供从所存储的CT图像数据提取表面表示的选项。

[0030] 在另一优选的实施例中，所述方法还包括以下步骤：将基于模型的自 动图像分割技术应用到所述解剖细节的至少部分的三维磁共振扫描以确定 解剖细节的至少部分的所述表面表示。以这种方式，能够在没有对于感兴 趣对象的实际位置与所述表面表示的对齐的需要和努力的情况下，提供所 述感兴趣对象的所述解剖细节的原位表面表示。

[0031] 在所述方法的又一实施例中，表示特定的确定的法线方向的角偏离的 量度是这样的角：所述平均成像平面需要关于所述轴被旋转所述角，以便 使所述特定的确定的法线方向最接近位于所述平均成像平面中。以这种方 式，能够容易地量化所确定的法线方向距所述平均成像平面的角偏离。

[0032] 在一个实施例中，由于所述感兴趣线结构可以具有指定宽度，因而所 述平均成像平面可以通过仿射变换偏移，尤其是在关于所述轴被旋转之前 朝向所述边缘之一平移以用于使所述特定的确定的法线方向更接近位于所 述平均成像平面中。以这种方式，能够完成特定的确定的法线方向距所述 成像平面的所述角偏离的经改进的确定。

[0033] 在另一优选的实施例中，所述方法还包括以下步骤：

[0034] -计算表示所述多个位置的所确定的法线方向距所述平均成像平面的 所述角偏离的所确定的量度的变化量度；并且

[0035] -确定多个成像平面，其中，每个成像平面是通过关于所述轴旋转所述 平均成像平面生成的，并且被定位在由围绕所述平均成像平面的所述角位 置的角区间定义的角部分中，其中，所述角区间的尺寸基于所计算的变化 量度，并且其中，所述多个成像平面包括所述至少第二成像平面。

[0036] 以这种方式，能够容易地确保提供成像平面使得其与特定位置处的所 述法线方向的角偏离满足指定的精度要求。

[0037] 优选地，所述变化量度可以是表示所述角偏离的所确定的量度的采取 其常用定义的标准差。备选地，可以由所确定的法线方向距所述平均成像 平面的角偏离的绝对差异的和来给定所述变化量度。还可以采用表现为适 于本领域的技术人员的另外的变化量度。

[0038] 在一个实施例中，确定所述多个成像平面的步骤包括在所述角区间中 将所述多个成像平面中的所述成像平面布置在角位置中，使得包括所述平 均成像平面的邻近成像平面以相同角步长被分离。以这种方式，能够容易 地覆盖所述多个位置的所确定的法线方向距所述平均成像平面的所述角偏 离的范围。

[0039] 优选地，可以从所计算的变化量度确定相同角步长的尺寸。

[0040] 在又一优选的实施例中，所述方法还包括以下步骤：

[0041] -在第一旋转方向上以预定角步长从所述平均成像平面分离所述第二 成像平面；

[0042] -如果表示角偏离的所确定的量度的范围超过所述预定角步长，则确定 至少第三成像平面，其中，所述第三成像平面是通过以下方式生成的：在 与第一旋转方向相反的旋转方向上关于所述轴将所述平均成像平面旋转到 角位置，使得包括所述平均成像平面的邻近成像平面以预定角步长被分离， 并且所述平均成像平面被布置在所述第二成像平面与所述第三成像平面之 间；

[0043] -如果至少一个确定的量度在由所述成像平面关于所述轴的最大角差 异定义的角区间外部，则确定下一成像平面，所述下一成像平面是通过在 所述第一旋转方向上关于所述轴将所述平均成像平面旋转到其与下一邻近 成像平面以所述预定角步长被分离的角位置而生成的；并且

[0044] -重复前述步骤，在交替的旋转方向上关于所述轴旋转所述平均成像平 面，直到表示角偏离的所确定的量度的范围落在关于所述轴的所述角区间 的尺寸以下。

[0045] 以这种方式，能够由最小数目的成像平面覆盖表示角偏离的所确定的 量度的范围，而同时能够满足可以由所述预定角步长隐含地给定的精度要 求。

[0046] 在本发明的又一方面中，提供了一种被配置用于采集感兴趣对象的至 少部分的磁共振图像的磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括：

[0047] -检查空间，其被提供为将所述感兴趣对象的至少所述部分定位在所述 检查空间内；

[0048] -主磁体，其被配置用于在所述检查空间中生成静态磁场B0；

[0049] -磁梯度线圈系统，其被配置用于生成被叠加到所述静态磁场B0的梯 度磁场；

[0050] -至少一个射频天线设备，其被配置用于将射频激发场B1施加到所述 感兴趣对象的所述部分的原子核或所述部分内的原子核以用于磁共振激 发；

[0051] -至少一个射频天线设备，其被配置用于从已经通过施加所述射频激发 场B1激发的所述感兴趣对象的所述部分的所述原子核或所述部分内的所 述原子核接收磁共振信号；

[0052] -控制单元，其被配置用于控制所述磁共振成像系统的功能；以及[0053] -信号处理单元，其被配置用于处理磁共振信号以根据所接收的磁共振 信号确定所述感兴趣对象的至少所述部分的磁共振图像。

[0054] 所述控制单元被配置为执行本文所公开的方法中的任一个的实施例的 步骤或其组合。

[0055] 在一个实施例中，所述控制单元可连接到心电描记设备和/或呼吸监测 设备。通过采用这些设备的输出信号来进行触发，能够在所述感兴趣对象 的心脏活动和/或呼吸的期望状态处采集磁共振图像。

[0056] 在本发明的又一方面中，提供了一种软件模块，用于执行确定感兴趣 对象的解剖细节的壁厚度的上文公开的方法中的任一个的实施例或其组 合。要被实行的方法步骤被转换为所述软件模块的程序代码，其中，所述 程序代码可实施在所述磁共振成像系统的存储器单元中并且可由所述磁共 振成像系统的处理器单元执行。所述处理器单元可以是所述控制单元的所 述处理器单元，其通常用于控制磁共振成像系统的功能。备选地或者补充 地，所述处理器单元可以是另一处理器单元，其特别地被设计为运行方法 步骤中的至少一些。

[0057] 所述软件模块能够实现对所述方法的鲁棒并且可靠的运行并且能够允 许方法步骤的快速的修改。

附图说明

[0058] 本发明的这些和其他方面将根据下文描述的实施例而显而易见，并且 将参考在下文描述的实施例得到阐述。然而，这样的实施例不一定表示本 发明的全部范围，并且因此对权利要求和本文进行参考以解释本发明的范 围。

[0059] 在附图中：

[0060] 图1示出了根据本发明的磁共振成像系统的实施例的部分的示意性图 示；

[0061] 图2是操作依据图1的磁共振成像系统的根据本发明的方法的实施例 的流程图；并且

[0062] 图3图示了在感兴趣对象的心脏的右心房的表面表示处执行的依据图 2的方法的步骤；

[0063] 图4是作为依据图2的方法的步骤的确定表示所确定的法线方向距平 均成像平面的角偏离的量度的图示；

[0064] 图5示出了表示根据本发明的方法的实施例确定的所确定的法线方向 距平均成像平面和磁共振成像平面的角偏离的量度；并且

[0065] 图6示出了表示根据本发明的方法的另一实施例确定的所确定的法线 方向距平均成像平面和磁共振成像平面的角偏离的量度。

[0066] 附图标记列表

[0067] 10 磁共振成像系统   54 第一位置

[0068] 12 扫描单元                56 第二位置

[0069] 14 主磁体                  58 轴

[0070] 16 检查空间                60 感兴趣线结构

[0071] 18 中心轴                  62 位置

[0072] 20 感兴趣对象              64 法线方向

[0073] 22 磁梯度线圈系统          66 平均法线方向

[0074] 24 人类接口设备            68 平均成像平面

[0075] 26 控制单元                70 成像平面

[0076] 28 存储器单元              72 角区间

[0077] 30 处理器单元              74 角步长

[0078] 32 信号处理单元            76 角偏离的范围

[0079] 34 射频屏蔽                78 采集心脏扫描的步骤

[0080] 36 射频天线设备(发射)      80 应用分割的步骤

[0081] 38 多个射频天线设备(接收)  82 定义第一位置和第二位置的步骤[0082] 40 射频发射器              84 生成线结构的步骤

[0083] 42 心电图设备              86 确定法线方向的步骤

[0084] 44 电极                    88 确定平均法线方向的步骤

[0085] 46 同步单元                90 定义平均图像平面的步骤

[0086] 48 触发器信号              92 确定角偏离的步骤

[0087] 50 软件模块                94 计算变化量度的步骤

[0088] 52 右心房                  96 确定成像平面的步骤

[0089] 98 确定角偏离的步骤

[0090] 100 采集MR图像的步骤

[0091] 102 确定沿着线结构的壁厚度的步骤

[0092] B0 静态磁场

[0093] B1 射频激发场

[0094] β0 平均成像平面的角位置

[0095] Δβi 法线方向距平均方向的角偏离

[0096] Δβ步长 预定角步长

[0097] s 沿线结构的路径长度

具体实施方式

[0098] 图1示出了被配置用于采集感兴趣对象20(通常为患者)的至少部分 的磁共振图像的磁共振成像系统10的实施例的部分的示意图。磁共振成像 系统10包括具有主磁体14的扫描单元12。主磁体14具有提供针对要定位 在其内的感兴趣对象20的围绕中心轴18的检查空间16的中心膛，并且还 被提供用于至少在检查空间16中生成静态磁场B0。出于清晰的原因，在图 1中已经省略了用于支持感兴趣对象20的常用桌台。静态磁场B0定义与中 心轴18平行对齐的检查空间16的轴向方向。应认识到，本发明还适于提 供静态磁场内的检查区域的任何其他类型的磁共振成像系统。

[0099] 另外，磁共振成像系统10包括磁梯度线圈系统22，磁梯度线圈系统 22被配置用于生成被叠加到静态磁场B0的梯度磁场。磁梯度线圈系统22 被同心地布置在主磁体14的膛内。

[0100] 磁共振成像系统10包括控制单元26，其被配置为控制磁共振成像系统 10的功能。控制单元26包括人类接口设备24，所述人类接口设备包括具 有触摸敏感屏幕的监测器单元。

[0101] 而且，磁共振成像系统10包括射频天线设备36，所述射频天线设备被 设计为全身线圈，其被提供用于在射频发射时间段期间向感兴趣对象20的 或感兴趣对象20内的原子核施加射频场B1用于磁共振激发，以出于磁共 振成像的目的来激发感兴趣对象20的或感兴趣对象20内的原子核。为此， 射频功率，由控制单元26控制，从射频发射器单元40被馈送到全身线圈。 全身线圈具有中心轴，并且在操作状态中，被同心地布置于主磁体14的膛 内，使得全身线圈的中心轴和扫描单元12的中心轴18一致。如本领域中 公知地，圆柱形金属射频屏蔽30被同心地布置于磁梯度线圈系统22和全 身线圈之间。

[0102] 此外，磁共振成像系统10包括多个射频天线设备38，所述多个射频天 线设备被提供用于从已经通过施加射频激发场B1激发的感兴趣对象20的 或其内的原子核接收磁共振信号。多个射频天线设备38中的射频天线设备 被设计为局部线圈阵列，其旨在被定位在要被成像的感兴趣对象20的区域 (即，心脏)附近。局部线圈被配置用于在与射频发射时间段不同的射频 接收时间段期间从要被成像的感兴趣对象20的部分的或其内的激发的原子 核接收磁共振信号。

[0103] 此外，磁共振成像系统10包括信号处理单元32，所述信号处理单元被 配置用于处理磁共振信号以根据所接收的磁共振信号来确定感兴趣对象20 的至少部分的磁共振图像。此外，信号处理单元32配备有用于执行自动化 图像分割的本领域已知的分割软件模块。

[0104] 对于感兴趣对象20的心脏的磁共振图像的采集，磁共振成像系统10 还被装备有心电图设备42和同步单元46。

[0105] 心电图设备42被提供用于取得感兴趣对象20的心脏的心电图数据的 测量结果。为此，例如，根据正交导联集，心电图设备42的多个电极44 可以被布置在感兴趣对象20处。
而且，心电图设备42包括用于将心电图 数据进行滤波以降低由磁梯度场生成的伪影的装置。适合的滤波装置对于 本领域的技术人员而言是已知的，并且因此不应当在本文中更详细地描述。

[0106] 心电图设备42耦合到同步单元46，所述同步单元继而耦合到控制单元 26。控制单元26被配置为在检测到心电图信号的ORS波群(ORS-complex) 的突出的R波时，通过由同步单元46提供的触发器信号48同步，以生成 针对磁梯度线圈系统22的控制信号，从而生成梯度磁场。为此，控制单元 26被配置为在接收到触发信号48时生成多个序列，每个序列包括射频场和 磁梯度场。

[0107] 磁共振成像系统10可以额外地包括呼吸监测设备(在图1中未示出)。 呼吸监测设备可以被配置为向控制单元26提供输出信号，所述输出信号的 电平表示感兴趣对象20的呼吸状态。输出信号可以被显示在人类接口设备 24的监测器单元上。这样，可以由操作者检查感兴趣对象20的呼吸模式以 及尤其是屏气时段。

[0108] 在下文中，描述了确定感兴趣对象20的解剖细节的壁厚度(即，心脏 的心房壁厚度)的方法的实施例。在图2中给出了方法的主要流程图。尽 管在应用中描述为确定心脏壁厚度，但是应注意，所述方法还适于感兴趣 对象20的其他解剖细节。在操作磁共振成像系统10的准备中，应当理解， 所有涉及的单元和设备处于操作状态中并且如图1中所图示地配置。

[0109] 为了能够执行作为磁共振成像系统10的特定操作的方法，控制单元26 包括软件模块50(图1)。要实行的方法步骤被转换为软件模块50的程序 代码，其中，程序代码可实施在控制单元26的存储器单元28中并且可由 控制单元26的处理器单元30执行。

[0110] 在图2中图示的方法的准备步骤78中，整个心脏的ECG触发的且呼 吸导航的3D平衡稳态自由进动(bSSFP)磁共振扫描被采集。

[0111] 在方法的下一步骤80中，由信号处理单元32将基于模型的自动图像 分割技术应用到整个心脏的3D扫描数据以用于确定不同的心室的表面表 示。在图3中图示了右心房52的表面表示。由被设计为三角形小平面的一 系列平面区域来近似右心房52的表面。

[0112] 然后，在另一步骤82中，表面和重定格式的3D数据集两者被用于基 于经由人类接口设备24的操作者输入手动地定义表面表示上的第一位置54 和第二位置56以定义感兴趣线结构60。基于表面表示的定义的第一位置 54和第二位置56，感兴趣线结构60在下一步骤84中自动地被生成，作为 具有表面表示上的路径长度s的测地线(geodesic)。

[0113] 表面表示上的第一位置54在三尖瓣(TV)附近，并且表面表示的第二 位置56在下腔静脉(IVC)附近。第一位置54与第二位置56之间的表面 表示上的测地线生成被理解为接近峡部(CTI)的感兴趣线结构60。感兴趣 线结构60包括第一位置54和第二位置56。

[0114] 如在图3中所图示的，感兴趣线结构60包括由三角形小平面的几何中 心给定的表面表示上的多个位置62，并且具有在垂直于测地线的方向上的 两个三角形小平面的指定宽度。出于清晰的原因，由附图标记示范性地标 记多个位置62中的仅两个位置62。

[0115] 在方法的另外的骤86中，对于感兴趣线结构60的多个位置62中的每 一个位置62，确定垂直于位置62处的右心房52的表面的法线方向64。由 被分配到作为基础点的特定位置62的几何中心的单位长度的向量来表示特 定位置62的法线方向64。再一次，出于清晰的原因，由附图标记来标记仅 两个数字方向64。

[0116] 然后，在下一步骤88中，根据多个位置62的所确定的法线方向64确 定平均法线方向66。出于说明目的，尽管具有单位长度，但是在图3中扩 大示出了表示平均法线方向66的向量。

[0117] 在之后的步骤90中，确定由表示平均法线方向66的向量和平行于将 第一位置54和第二位置56连接的直线布置的向量的线性生成定义的平均 成像平面68。应理解，将第一位置54和第二位置56连接的直线未嵌入在 表面表示中而是三维空间中的直线，并且不一定必须具有比第一位置54和 第二位置56更多的与表面表示的公共点。

[0118] 然后，在方法的下一步92中，如下确定表示关于由直线所提供的旋转 的轴58的多个位置62的所确定的法线方向64距平均成像平面68的角位 置β0的角偏离Δβi的量度。

[0119] 在不损失一般性的情况下，能够选择坐标系，使得表示平均法线方向 66的向量与坐标系的x轴对齐(图4)，并且因此仅具有不同于零的x分量。 由于向量具有单位长度，因而x分量等于一。位置62处的表示法线方向64 的向量具有通常与所选择的坐标系中的零不同的分量(xi，yi，zi)。根据表 示位置62处的法线方向64的向量和表示平均法线方向66的向量的向量点 积获得表示所确定的法线方向64距平均成像平面68的角偏离Δβi的量度。 然后，由表示位置62处的法线方向64的向量的x分量给定向量点积结果。

[0120] 在下一步骤94中，根据表示多个位置62的所确定的法线方向64距平 均成像平面68的被定义为

[0121] Δβi:＝βi–β0

[0122] 的角偏离Δβi(βi:具有关于旋转的轴58的指数i的所确定的法线方向 64的角位置) 的 所 确定 的 量 度 ，计 算 被 给 定 为 采 取 其 常 用 定 义的标准差σ的变化量度。

[0123] 在方法的下一步骤96中，基于表示所确定的法线方向64的角偏离Δβi的所确定的量度，确定多个八个成像平面70，其中，通过关于旋转的轴58 旋转平均成像平面68生成多个成像平面70中的每个成像平面70(图5)。 多个成像平面70被定位在由围绕平均成像平面68的角位置β0的角区间72 定义的角部分中。角区间72基于所计算的变化量度，具有4σ的尺寸并且 对称地被布置在平均成像平面68的角位置β0的任一侧上。

[0124] 确定多个成像平面70的步骤96包括将多个八个成像平面70中的成像 平面70布置在角位置中的角区间72中，使得邻近成像平面70(包括平均 成像平面68)以σ/2的相同角步长74来分离(图5)。由水平虚线在图5 中指示成像平面70的角位置。

[0125] 然后，在方法的之后的步骤98中，表示多个位置42的所确定的法线 方向64的角偏离的相同量度被确定，但是关于多个成像平面70中的每个 成像平面70。

[0126] 表示特定的确定的法线方向64距特定成像平面70的角偏离的量度能 够被认为是这样的角：特定成像平面70需要关于轴58旋转所述角，以便 使特定的确定的法线方向64最接近位于旋转的特定成像平面70中。任选 地，这能够与将平移变换应用到特定的确定的法线方向64组合。

[0127] 在方法的另外的步骤100中，针对多个成像平面70(包括平均成像平 面68)中的所有成像平面70采集磁共振图像。采用具有脂肪抑制和缩放成 像的黑血液快速自旋回波(TSE)脉冲序列来采集磁共振图像。

[0128] 在最后的步骤102中，然后，对于沿着感兴趣线结构60的路径长度s 的所有位置62，根据在成像平面70中的具有与特定位置62处的法线方向 64的最低角偏离的该成像平面70中采集的磁共振图像确定多个位置62中 的特定位置62处的壁厚度。为此，确定壁厚度的自动方法被实施。沿着垂 直于将如所采集的磁共振缩放图像中所示的第一位置54和第二位置56连 接的线的方向确定信号强度概况。壁厚度被定义为高斯拟合与强度概况的 标准差的两倍。

[0129] 在方法的备选实施例(图6)中，在确定表示多个位置62的所确定的 法线方向64距平均成像平面68的角偏离Δβi的量度之后，通过关于轴58 旋转平均成像平面68并且在第一旋转方向上以预定角步长Δβ步长将第二成 像平面702与平均成像平面68分离来生成第二成像平面702。在该实施例中， 预定角步长Δβ步长具有3°的尺寸。可以从针对解剖细节的预期的壁厚度的壁 厚度确定的最大容许误差的要求导出预定角步长Δβ步长。

[0130] 由于表示角偏离Δβi的所确定的量度的角范围76超过预定角步长Δβ步长，因此第三成像平面703在下一步骤中被确定，其中，第三成像平面703 是通过以下生成的：在与第一旋转方向相反的旋转方向(图6中的负号指 示的)上关于轴58将平均成像平面68旋转到一角位置，使得邻近成像平 面70k-1、70k(k≥1)(包括在该上下文中被标识为成像平面701的平均成像 平面68)以预定角步长Δβ步长被分离，使得平均成像平面68被布置在第二 成像平面702与第三成像平面703之间。

[0131] 然后，如果至少一个确定的量度落在由成像平面70k关于轴58的最大 角差异定义的角区间72'外部，则确定下一成像平面70k+1，其通过在第一旋 转方向上关于轴58将平均成像平面68旋转到其与下一邻近成像平面70k以预定角步长Δβ步长分离的角位置来生成。

[0132] 通过在交替的旋转方向上关于轴58旋转平均成像平面68来重复前述 步骤，直到表示角偏离Δβi的所确定的量度的角范围76落在关于轴58的角 区间72'的尺寸以下。

[0133] 在通过采用具有脂肪抑制和缩放成像的黑血液快速自旋回波(TSE)脉 冲序列采集磁共振图像之后，对于感兴趣线结构60的所有位置62，以与如 针对先前实施例所描述的相同的方式，根据成像平面70的具有与特定位置 62处的法线方向64的最低角偏离的该成像平面70中采集的磁共振图像确 定多个位置62的中特定位置62处的壁厚度。

[0134] 尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样 的图示和描述应当被认为是说明性或示范性的，而非限制性的；本发明不 限于所公开的实施例。本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利 要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例 的其他变型。在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并 且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管在互不相同的从属权利要求中 记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利 要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。