CN108027413A - 一种用于校准磁共振成像(mri)体模的方法 - Google Patents

Abstract

本发明的目的是改善基于MRI的处置，特别是基于MRI的放射治疗。该目的通过一种用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法来实现，所述磁共振成像(MRI)体模具有预期的几何结构并且在所述几何结构内包括具有已知具有几何不准确性的位置的至少一个MRI可检测部分。所述方法包括以下步骤：步骤1：将所述体模放置在磁共振系统中的预定位置处，使得所述MRI可检测部分在所述磁共振成像系统的梯度系统的对称平面内，以及；步骤2：借助于第一序列来采集所述体模的所述MRI可检测部分的MRI图像，其中，所述MRI图像包括多个切片；步骤3：基于所述部分在所述MRI图像中的所述位置和表示来确定所述MRI体模的所述MRI可检测部分的所述几何不准确性。

Description

一种用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法

技术领域

本发明涉及磁共振成像，并且更具体地涉及确定磁共振成像的几何准确性。

背景技术

对于某些应用，特别是在治疗领域中的某些应用，磁共振图像的几何准确性是很重要的。为了测量磁共振成像(MRI)扫描器的几何准确性，通常在明确定义的位置处使用具有MRI可见材料的体模。对于有限的视场(FOV)，例如直径在200-300nm的球形体积，这样的体模已经存在了一段时间。然而，在放射治疗的背景下，几何准确性需要被表征在由患者覆盖的整个体积中，并且被使用在放射治疗规划中；皮肤轮廓能够填充直径达500mm的球形体积或圆柱形体积。

例如，Stanescu等人的“Investigation of a 3D system distortioncorrection method for MR images”(Journal of applied clinical medical physics，第11卷，第1期，2010年)描述了一种用于在辐射处置规划领域中使用的体模。该体模具有260×260×280mm³的尺寸。

发明内容

本发明的目的是改善基于MRI的处置，特别是基于MRI的放射治疗。该目的通过一种用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法来实现，所述MRI体模具有预期的几何结构并且在所述几何结构内包括具有已知具有几何不准确性的位置的至少一个MRI可检测部分，其中，所述方法包括以下步骤：

步骤1：将所述体模放置在所述磁共振系统中的预定位置处，使得所述MRI可检测部分在所述磁共振成像系统的梯度系统的对称平面内，以及；

步骤2：借助于第一序列来采集所述体模的所述MRI可检测部分的MRI图像，其中，所述MRI图像包括多个切片；

步骤3：基于所述MRI可检测部分在所述MRI图像中的所述位置和表示来确定所述MRI体模的所述部分的所述几何不准确性。

根据另一方面，本发明是根据权利要求8所述的计算机程序产品。

为了测量MRI扫描器的整个成像体积(例如直径为500mm的球形体积)中的几何准确性，需要在明确定义的位置处具有MR可见特征的大的且机械准确的体模。发明人发现，制造具有这样的尺寸的稳定体模是具有挑战的。此外，发明人发现，制造具有亚毫米精确性的这样的体模是困难的。为了放宽机械准确性的要求，在实际的MRI失真测量之前利用独立的测量来校准体模，以便确定与体模的预期的几何结构的偏离。通过使用所提出的校准方法，能够在更大的FOV上更可靠地确定几何准确性，这继而可以改善基于MRI图像的治疗的准确性。

校准流程基于若干假设。假设：在MRI扫描器内，x＝0平面具有零x失真，y＝0平面具有零y失真，并且z＝0平面具有零z失真。可以这样假设是由于梯度线圈(其位于x＝0，y＝0或z＝0)的对称平面。因此如果正被校准的体模的部分偏离该部分的MRI图像中的对称平面，则能够假设该偏离是由机械不准确性导致的，并且该不准确性不是由所使用的成像序列导致的。在已经确定了体模的不准确性之后，当确定后续MRI扫描(例如，用于进行放射治疗规划的MRI扫描)的不准确性时能够考虑该信息。

需要在一个方向上采集多个切片，以便确定体模的部分与对称平面的偏离。优选地，切片具有小于毫米的厚度。为此目的，第一序列能够是3D序列。备选地，能够采集多个2D切片。优选地，所述多个2D切片不是间隔开的。优选地，所述序列是快速场回波或快速自旋回波序列(turbo spin echo sequence)。

MRI体模是由MRI可兼容材料制成的，并且这样的材料被选取为使得其仅仅最低程度地影响MRI系统的B0场。然而，总是存在某些B0影响。因此，根据本发明的实施例，在图像采集的接收阶段期间，在第一序列中使用读出方向上的高信号带宽。使用这样的高信号带宽将有助于使B0失真对校准过程的影响可以被忽略。根据本发明的其他实施例，读出方向被选取为使得其在对称平面内。以这种方式，将降低B0对得到的MRI图像的影响。

根据一个实施例，用于校准的所述方法被应用于所述MRI体模的多个部分。以这种方式，能够校准更大区域。通过将该校准方法应用于MRI体模的多个部分，体模的更大区域适合用于确定后续MRI图像的几何准确性。通过在沿着多个对称平面同时放置体模(例如，在x＝0平面内放置一个部分，并且在y＝0平面内放置一个部分)能够实现对多个部分的应用。而且，可以在确定第一部分的几何准确性与确定第二部分的几何准确性之间移动体模。这能够例如通过手动地重新放置体模或通过移动MRI系统的扫描器台来完成。该移动也能够借助于计算机程序产品进行自动控制。以这种方式，可以校准体模的更大部分，并且继而能够针对更大的FOV来确定后续MRI图像的几何准确性。对于放射治疗应用，在MRI系统的z轴方向上300mm及更大的FOV是有利的。在这些情况下，优选地，用于确定体模的第一部分的几何准确性的序列与用于确定体模的第二部分的几何准确性的序列是相同的。

根据另一方面，本发明是包括多个板或平面结构的磁共振成像(MRI)体模，所述多个板或平面结构具有大于300mm的长度并且彼此间隔开，其中，所述板包括能由磁共振成像系统检测到的标记，由此板的标记具有相对于板中的其他标记的已知的相对位置，并且由此板相对于彼此的相对位置具有比板上的标记的相对位置的已知的较小准确性。这个原因在于，在制造期间，能够使得板内的标记位置准确，而不能准确地制造板相对于彼此的相对位置。

通过其尺寸，体模足够大以校准要在很多应用和患者中用于(放射)治疗目的的MRI图像。体模被设计使得板或平面结构内的标记的位置的准确性足够大以用于确定MRI图像的几何准确性的目的。板的相对位置具有较小准确性，使得其更容易和/或更便宜地创建大的体模。通过使用体模中的板，能够在MRI系统的梯度系统的对称平面内定位体模的部分(在板的情况下)。这使得能够进行以上提及的校准流程。

优选地，板中的一个或多个的长度大于400mm，以便覆盖更大的FOV。根据本发明的实施例，MRI体模包括第一板和最后一个板，其中，第一板与最后一个板之间的距离大于300mm。这是有利的，因为这样的体模能够用于在沿着MRI系统的z方向的300mm的FOV上进行校准。

参考下文描述的实施例，本发明的这些方面和其他方面将是明显的并且得到阐明。

附图说明

图1示意性地示出了磁共振成像MRI系统的检查空间100，

图2示意性地示出了体模的范例，并且

图3示出了根据本发明的体模的MRI图像的切片。

具体实施方式

图1示意性地示出了磁共振成像MRI系统的检查空间100。MRI系统包括x梯度线圈系统、y梯度线圈系统和z梯度线圈系统，以便分别在x方向、y方向和z方向上施加磁场梯度。在由梯度线圈生成的梯度场中存在某些失真。然而，可以假设，x＝0平面112具有零x失真，y＝0平面114具有零y失真，并且z＝0平面110具有零z失真。原因在于，这些平面是MRI系统的梯度线圈系统的对称平面。另外，在图1中，示出了等中心点102。

图2示意性地示出了体模210的范例，所述体模210被配置为被放置在检查空间100中。体模210包括多个板，所述多个板当被定位为垂直于MRI系统的扫描器台208时平行于z＝0平面110。板包括MRI可检测标记214。所述板能够被彼此间隔地直接放置在扫描器台220上。然而，优选地，板借助于连接件240彼此连接，使得板被连接但间隔开。连接件优选为刚性的。连接件在使用时不必接触扫描器台。板中的一个或多个的长度230为300mm或更大，优选为400mm或更大。第一板212与最后一个板215之间的距离260优选大于200mm，并且更优选大于300mm。

校准流程基于若干假设。首先，假设：针对板212、215、216，能够准确制成标记嵌件的网格214(仅在单个板中示出)。该假设局限于标记的平面内间隔，并且能够通过在组装体模之前的机械测量来验证。具体地，并不对关于嵌件的平面间准确性做出任何假设，例如，允许板212是弯曲的。不准确性的另一来源在于，板可以不是相对于彼此完美对齐的，例如，一个板的整个标记网格可以具有相对于另一板的标记网格的x偏移和/或y偏移。为了测量的标记板的这些偏移和曲率，需要上述假设：x＝0平面具有零x失真，y＝0平面具有零y失真，并且z＝0平面具有零z失真。理想地，由于梯度线圈的对称性，严格保持这些假设。实际上，这些假设能够通过制造单个无特征的、可能厚且笨重的、被验证为平的板来确认。通过将MRI可见材料(例如，凝胶垫)附接到板212的表面并且在MRI系统的z＝0平面一个接一个地扫描板来进行确认测量。

记住这些假设，所提出的校准流程如下：

1、将体模的第一板(或部分)212移动到z＝0平面110。

2、在读出方向上获取具有亚毫米切片和高信号带宽的板(或部分)的3D扫描。由于关于z梯度线圈对称性的假设，在图像中检测到的任何z失真必然是体模的机械不准确性。

3、将体模的后续板(或部分)一个接一个地移动到z＝0平面，并且重复先前的步骤。该移动能够通过移动扫描器台208来自动完成。

4、当体模的中心板216处于z＝0平面中时，还获取具有在x＝0平面112和y＝0平面114附近的薄切片的3D冠状扫描和矢状扫描。由于关于x梯度线圈和y梯度线圈对称性的假设，在这些图像中检测到的任何x失真和y失真必然是由于先前讨论的标记板之间的x偏移和y偏移。

5、将余下的板一个接一个地移动到z＝0平面，并且重复步骤2。

借助于该方法，能够确定体模的实际几何结构。如果该实际几何结构是已知的，则体模能够用于确定后续MRI图像的几何准确性。

理想地，由于梯度线圈的对称性，保持这些假设。实际上，这些假设能够通过制造单个无特征的、可能厚且笨重的、被验证为平的板来确认。通过将MRI可见材料(例如，凝胶垫)附接到平板的表面并且在扫描器中心平面中的每个中一个接一个地扫描板来进行确认测量。

图3示出了根据本发明的体模的MRI图像的切片300。在切片中，能够看到MRI可检测标记214的表示310。借助于右侧图像中的黑色区320，能够看到板偏离对称平面110。偏离量和由此的几何不准确性能够通过分析MRI图像的3D体积来确定。

尽管已经在附图和上述描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述被认为是图示性的或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。

Claims (12)

1.一种用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，所述磁共振成像(MRI)体模具有预期的几何结构并且在所述几何结构内包括具有已知具有几何不准确性的位置的至少一个MRI可检测部分，其中，所述方法包括以下步骤：

-步骤1：将所述体模放置在磁共振系统中的预定位置处，使得所述MRI可检测部分在所述磁共振成像系统的梯度系统的对称平面内，以及；

-步骤2：借助于第一序列来采集所述体模的所述MRI可检测部分的MRI图像，其中，所述MRI图像包括多个切片；

-步骤3：基于所述部分在所述MRI图像中的所述位置和表示来确定所述MRI体模的所述MRI可检测部分的所述几何不准确性。

2.根据权利要求1所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，其中，所述MRI图像是在读出方向上使用＞250Hz/mm的接收带宽来采集的。

3.根据前述权利要求中的任一项所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，其中，所述方法的步骤1至步骤3被应用于所述MRI体模的多个部分。

4.根据权利要求3所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，其中，所述体模在确定第一部分的所述几何不准确性与确定第二部分的所述几何不准确性之间进行移动。

5.根据权利要求4所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，其中，所述MRI体模被放置在所述MRI系统的扫描器台上，并且所述移动是借助于移动所述扫描器台来执行的。

6.根据权利要求3所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，其中，所述MRI体模的第一部分在所述梯度系统的第一对称平面内，并且所述MRI图像是沿着所述第一对称平面采集的，并且所述MRI体模的第二部分被放置在所述梯度系统的第二对称平面内，并且所述MRI图像是沿着所述第二对称平面采集的。

7.根据前述权利要求中的任一项所述的用于校准磁共振成像(MRI)体模的方法，包括使用所述MRI体模的所述部分结合所确定的几何不准确性来确定后续成像序列的几何准确性的步骤。

8.一种用于确定磁共振成像体模的几何准确性的计算机程序产品，所述计算机程序产品包括用于以下的程序代码单元：

-使磁共振成像系统借助于第一序列来采集所述体模的MRI可检测部分的MRI图像，其中，所述MRI图像包括多个切片，以及；

-在所述体模被放置在所述磁共振成像系统的梯度系统的对称平面内的假设下，使计算机基于所述部分在所述MRI图像中的位置和表示来确定所述MRI体模的所述MRI可检测部分的所述几何不准确性。

9.根据权利要求8所述的计算机程序产品，还包括用于使所述磁共振成像系统在读出方向上使用＞250Hz/mm的接收带宽来采集所述MRI图像的程序代码单元。

10.根据权利要求8所述的计算机程序产品，还包括用于确定针对所述MRI体模的多个部分的所述几何准确性的程序代码单元。

11.根据权利要求10所述的计算机程序产品，还包括用于以下的代码单元：使所述磁共振成像系统在基于第一序列确定所述MRI体模的第一部分的所述几何不准确性与基于第二序列确定第二部分的所述几何不准确性之间移动所述磁共振系统的扫描器台。

12.根据权利要求8-11中的任一项所述的计算机程序产品，还包括用于以下的代码单元：基于利用后续序列重新得到的所述MRI体模的所述部分的MRI图像结合所述MRI体模的所述部分的所确定的不准确性来确定所述后续序列的几何准确性。