JP2015511524A - 磁気共鳴に基づく放射線治療プランニングの品質保証装置及び方法 - Google Patents

Abstract

磁気共鳴に基づく放射線治療プランニングで使用される磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置（２３）の品質保証のためのシステム（２０）は、１８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さのファントム（１０）を含む。このファントムは、ＭＲ及びＣＴで不活性な発泡体サポート（１４）内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子（１２）と、発泡体サポートを囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造（１６）とを含む。上記空間分布は、磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされる。

Description

以下は、概して、磁気共鳴撮像を用いた医用撮像及び治療プランニングに関する。それは、特に磁気共鳴撮像及び医用ファントムの品質保証とともに適用され、特にそれを参照して説明される。しかしながら、理解されるように、それは、その他の使用シナリオにも適用されるものであり、必ずしも、上述の用途に限定されるものではない。

放射線治療（ＲＴ）、小線源治療、及び術前プランニング（計画作成）は、癌性腫瘍を破壊するのに最良の手順を決定するために医療画像の使用を伴う。ＲＴにおいては、例えば腫瘍である標的を複数の角度から横切るように高エネルギービームが計画され、そのとき、腫瘍位置における累積放射線量が腫瘍組織を死滅させるのに十分であるが、１つの角度又はビーム経路からの線量が閾値未満であって、その経路に沿った非腫瘍組織を死滅させないようにされる。ＲＴで使用されている高エネルギービームシステムは、ガンマ線システム（例えば、ガンマナイフ）、電子ビームシステム（例えば、線形加速器）、荷電粒子治療システム、プロトン治療システム、Ｘ線治療システム、又は外部ビーム放射線システムの何れかである。小線源治療システムでは、局所的に治療を届けるために、腫瘍の位置で体内に放射線装置が埋め込まれる。手術に際して、侵襲性が最小の手法で腫瘍を切除するように計画が立てられる。これらの治療を計画するためには、空間的に正確な画像が必要である。コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像がしばしば使用されており、それは、ＣＴ画像が幾何学的に正確であるからである。しかし、ＣＴがｘ線の使用を伴う一方で、磁気共鳴（ＭＲ）はｘ線を使用しない。ＭＲはまた、ＣＴより良好に、軟組織を区別する。放射線治療はまた、標的部位の組織に生じる変化に伴って、放射線治療を評価することを含む。例えば、生きた腫瘍組織、浮腫組織、及び壊死組織が異なるように評価される。しかしながら、磁場及び磁場勾配は、特に撮像領域の周縁に向かって、幾何学的な非線形性又は歪みを有する傾向にある。これらの非線形性又は歪みが周縁に正確にマッピングされる限りにおいて、結果として得られる画像は、エッジにおいても、線形で正確である。

有効な放射線治療計画を生成するために、磁場の歪みが測定されて評価され、何らかの変化があったかが決定される。歪みが変化し、且つ従前の歪み補正が適用される場合には、プランニング画像における不正確さは、エッジに向けてますます目立ったものとなる。放射線治療計画は、ＭＲ画像の幾何学的な正確性に依存する。磁場歪みは、検出されずに磁石ボア内に滑り込んでしまい得る小さい金属製のパーツ（特に鉄製のパーツ）、例えば、ペーパークリップ、鉄の削り屑、硬貨、ねじ、釘などによって有意に変化され得る。

本願は、ＲＴ計画作成プロセスで使用されるＭＲ画像が妥当な許容範囲内であるようにしてＲＴプランニング保証を実現する規則的な品質保証プロセスを提供する。典型的に、ＭＲ画像の正確さを決定するためにファントムが使用される。従来のファントムは２Ｄグリッドファントムであることが多く、これが、例えば３つの直交平面といった複数の異なる平面内に位置付けられて撮像されていた。２Ｄファントムを用いる歪みマッピングは、可能性ある撮像平面を表現するようにファントムを物理的に移動させての繰り返し撮像を必要とする。複数の画像と繰り返してのファントムの物理的移動とを含むプロセスは、貴重な臨床時間及び人員資源を使用してしまう。さらに、２Ｄファントムは、３Ｄ撮像ボリューム全体に及ぶ歪みを測定せずに、当該２Ｄファントムが置かれた位置のみを測定していた。ＭＲスキャナ校正に使用される３Ｄファントムは非常に重く、４５−９０ｋｇ（１００−２００ｌｂｓ（ポンド））もある。重たいファントムは、物理的に動かすのが困難であり、ファントムを所定位置へと安全に移動させるために複数の人物及び／又は機械式リフトを必要とすることが多い。このようなファントムは、重量のため、視野全体を測定できないことがある。現行の産業標準は、手作業で持ち上げられる容器又はパッケージを約１８ｋｇ（４０ｌｂｓ）以下までと指示している。軽量であるほど、個人によって容易に移動されるとともに、背中又はその他の怪我をもたらしにくくなる。現在、ＲＴプランニングに使用されるＭＲ画像の品質保証に関する強制標準は存在しないが、標準を策定することはＲＴ計画作成プロセスに有益であって期待される。

以下にて、上述の問題及びその他を解決するような、放射線プランニングで使用される磁気共鳴撮像用の、新たな改善された、医用画像ファントム及び品質保証プロセスを開示する。

一態様によれば、磁気共鳴に基づく放射線治療プランニングで使用される磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置の品質保証のためのシステムは、１８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さのファントムを含む。このファントムは、ＭＲ及びＣＴで不活性な発泡体サポート内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子と、発泡体サポートを囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造とを含む。上記空間分布は、磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされる。

他の一態様によれば、放射線治療プランニングに関するファントムを用いた品質保証の方法は、１８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さの医用撮像ファントムを、磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置内へと、手動リフトすることを含む。医用撮像ファントムは、ＭＲ及びＣＴで不活性な発泡体サポート内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子と、発泡体サポートを囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造とを含む。上記空間分布は、磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされる。ＭＲ撮像装置を用いてＭＲファントム画像が収集される。ＭＲファントム画像からの画像化可能な素子の位置が、事前収集されたＣＴ基準画像内での画像化可能な素子の位置と比較される。

他の一態様によれば、１８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さの医用撮像ファントムは、ＭＲ及びＣＴで不活性な支持体内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子と、前記支持体を囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造とを含む。上記空間分布は、磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされる。

１つの利点は、規則的な（例えば、毎日の）校正にある。

他の１つの利点は、１回の撮像データ収集で撮像ボリュームを測る軽量で耐久性のあるファントムである。

他の１つの利点は、医用撮像ファントムの低コスト性、軽量性及び高安定性である。

他の１つの利点は、一人の人物によって日常的にファントムを持ち上げて使用することの容易性にある。

他の１つの利点は、医用撮像ファントムが、高い製造精度を必要とすることなく高度に正確になることである。

他の１つの利点は、ＭＲ撮像ボリューム全体でのＭＲ幾何学歪みの検出である。

他の１つの利点は、ＭＲに基づく放射線治療に品質保証が提供されることである。

以下の詳細な説明を読んで理解した当業者には、更なる利点が認識されるであろう。

本発明は、様々な構成要素及びその配置、並びに様々なステップ及びその編成の形態を取り得る。図面は、単に好適実施形態を例示するためのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。
医用撮像ファントムの一実施形態を模式的に示す図である。 空間歪みを測定するためにファントムにて試験される様々な規則的間隔の材料を例示する図である。 空間歪みを測定するためにファントムにて試験される様々な規則的間隔の材料を例示する図である。 品質保証システムの一実施形態を模式的に示す図である。 ファントム校正の一実施形態を示すフローチャートである。 磁気共鳴ファントム品質保証の一実施形態を示すフローチャートである。 放射線治療品質保証の一実施形態を示すフローチャートである。

図１を参照するに、一実施形態に係る医用撮像ファントム１０が示されている。医用撮像ファントム１０は、磁気共鳴及びＣＴで不活性な発泡体のサポート（支持体）１４内に、３次元空間分布した磁気共鳴及びＣＴで画像化可能な素子１２を含んでいる。この３次元空間分布は格子を含むことができ、例えば、立方格子、六方格子、同心球、同心円柱、放射状グリッド、組み合わせ、ヌル点と球面調和関数の面に置かれた画像化可能素子、及びこれらに類するものを含むことができる。画像化可能素子１２の活性材料が、例えば軟質ゲルカプセルなどの容器内に保持され、これら容器が支持発泡体１４内のウェル（井戸状のもの）内に挿入されている。一実施形態において、画像化可能素子は、発泡体のシート上のｘ方向及びｙ方向に約２．５ｃｍ（１インチ）間隔で配置される。およそ２．５ｃｍ（１インチ）厚の発泡体のシート同士が積み重ねられる。間隔の大きさは、歪みに関して測定される空間的な寸法と、保証されるべき品質の程度とに従って変わり得る。発泡体のシートは製造上の制約を軽減する。一実施形態において活性材料の容器は楕円形にされるが、円形、円筒形、又は、特にはその幾何学的な中心が容易に計算される形状であるその他の整った形状とされることもできる。一例は、高分解能の分光計で使用されているタイプのシールドガラスマイクロバブルを含む。他の一例は、市販の下剤又はビタミンＥの軟質ゲルカプセルである。各カプセル内の活性材料の量は同じであるが、異なっていてもよい。量的には例えば標準サイズ５カプセルなどの調剤規格で十分である。間隔の許容差は約±０．０５０８ｃｍ又はそれ以上である。この許容差は精度と比較して大きくなり得る。何故なら、精度は、ファントムそれ自体ではなく、ファントム基準画像によって校正されるからである。画像化可能素子の選ばれた空間分布は、ＭＲファントム画像内で画像化可能素子の実際の位置を決定することの計算面を軽減する助けとなり得る。この大き目の許容差はまた、製造の複雑さ及びコストを軽減する。

発泡体サポート１４は、最小限の重量を追加しながら、画像化可能素子１２に支持を提供する。ファントム１０のサイズと、ファントムを充填するための発泡体の量及び発泡体重さとが、ファントムの重さを決定する。この設計は、約１８ｋｇ（４０ｌｂｓ）より軽いファントムを提供するとともに、ＭＲ撮像ボリュームを充たす。ＭＲ撮像ボリュームは、ＭＲグラジエントコイルが線形磁場勾配を生成するように設計されるところであるＭＲ撮像装置のボア内の全領域に及ぶ。小さい重量は、一個人による容易な装填及び移動を可能にする。一実施形態において、ファントムは４０ｃｍ×４０ｃｍ×４０ｃｍの大きさであり且つ９ｋｇ未満の重さである。ファントムのサイズは、ファントムを使用する撮像装置のボア開口によって制限される。ファントムの形状は、立方体、直線状、円筒形、楕円形状の円筒形状とすることができ、あるいは人体構造の形状を近似してもよい。ファントムの総重量を抑制する例えばポリスチレン、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、クローズドセル気泡ゴム又はポリイミドなどの発泡体が使用され得る。他の発泡体材料は、例えばエアロゲルなどの非塑性発泡体を含む。発泡体は、必要な寸法に成形あるいは切断されることができる。発泡体に代わるものは、紙、ボール紙、バルサ材、及びこれらに類するものを含み得る。発泡体サポートの特徴は、防湿性、強さ、剛性、耐摩耗性、低ＭＲ信号、及び無線周波数波に対する透過性を含む。

発泡体サポート１４は、例えば気密封止されたアクリル樹脂シートなどの、磁気的に不活性な外部支持構造１６によって囲まれている。外部支持構造用のその他の材料は、ポリテトラフルオロエチレン（例えば、テフロン（登録商標））、ポリオキシメチレン（例えば、デルリン（登録商標））、ポリカーボネート、ナイロン、ガラス繊維複合材料、合板などを含む。外部支持構造１６は、発泡体の損傷及び画像化可能素子のズレを防止し、ファントムの耐久性及び安定性を増進する。必要に応じて、ファントムの内部に乾燥剤が密封され得る。その他のオプション機構は、撮像装置内に装填した後にファントムを水平にするためにファントムの底面に取り付けられる足を含む。他のオプション機構は、例えば気泡の階層などで２つの方向に水準器（レベラー）を含めることである。水準器は、支持構造又は基準カラム（柱状物）１８に対するものとし得る。他のオプション機構は、ファントムの外面に埋め込まれた案内線である。案内線を用いて、ＲＴにおいて患者マーキングをアライメントするために一般的に使用されている外部レーザシステムにファントムをアライメントすることができる。

発泡体サポート１４の内部に基準カラム１８がある。基準カラム１８は、例えば、ＣＴ及びＭＲ撮像装置に可視の例えば水などの材料を充填されたアクリル樹脂の円形管又は矩形管などである。カラム１８は、外部支持構造の２つの壁の間の位置に配置されることができる。カラム１８は、空間的な基準を提供して、画像化可能素子１２を位置特定することの計算面を軽減する。基準カラム内の材料が、中心磁気共鳴周波数に対する強い信号基準、及び無線周波数パワー校正のための強い信号基準を提供する。基準カラムはまた、撮像面内の幾何学的な基準を提供する。基準カラム内の材料は、画像化可能素子と同じであってもよいし、異なっていてもよい。

図２Ａ−２Ｂに、研究で空間歪みを測定するためにファントムに使用される様々な画像化可能素子を示す。図２Ａは３つの異なる材料のＭＲ画像を示し、図２Ｂは同じ材料の対応するＣＴ画像を示している。これらの画像は、ビタミンＥ軟質ゲルカプセルの区画（すなわち、Ｅ区画）と、ドキュセートナトリウム軟質ゲルカプセルの区画（すなわち、Ｓ区画）と、ドキュセートカルシウム軟質ゲルカプセルの区画（すなわち、Ｃ区画）とを備えたポリスチレントレイのものである。ＭＲ画像において、Ｅ区画はどうにか視認することができ、最も明るい像はＳ区画からであり、次いでＣ区画である。ＣＴ画像においては全ての区画（特に、Ｓ区画すなわちドキュセートナトリウム）が適正に見えている。画像化可能素子の活性材料は、例えば魚油などの低コストの市販材料を含む。活性材料の特性は、ＣＴ画像及びＭＲ画像の双方でのコントラストを含む。

図３は、一実施形態に係る品質保証システム２０を模式的に示している。システム２０は、ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ）医用撮像装置２２と、磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置２３と、放射線治療装置２４とを含んでいる。これらの撮像装置は、結合装置であってもよいし、別々の装置であってもよい。結合装置は典型的に生来的にレジストレーションされるが、別々の装置はレジストレーションステップを必要とする。先ず、ファントム１０の全体によって充たされた全体ボリューム画像又はマップのため、ファントム１０がＣＴ撮像装置２２のボア内に装填される。ＣＴ医用撮像装置２２は、製造現場にあってもよいし、画像データ又はその他のデータを送信するネットワーク２５に医療現場で接続されていてもよい。ＣＴ撮像装置は、画像化可能素子１２の実際の位置を示すファントム基準画像を生成する。それに基づく素子１２の幾何学的中心のＣＴファントム基準画像又はマップは、校正されるファントムに固有である。これらのファントム及びＣＴ画像は、対応する対としてこれらを特定する固有識別子を有する。ＣＴファントム画像が遠隔で生成される場合、該画像は、ファントムとともに出荷されるコンピュータ読み取り可能記憶媒体に格納されることができる。

ＭＲ撮像装置２３の日々の校正のため、ファントム１０が、ＭＲ撮像装置に装填され、視野内に正確に位置づけられる。ＭＲ撮像装置は品質保証画像を生成する。ファントム基準画像及び／又は品質保証画像はデータ保管部に記憶される。データ保管部は、ローカルメモリやディスク内であってもよいし、例えば画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）や放射線医学情報システム（ＲＩＳ）などの保管管理システム２６内であってもよい。

ワークステーション２８がネットワーク２５に接続しており、医療関係者が、少なくとも１つの入力装置３２を用いて品質保証モジュール３０を起動する。ワークステーション２８は、電子プロセッサ又は電子処理装置３４と、ファントム基準画像、品質保証画像及び／又は品質保証結果、メニュー、パネル、ユーザ制御を表示する表示装置３６と、医療関係者の選択を入力する少なくとも１つの入力装置３２とを含んでいる。ワークステーション２８は、デスクトップコンピュータ、ラップトップ、タブレット、モバイルコンピューティング装置、スマートフォン、及びこれらに類するものとすることができる。入力装置３２は、キーボード、マウス、マイクロフォン、タッチスクリーン、及びこれらに類するものとすることができる。表示装置は、ＬＣＤディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、プロジェクションディスプレイ、タッチスクリーンディスプレイ、及びこれらに類するもののうちの１つ以上を含む。

品質保証モジュール３０は、例えばワークステーション２８の電子プロセッサ若しくは電子処理装置３２などの電子データ処理装置によって、あるいは、ネットワーク２５によりワークステーション２８と動作可能に接続されるネットワーク基盤のサーバコンピュータによって等々で好適に具現化される。また、開示されるファントム撮像及び比較は、電子データ処理装置によって読み取り可能であり且つ開示の品質保証技術を実行するように電子データ処理装置によって実行可能な命令（例えば、ソフトウェア）、を格納する非一時的な記憶媒体として好適に実装され得る。

品質保証モジュール３０は、放射線治療プランニングのためのＭＲ撮像装置の品質保証のプロセスを管理・実行する。品質保証のプロセスは、ＣＴ撮像装置及びＭＲ撮像装置によるファントムの撮像と、それらのファントム画像の比較と、品質保証プロセスの結果の報告とを含む。品質保証モジュールは、ファントムの使用、生成されたファントム基準画像、ファントムの識別子、生成されたファントム品質保証画像、画像の最新性、画像の比較方法、及び、基準画像に基づく品質保証画像の歪み量を追跡することを含む。結果が、表示装置を介して医療関係者に表示される。結果は、成功若しくは失敗の忠告、何らかの医療行為、及び／又は関連する情報アイテムを含み得る。

図４を参照するに、ファントム基準画像又はテンプレートの作成の一実施形態がフローチャート化されている。ステップ４０にて、ＣＴ撮像装置が始動され、ファントムのＣＴ画像が収集される。このファントム基準画像は、素子１２の３Ｄボリューム画像である。このファントム基準画像から、後続ステップにてテンプレートが生成される。

ステップ４２にて、３Ｄ ＣＴ画像が探索されて、素子１２が位置特定される。基準カラム１８と先験的な既知の期待される間隔及び許容差とが、画像化可能素子の実際の位置を発見することの計算面を軽減する基準を提供する。各素子が、ＣＴ画像のコントラストと利用可能な先験的情報とに基づいて位置特定される。この探索は、例えば立方体などの幾何学形状を用いた、素子群の粗いセグメンテーション又は推定として実行されることができる。

ステップ４４にて、テンプレートが生成される。各画像化可能素子の中心が、例えば重心などの中心化関数を用いて特定され、空間座標で表現される。中心化関数は、規則的な間隔にされた材料各々の大きさ及び配置のバラつきに伴う誤差を最小化する。例えば、軟質ゲルカプセルは、材料及び大きさの双方で或る一定の公差内でバラつき得る。エッジの代わりに中心を用いることにより、基準位置がより一層容易に特定されるとともにその他の基準位置と関連付けられる。

ステップ４６にて、素子１２の中心のテンプレート及び／又はＣＴファントム基準画像が記憶される。ファントム基準画像及び／又はテンプレートは、保管管理システム２６に格納されることができる。テンプレートは、ファントム基準画像及び／又は手入力の何れかから得られるファントム識別子を含むことができる。

図５を参照するに、ＭＲ撮像装置のファントム品質保証の一実施形態がフローチャート化されている。ステップ４８にて、ファントムが視野内に正確に位置付けられてＭＲ撮像装置が始動され、ＭＲファントム品質保証画像が収集される。場合により、例えば材料を充填された内部チューブなどの基準カラムが、この収集プロセスに対する基準を提供し得る。必要に応じて、ステップ４８で、中心チューブからの信号を用いて、中心周波数校正及び／又はＲＦパワー校正が実行される。ステップ４９にて、ＣＴファントム基準画像が取得され、ステップ５０にて、ＣＴファントム基準画像とＭＲ品質保証画像とがレジストレーションされる。

ステップ５１にて、ＣＴファントム基準画像がセグメント化される。ＣＴ画像は、ファントム設計仕様及びレジストレーションマーカに基づいて単位セル群へと分割される。各単位セルが１つの画像化可能素子を含む。ステップ５２にて、セグメント化された単位セル群からテンプレートが生成される。

ステップ５４にて、ＭＲ画像内で、各テンプレートの位置とＭＲ品質保証（ＱＡ）画像内の関連する単位セルとの相関をとることによって、画像化可能素子の探索が実行される。３次元の規則的な素子分布がＭＲ画像内でコントラストを成している。各画像化可能素子が位置特定される。基準カラムと空間分布についてのその他の先験的情報とが、画像化可能素子を位置特定することの計算面を軽減する。各画像化可能素子の中心が計算され、対応するテンプレート又はＣＴファントム基準画像素子の座標と比較される。例えば、テンプレート内の各素子の中心が、（ｘ，ｙ，ｚ）としてデカルト座標で表される。ＭＲ画像内の対応する素子の座標：

は、

として表すことができる。ただし、νは空間次元（ｘ，ｙ，ｚ）のうちの何れか１つであり、η_νは誘起された歪みを表すとともに、

によって与えられる。ただし、Ｂ^Ｎ _υは、（ｒ，θ，φ）は球座標であるとして、

として球面調和関数で表現されるυ勾配チャネルによる非線形磁場である。ここで、ａ_{ｖ（ｎ，ｍ）}及びｂ_{ｖ（ｎ，ｍ）}は、度数ｎ及び次数ｍの球面調和係数である。同様に、Ｐ_{（ｎ，ｍ）}は、度数ｎ及び次数ｍのルジャンドル陪多項式である。Ｇ^Ｌ _υは、υ勾配チャネルの線形部分であり、Ｇ^Ｌ _ｘ＝ａ_{ｘ（１，１）}，Ｇ^Ｌ _ｙ＝ｂ_{ｙ（１，１）}，Ｇ^Ｌ _ｚ＝ａ_{ｚ（１，０）}によって与えられる。ステップ５５にて、３次元でのシフトすなわち歪みを与える最大の相関が計算される。

ステップ５６にて、ＭＲ画像における素子の中心の各々と、テンプレート又はＣＴファントム基準画像における素子の中心と、の間で計算された差を用いて、歪みマップが生成される。歪みマップは、ＣＴファントム基準画像又はテンプレートとＭＲ画像との間の中心群の差を含む。歪みマップは、視野内の全ての点を補間することができる。ステップ５８にて、歪みマップが記憶される。

放射線治療プランニングのためのＭＲの品質保証（ＱＡ）の一実施形態が、図６にフローチャート化されている。このＱＡ法は、医療関係者によって実行されるステップと、医用撮像装置及び／又は品質保証モジュールによって実行されるステップと、品質保証モジュールのガイド下で医療関係者によって実行されるステップとの何れをも含んでいる。品質保証モジュールが、ステップ６０で開始してプロセス全体をガイドする。

ステップ６２にて、品質保証モジュールがＣＴファントム基準マップの最新性を検証する。ＣＴファントムの最新性を検証することは、保管されたファントム基準画像の日付を、現在の日付及び予期される間隔に基づく推奨規格と比較することを含む。例えば、ファントムが新しい且つ／或いは置き換えられるといつも、あるいは毎年、ＣＴファントム基準画像が更新されることが期待される場合に、画像データが１年以上古いとき、又はファントム識別子が変わっているとき、新たなファントム基準画像が取得される。ファントム識別子は、ファントム上の物理的なラベルであってもよいし、画像内でコントラストを成すラベルであってもよい。識別子は、例えばバーコードなどで記入及び／又はエンコードされ得る。

新たなファントム基準画像が作成されるべき場合、ステップ６４にて、品質保証モジュールは、ファントムをＣＴ撮像装置に装填するように医療関係者に指示することができる。ファントムは、ボリュームＣＴ画像全体がファントムによって充たされるように、ＣＴ撮像装置の撮像領域すなわち視野に装填される。ファントム上の必要に応じての水準器及び足が、撮像装置内でのファントムの配置及び方向付けに際して医療関係者を支援する。品質保証モジュールは、必要に応じて、表示装置を用いて短いビデオを表示してプロセスを実演説明したり、あるいは単に書面での指示を提供したりすることができる。ステップ６６にて、図４を参照して説明したように、ＣＴファントム基準マップが作成される。

ステップ６８にて、ＭＲ ＱＡの最新性が検査される。ＭＲ ＱＡの最新性は、例えば毎日など、ＣＴファントム基準画像とは異なる周期性を含む。品質保証モジュールは、必要に応じて、ＭＲ ＲＴプランニング画像のスケジュールを確認して、この周期性を変更することができる。例えば、その日にＭＲ ＲＴプランニング画像が予定されていない場合、又はＭＲ ＱＡ画像がＭＲ ＱＡ画像日に基づいて既に収集されている場合、ＭＲ ＱＡ画像収集は不要である。

新たなＭＲ ＱＡ画像が指示された場合、ステップ７０にて、医療関係者によってファントムがＭＲ撮像装置に装填される。ファントムは、撮像ボリュームがファントムによって充たされるように撮像装置のボア内に配置される。撮像装置内でのファントムの配置及び方向付けは、ステップ６４でのＣＴ撮像装置へのファントムの装填と同じあるいは同様のステップを含む。これらの装置が１つのハイブリッド装置であって共通の視野を共有する場合、この装填は同じである。これらの装置が別々である場合、この装填は同様である。

ステップ７２にて、ファントム識別子が確認される。この確認は、医療関係者による視覚的な識別、ユーザ入力装置を介したシステムへの識別コードの入力、ファントム品質保証画像に含められたラベルの使用、及びこれらに類するものを含み得る。

ステップ７４にて、図５を参照して説明したように、ファントムＱＡが実行される。このステップは歪みマップを返す。歪みマップは、ＣＴファントム基準画像又はテンプレートとＭＲファントム画像又はＭＲ ＱＡ画像との間の計算された差を含む。歪みマップは、ＭＲ ＲＴ画像内で発生し得るＭＲ装置の空間座標の変化を表す。

ステップ７６にて、歪みマップが検査される。閾値を用いて、歪みが品質保証の許容可能なレベルの範囲内であるかが決定される。歪みマップは、表示装置を介して、グラフィック画像、統計グラフ、及び／又は、例えば平均、分散、最大分散及び平均分散などの数値表現として表示されることができる。色の対比を用いて歪みの大きさ又はズレの程度を表示してもよい。歪みの視覚化は、任意の平面内で、歪みマップに補間を含めることによって支援される。表示面は、補間された歪みマップにより得られる３Ｄ行列から抽出され得る。

歪みが許容可能なレベルの範囲内ではない場合、ステップ７８にて、システムが警告を提供する。警告は、表示装置３６上でのメッセージの表示を含み得る。警告は、将来的な分析のために、測定された歪みに関する統計又はその他の情報を記録することを含み得る。警告はまた、歪みマップの表示を含み得る。このステップは、反復補正を提供することができ、先行するステップに戻って補正が有効であるかを決定し得る。歪みが許容可能なレベルの範囲内にあるか、その範囲内に持ち込まれたかである場合、ステップ８０にて通知が行われる。

所定の許容差の範囲内で中心が一致する場合、ステップ８０で、校正成功メッセージがディスプレイ３６上に生成される。校正成功メッセージは、歪みマップ及び／又は放射線治療プランニングに関係するその他の統計の表示を含むことができる。

生成される歪みマップはまた、ユーザが収集したファントムのＣＴ画像を、保管されたファントムのＣＴ基準画像と比較することによって生成されることもでき、これは、ファントムの機械的完全性についての品質検査を提供する。歪みマップはまた、例えば患者の治療にわたってなど、時間上で比較されることもできる。例えば、最小、平均、最大などの統計をプロットして、各画像化可能素子の歪み値の相違を計算することができる。

認識されるように、ここの提示した特定の例示的な実施形態に関連して、規定の要素及び／又はコンポーネントに組み込まれているとして特定の構造機構及び／又は機能機構を説明した。しかしながら、企図されることには、これらの機構は、同一あるいは同様の利点のために、その他の要素及び／又はコンポーネントにも適宜同様に組み込まれ得る。また、認識されるように、これら例示的な実施形態の異なる態様も、望まれる用途に適した他の実施形態を達成するように適宜選択的に使用されることができ、それら他の実施形態は、それにより、ここに組み入れられた態様のそれぞれの利点を実現し得る。

また、認識されるように、ここに記載された特定の要素又はコンポーネントは、それらの機能を、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、又はこれらの組み合わせにより好適に実装し得る。さらに、認識されるように、ともに組み込まれるとしてここに記載された特定の要素は、好適な状況下で、スタンドアローン要素であってもよいし、その他の手法で分割されてもよい。同様に、１つの特定の要素によって実行されるとして記載された複数の機能が、個々の機能を実行するように独立に動作する複数の別個の要素によって実行されてもよいし、特定の個々の機能が分離されて、協調して動作する複数の別個の要素によって実行されてもよい。他の例では、互いに別個であるとしてここに記載且つ／或いは図示された幾つかの要素又はコンポーネントが、物理的あるいは機能的に適宜結合されてもよい。

要するに、本明細書は好適実施形態を参照して説明されている。明らかなように、本明細書を読んで理解した者は変更及び変形に想到し得る。本発明は、添付の請求項の範囲又はその均等範囲に入る限り、全てのそのような変更及び変形を含むと解されるものである。すなわち、認識されるように、様々な上述及びその他の機構及び機能又はそれらを代替するものは、数多くのその他異なるシステム又は用途に望ましく組み合わされてもよく、また、同様に以下の請求項に包含されるものである様々な現時では予測あるいは予期できない代替、変更、変形又は改善が、後に当業者によって為され得る。

Claims (20)

1. 磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置の品質保証のためのシステムであって、
   １８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さのファントムであり、
   ＭＲ及びＣＴで不活性な発泡体サポート内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子であり、前記空間分布は、前記磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされている、画像化可能な素子と、
   前記発泡体サポートを囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造と、
   を有するファントム、
   を有するシステム。
2. １つ以上のプロセッサであり、
   前記ＭＲ撮像装置を用いて前記ファントムのＭＲファントム画像を収集し、
   前記ファントム画像内で前記画像化可能な素子の位置を特定し、
   前記ＭＲファントム画像からの前記画像化可能な素子の前記位置を、事前収集されたＣＴ基準画像内の前記画像化可能な素子の位置と比較する
   ように構成された１つ以上のプロセッサ、
   を更に含む請求項１に記載のシステム。
3. 前記１つ以上のプロセッサは更に、
   ＣＴ撮像装置から前記ファントムの前記ＣＴ基準画像を収集し、
   前記ＣＴ基準画像と前記ＭＲファントム画像とをレジストレーションし、
   各画像化可能な素子が１つの単位セル内にあるように、前記画像化可能な素子の前記空間分布に基づいて、前記ＣＴ基準画像を単位セル群へとセグメント化し、
   各画像化可能な素子の位置を含んだテンプレートを生成し、
   前記テンプレート内の各画像化可能な素子の位置と、前記ＭＲファントム画像内の関連するボリュームとの相関をとり、
   最大の相関を計算し、且つ
   前記最大の相関に基づいて歪みマップを生成する
   ように構成されている、請求項２に記載のシステム。
4. 前記ファントムは更に、
   中心磁気共鳴周波数に対する強い信号基準、
   無線周波数パワー校正のための強い信号基準、及び
   画像平面内の幾何学的な基準
   のうちの少なくとも１つを提供する材料を充填された基準カラム
   を含む、請求項１乃至３の何れか一項に記載のシステム。
5. 前記１つ以上のプロセッサは更に、
   前記ファントムの収集されたＣＴ画像を前記事前収集されたＣＴ基準画像と比較する
   ように構成されている、請求項２乃至４の何れか一項に記載のシステム。
6. 前記ＣＴ基準画像又は前記ＭＲファントム画像の少なくとも一方を担持する非一時的なコンピュータ読み取り可能記憶媒体、
   を更に含む請求項２乃至５の何れか一項に記載のシステム。
7. 前記磁気共鳴撮像装置は、放射線治療プランニングで使用される画像を生成する、請求項１乃至６の何れか一項に記載のシステム。
8. 前記ファントムは、３つの空間次元の各々で少なくとも４０ｃｍ有する、請求項１乃至７の何れか一項に記載のシステム。
9. 前記ファントムは更に、
   前記ファントム内に封止された乾燥剤、
   前記ファントムの底面に取り付けられ、前記ファントムを水平にする足、
   前記ファントムの水平面を指し示す２つの方向の水準器、及び
   前記ファントムの外面に埋め込まれた案内線、
   のうちの少なくとも１つを含む、請求項１乃至８の何れか一項に記載のシステム。
10. 前記発泡体サポートは、
    ポリスチレン、
    ポリプロピレン、
    ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、
    クローズドセル気泡ゴム、
    エアロゲル、
    紙、
    ボール紙、
    バルサ材、
    ポリエチレン、及び
    ポリイミド
    のうちの少なくとも１つを含む、請求項１乃至９の何れか一項に記載のシステム。
11. 前記外部支持構造は、
    アクリル樹脂、
    ポリテトラフルオロエチレン、
    ポリオキシメチレン、
    ポリカーボネート、
    ポリエチレン、
    ポリプロピレン、
    ナイロン、
    ガラス繊維複合材料、及び
    合板
    のうちの少なくとも１つを含む、請求項１乃至１０の何れか一項に記載のシステム。
12. 放射線治療プランニングに関するファントムを用いた品質保証の方法であって、
    １８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さの医用撮像ファントムを、磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置内へと、手動で持ち上げ、前記医用撮像ファントムは、
    ＭＲ及びＣＴで不活性な発泡体サポート内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子であり、前記空間分布は、前記磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされている、画像化可能な素子と、
    前記発泡体サポートを囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造と、
    を有し、
    前記ＭＲ撮像装置を用いてＭＲファントム画像を収集し、
    前記ＭＲファントム画像からの前記画像化可能な素子の位置を、事前収集されたＣＴ基準画像内の前記画像化可能な素子の位置と比較する、
    ことを有する方法。
13. ＣＴ撮像装置から前記ファントムの前記ＣＴ基準画像を収集し、
    前記ＣＴ基準画像と前記ＭＲファントム画像とをレジストレーションし、
    各画像化可能な素子が１つの単位セル内にあるように、前記画像化可能な素子の前記空間分布に基づいて、前記ＣＴ基準画像を単位セル群へとセグメント化し、
    各画像化可能な素子の位置を含んだテンプレートを生成し、
    前記テンプレート内の各画像化可能な素子の位置と、前記ＭＲファントム画像内の関連するボリュームとの相関をとり、
    最大の相関を計算し、且つ
    前記最大の相関に基づいて歪みマップを生成する、
    ことを更に含む請求項１２に記載の方法。
14. 経時的に生成された複数の歪みマップが比較される、請求項１２に記載の方法。
15. 当該方法は更に、
    ＣＴ座標（ｘ，ｙ，ｚ）を用いて、ＭＲ座標：
    

    

    の各画像化可能な素子の中心：
    

    

    を計算することを含み、ただし、νは空間次元（ｘ，ｙ，ｚ）のうちの何れか１つであり、η_νは誘起された歪みを表すとともに、
    

    

    によって与えられ、ただし、Ｂ^Ｎ _υは、
    

    

    として球面調和関数で表現されるυ勾配チャネルによる非線形磁場であり、ここで、（ｒ，θ，φ）は球座標であり、ａ_{ｖ（ｎ，ｍ）}及びｂ_{ｖ（ｎ，ｍ）}は、度数ｎ及び次数ｍの球面調和係数である。同様に、Ｐ_{（ｎ，ｍ）}は、度数ｎ及び次数ｍのルジャンドル陪多項式である、
    請求項１２乃至１４の何れか一項に記載の方法。
16. 前記ファントムの識別子に基づいて、第１の画像のファントムが第２の画像のファントムと同じであることを検証し、且つ
    校正が成功したことのメッセージを表示装置上に表示する、
    ことを更に含む請求項１２乃至１５の何れか一項に記載の方法。
17. 前記医用撮像ファントムは更に、
    中心磁気共鳴周波数に対する信号基準を特定すること、
    無線周波数パワー校正のための信号基準を特定すること、及び
    画像平面内の幾何学的な基準を特定すること、
    のうちの少なくとも１つを実行するために使用される基準カラムを含む、請求項１２乃至１６の何れか一項に記載の方法。
18. 請求項１２乃至１７の何れか一項に記載の方法を実行するよう１つ以上の電子データ処理装置を制御するソフトウェアを格納した、非一時的なコンピュータ読み取り可能記憶媒体。
19. 請求項１２乃至１７の何れか一項に記載の方法を実行するように構成された電子データ処理装置。
20. １８．２ｋｇ（４０ｌｂｓ）未満の重さの医用撮像ファントムであり、
    ＭＲ及びＣＴで不活性な支持体内に配置された、３次元空間分布をしたＭＲ及びＣＴで画像化可能な素子であり、前記空間分布は、磁気共鳴撮像装置の撮像ボリュームを完全に充たすような大きさにされている、画像化可能な素子と、
    前記支持体を囲んで気密封止するＭＲ及びＣＴで不活性な外部支持構造と、
    を有する医用撮像ファントム。

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