JP2018528004A - 磁気共鳴イメージング（ｍｒｉ）ファントムの較正方法 - Google Patents

Abstract

本発明の目的は、ＭＲＩベースの治療、特にＭＲＩベースの放射線療法を改善することである。この目的は、期待される幾何学的形状を有し、幾何学的不正確性を有すると分かっている前記幾何学的形状中の位置に少なくとも１つの磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）検出可能部分を含むＭＲＩファントムを較正する方法により達成される。本方法は次のステップを含む：ステップ１：前記ＭＲＩ検出可能部分が前記磁気共鳴イメージングシステムの勾配系の対称平面内にあるように、前記ファントムを磁気共鳴システムの決められた位置に配置するステップと、ステップ２：第１のシーケンスにより前記ファントムのＭＲＩ検出可能部分のＭＲＩ画像を取得する、前記ＭＲＩ画像は複数のスライスを含むステップと、ステップ３：前記ＭＲＩ画像における前記部分の表現と位置とに基づいて前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分の幾何学的不正確性を決定するステップとを含む。

Description

本発明は、磁気共鳴イメージングに関し、より具体的に、磁気共鳴イメージングの幾何学的精度の決定に関する。

あるアプリケーションでは、特に治療の分野では、磁気共鳴イメージングの幾何学的精度が重要である。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）スキャナの幾何学的精度を測定するため、位置がはっきりしたＭＲＩ可視物質のファントムが一般には使われる。直径２００〜３００ｍｍの球形ボリュームのような限られた視野（ＦＯＶ）に対して、そのようなファントムはしばらく存在していた。しかしながら、放射線療法の場合、幾何学的精度は、患者によりカバーされ、放射線治療計画に使用されるボリューム全体で特徴づけられる必要があり、皮膚の輪郭は直径５００ｍｍまでの球形または円筒形のボリュームを満たすことができる。

例えば、特許文献１は、放射線治療計画の分野で使用するためのファントムを記載している。ファントムのサイズは、２６０×２６０×２８０ｍｍ３である。
Ｓｔａｎｅｓｃｕ ｅｔ ａｌ、「Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ３Ｄ ｓｙｓｔｅｍ ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ＭＲ ｉｍａｇｅｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ａｐｐｌｉｅｄ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｍｅｄｉｃａｌ ｐｈｙｓｉｃｓ， ｖｏｌ １１（１）， ２０１０

本発明の目的は、ＭＲＩベースの治療、特にＭＲＩベースの放射線療法を改善することである。この目的は、期待される幾何学的形状を有し、幾何学的不正確性を有すると分かっている前記幾何学的形状中の位置に少なくとも１つの磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）検出可能部分を含むＭＲＩファントムを較正する方法により達成される。該方法は：
ステップ１：前記ＭＲＩ検出可能部分が前記磁気共鳴イメージングシステムの勾配系の対称平面内にあるように、前記ファントムを磁気共鳴システムの決められた位置に配置するステップと、
ステップ２：第１のシーケンスにより前記ファントムのＭＲＩ検出可能部分のＭＲＩ画像を取得する、前記ＭＲＩ画像は複数のスライスを含むステップと、
ステップ３：前記ＭＲＩ画像における前記部分の表現と位置とに基づいて前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分の幾何学的不正確性を決定するステップとを含む。

別の態様によれば、本発明は、請求項８に記載のコンピュータプログラム製品である。

ＭＲＩスキャナのイメージングボリューム全体（直径５００ｍｍの球形ボリュームなど）の幾何学的精度を測定するには、明確に定義された位置にＭＲ可視的特徴を有する大きくかつ機械的に正確なファントムが必要である。本発明者らの洞察によると、このようなサイズの安定したファントムを製作することは困難である。さらに、本発明者らの洞察によれば、サブミリメートル精度のファントムの製作は困難である。機械的精度の要求を緩和するために、ファントムの期待される幾何形状からの偏差を決定するために、実際のＭＲＩ歪み測定の前に、独立した測定値で、ファントムを較正することができる。提案された較正方法を使用することにより、より大きなＦＯＶにわたって幾何学的精度をより高い信頼性で決定することができ、ＭＲＩ画像に基づく治療の精度を改善することができる。

較正手順は、いくつかの前提に基づく。ＭＲＩスキャナにおいて、ｘ＝０平面がゼロのｘ−歪みを有し、ｙ＝０平面がゼロのｙ−歪みを有し、ｚ＝０平面がゼロのＺ−歪みを有すると仮定してもよい。これは、勾配コイル（ｘ＝０、ｙ＝０またはｚ＝０に位置する）の対称平面のために仮定され得る。従って、較正されているファントムの部分が、この部分のＭＲＩ画像における対称平面から外れている場合、この偏差は機械的な不正確さに起因し、この不正確さは使用されるイメージングシーケンスによって引き起こされないと仮定することができる。ファントムの不正確さが決定された後、この情報は、その後のＭＲＩスキャン、例えば、放射線治療計画を立てるために使用されるＭＲＩスキャンの不正確さを決定するときに考慮に入れることができる。

ファントムの一部の、対称平面からの偏差を決定するために、複数のスライスをある方向に取得する必要がある。好ましくは、スライスは、１ミリメートル未満の厚さを有する。この目的のために、第１のシーケンスは３Ｄシーケンスであり得る。あるいは、複数の２Ｄスライスを取得することもできる。好ましくは、それらの複数の２Ｄスライスは離間していない。好ましくは、シーケンスは高速フィールドエコーまたはターボスピンエコーシーケンスである。

ＭＲＩファントムは、ＭＲＩ適合材料でできており、そのような材料は、ＭＲＩシステムのＢ０フィールドに最小限の影響しか及ぼさないように選択される。しかし、常にいくらかのＢ０効果はある。したがって、本発明の実施形態によれば、画像取得の受信フェーズ中の第１のシーケンスにおいて、読み出し方向の高い信号帯域幅が使用される。このような高い信号帯域幅の使用は、較正プロセスにおけるＢ０ひずみの影響を無視できるようにするのに役立つ。本発明の他の実施形態によれば、読み出し方向は、対称平面内にあるように選択される。このようにして、結果として得られるＭＲＩ画像におけるＢ０効果が低減される。

一実施形態によれば、較正方法は、ＭＲＩファントムの複数の部分に適用される。このようにして、より大きな領域を較正することができる。較正方法をＭＲＩファントムの複数の部分に適用することにより、ファントムのより大きな領域が、後続のＭＲＩ画像の幾何学的精度を決定するのに適している。ファントムを同時に複数の対称平面に沿って配置する（例えば、１つの部分をｘ＝０平面内に配置し、１つの部分をｙ＝０平面内に配置する）ことによって、複数の部分への適用を達成することができる。また、ファントムは、第１の部分と第２の部分との幾何学的不正確さの決定の間に移動させることができる。これは、例えば手動で交換するか、またはＭＲＩシステムのスキャナテーブルを動かすことによって行うことができる。この動きは、コンピュータプログラムによって自動的に制御することもできる。このようにして、ファントムのより大きな部分を較正することができ、次により大きなＦＯＶに対して後続のＭＲＩ画像の幾何学的精度（ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ ａｃｃｕｒａｃｙ）を決定することができる。放射線治療用途では、ＭＲＩシステムのｚ軸方向に３００ｍｍ以上のＦＯＶが有利である。これらの場合、好ましくは、ファントムの第１の部分の幾何学的精度を決定するために使用されるシーケンスは、ファントムの第２の部分の幾何学的精度を決定するために使用されるシーケンスと同じである。

他の一態様では、本発明は、長さが３００ｍｍより長く互いに離れている複数のプレートまたは平面構造を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）ファントムであり、前記プレートは、磁気共鳴イメージングシステムによって検出可能なマーカを含み、プレートのマーカは、プレート内の他のマーカに対する相対的な位置が分かっていて、それにより、プレートのお互いの相対位置は、プレート上のマーカの相対的位置よりも正確には分からない。この理由は、製作中に、プレート内のマーカ位置を正確にすることができ、プレートのお互いの相対位置を正確に製作することができないからである。

その大きさによって、ファントムは、多くの用途および患者において（放射線）治療目的のために使用されるＭＲＩ画像を較正するのに十分な大きさである。ファントムは、プレートまたは平面構造内のマーカの位置の精度が、ＭＲＩ画像の幾何学的精度の決定の目的で使用されるのに十分に大きくなるように設計される。プレートの相対的な位置はそれほど正確ではなく、大きなファントムを作成するのがより簡単で安価になる。ファントム内のプレートを使用することにより、ファントムの部品（この場合はプレート）をＭＲＩシステムの勾配系の対称平面内に配置することが可能になる。これにより、上述の較正手順が可能になる。

好ましくは、１つ以上のプレートの長さは、より大きなＦＯＶをカバーするために、４００ｍｍよりも大きい。本発明の実施形態によれば、ＭＲＩファントムは、最初のプレートと最後のプレートとを含み、最初のプレートと最後のプレートとの間の距離は３００ｍｍより大きい。このようなファントムを用いて、ＭＲＩシステムのｚ方向に沿って３００ｍｍのＦＯＶにわたって較正することができるので、有利である。

本発明の上記その他の態様を、以下に説明する実施形態を参照して明らかにし、説明する。

磁気共鳴イメージングＭＲＩシステムの検査空間１００を示す模式図である。 ファントムの一例を示す図である。 本発明によるファントムのＭＲＩ画像のスライスを示す図である。

図１は、磁気共鳴イメージングＭＲＩシステムの検査空間１００を示す模式図である。ＭＲＩシステムは、それぞれｘ、ｙ、及びｚ方向に磁場勾配を印加するために、ｘ、ｙ、及びｚ勾配コイル系を備える。勾配コイルによって生成される勾配磁場には、いくらかの歪みが存在することがある。しかしながら、ｘ＝０平面１１２がゼロのｘ−歪みを有し、ｙ＝０平面１１４がゼロのｙ−歪みを有し、ｚ＝０平面１１０がゼロのＺ−歪みを有すると仮定してもよい。これは、これらの面がＭＲＩシステムの勾配コイル系の対称平面であるためである。さらに、図１では、アイソセンタ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）１０２が示されている。

図２は、検査空間１００内に配置されるように構成されたファントム２１０の一例を示す模式図である。ファントム２１０は複数のプレートを含み、プレートは、ＭＲＩシステムのスキャナテーブル２０８に垂直に配置されたとき、ｚ＝０プレート１１０と平行である。プレートは、ＭＲＩ検出可能マーカ２１４を含む。プレートは、互いに離れて２２０配置され、スキャナテーブル上に直接配置することができる。しかしながら、これらのプレートは、接続されているが離間しているように、接続部材２４０によって互いに接続されていることが好ましい。接続部材は好ましくは剛性である。接続部材は、使用中にスキャナテーブルに必ずしも接触していない。１つ以上のプレートの長さ２３０は３００ｍｍ以上、好ましくは４００ｍｍ以上である。第１のプレート２１２と最後のプレート２１５との間の距離２６０は、好ましくは２００ｍｍより大きく、より好ましくは３００ｍｍより大きい。

較正手順は、いくつかの前提に基づく。第１に、プレート２１２，２１５，２１６に対して、マーカ挿入（ｍａｒｋｅｒ ｉｎｓｅｒｔｓ）２１４のグリッド（単一のプレート上にのみ示されている）を正確にすることができると仮定する。この仮定は、マーカの面内間隔（ｉｎ−ｐｌａｎｅ ｓｐａｃｉｎｇ）に限定され、ファントムを組み立てる前に機械的測定によって確認することができる。具体的には、インサートの面内精度（ｔｈｒｏｕｇｈ−ｐｌａｎｅ ａｃｃｕｒａｃｙ）に関しては何も仮定されてなく、例えば、プレート２１２は曲げられてもよい。不正確さの別の原因は、プレートが互いに完全に整列されていなくてもよく、例えば、あるプレートのマーカーグリッド全体が、他のプレートのマーカーグリッドに対してｘオフセットおよび／またはｙオフセットを有してもよい。これらのオフセットおよびマーカプレートの曲率を測定するために、上記の仮定が必要である：ｘ＝０平面はゼロのｘ−歪みを有し、ｙ＝０平面はゼロのｙ−歪みを有し、ｚ＝０平面はゼロのｚ−歪みを有する。理想的には、これらの仮定は、勾配コイルの対称性のため正確に成り立つ。実際には、平坦であることが確認された単一の特徴のない、場合によっては厚くてかさばるプレートを製造することによって、これらの仮定を立証することができる。検証測定は、プレート２１２の表面にゲルパッドのようなＭＲＩ可視材料を付着させ、ＭＲＩシステムのｚ＝０面においてプレートを１つずつ走査することによって行うことができる。

これらの前提を念頭に置いて、提案の較正手順は次のとおりである：
１． ファントムの第１のプレート（または部分）２１２をｚ＝０平面１１０に移動する。
２． サブミリメータスライス（ｓｕｂｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ ｓｌｉｃｅｓ）と読み取り方向の高い信号帯域幅でプレート（または一部）の３Ｄスキャンを行う。ｚ勾配コイルの対称性に関する仮定のために、画像内で検出されるｚ歪みは、ファントムの機械的不正確性でなければならない。
３． １つずつ、ファントムの後続のプレート（または部分）をｚ＝０平面に移動し、前のステップを繰り返す。この移動は、スキャナテーブル２０８を動かすことによって自動的に達成することができる。
４． ファントムの中心プレート２１６がｚ＝０平面にあるとき、ｘ＝０及びｙ＝０平面１１２，１１４の周りの薄いスライスを有する３次元冠状及び矢状方向のスキャンも取る。ｙ勾配コイルの対称性を考慮すると、これらの画像で検出される任意のｘおよびｙの歪みは、前述したマーカプレート間のｘおよびｙオフセットのためでなければならない。
５． １つずつ、プレートの残りをｚ＝０平面に移動し、ステップ２を繰り返す。

この方法により、ファントムの実際の幾何学的形状を決定することができる。この実際の幾何学的形状が分かれば、その後のＭＲＩ画像の幾何学的正確性を、ファントムを用いて決定できる。

理想的には、これらの仮定は、勾配コイルの対称性のため成り立つ。
実際には、平坦であることが確認された単一の特徴のない、場合によっては厚くてかさばるプレートを製造することによって、これらの仮定を立証することができる。検証測定は、平坦なプレートの表面にゲルパッドのようなＭＲ可視材料を付着させ、スキャナ中心平面のそれぞれにおいて、プレートを１つずつスキャンすることによって行うことができる。

図３は、本発明によるファントムのＭＲＩ画像のスライス３００を示す図である。ＭＲＩのスライス表現３１０中に、検出可能マーカ２１４が見える。右側画像の黒色領域３２０によって、プレートが対称平面１１０から逸脱していることが分かる。偏差の量および幾何学的不正確さは、ＭＲＩ画像の３次元ボリュームを分析することによって決定することができる。

本発明を、図面と上記の説明に詳しく示し説明したが、かかる例示と説明は例であり限定ではなく、本発明は開示した実施形態には限定されない。

Claims (12)

1. 期待される幾何学的形状を有し、幾何学的不正確性を有すると分かっている前記幾何学的形状中の位置に少なくとも１つの磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）検出可能部分を含むＭＲＩファントムの較正方法であって、
   ステップ１：前記ＭＲＩ検出可能部分がＭＲＩシステムの勾配系の対称平面内にあるように、前記ＭＲＩファントムを前記ＭＲＩシステムの決められた位置に配置するステップと、
   ステップ２：第１のシーケンスにより前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分のＭＲＩ画像を取得する、前記ＭＲＩ画像は複数のスライスを含むステップと、
   ステップ３：前記ＭＲＩ画像における前記ＭＲＩ検出可能部分の表現と位置とに基づいて前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分の幾何学的不正確性を決定するステップとを含む、
   ＭＲＩファントムの較正方法。
2. 前記ＭＲＩ画像は読み出し方向において２５０Ｈｚ／ｍｍより大きい受信帯域幅を用いて取得される、請求項１に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
3. 方法ステップ１ないし３を前記ＭＲＩファントムの複数の部分に適用する、
   請求項１または２に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
4. 前記ＭＲＩファントムは第１の部分の幾何学的不正確性の決定と、第２の部分の幾何学的不正確性の決定との間で動かされる、
   請求項３に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
5. 前記ＭＲＩファントムは、前記ＭＲＩシステムのスキャナテーブル上に配置され、前記動きは前記スキャナテーブルの動きによって実行される、
   請求項４に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
6. 前記ＭＲＩファントムの第１の部分は前記勾配系の第１の対称平面内にあり、前記ＭＲＩ画像は前記第１の対称平面に沿って取得され、前記ＭＲＩファントムの第２の部分は前記勾配系の第２の対称平面内にあり、前記ＭＲＩ画像は前記第２の対称平面に沿って取得される、
   請求項３に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
7. 前記ＭＲＩファントムの部分を、決められた幾何学的不正確性と組み合わせて使用し、その後のイメージングシーケンスの幾何学的不正確性を決定するステップを含む、
   請求項１または２に記載のＭＲＩファントムの較正方法。
8. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）ファントムの幾何学的正確性を決定するために用いるコンピュータプログラムであって、
   ＭＲＩシステムに、第１のシーケンスにより前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分のＭＲＩ画像を取得させ、前記ＭＲＩ画像は複数のスライスを含み、
   前記ＭＲＩファントムが前記ＭＲＩシステムの勾配系の対称平面内に配置されているとの仮定の下、コンピュータに、前記ＭＲＩ画像の一部の表現及び位置に基づいて、前記ＭＲＩファントムのＭＲＩ検出可能部分の幾何学的不正確性を決定させる、
   コンピュータプログラム。
9. 前記ＭＲＩシステムに読み出し方向で２５０Ｈｚ／ｍｍより大きい受信帯域幅を用いて前記ＭＲＩ画像を取得させる、請求項８に記載のコンピュータプログラム。
10. 前記ＭＲＩファントムの複数の部分の幾何学的不正確性を決定させる、
    請求項８に記載のコンピュータプログラム。
11. 前記ＭＲＩシステムに、第１のシーケンスに基づく前記ＭＲＩファントムの第１の部分の幾何学的不正確性の決定と、第２のシーケンスに基づく第２の部分の幾何学的不正確性の決定との間に、前記ＭＲＩシステムのスキャナテーブルを移動させる、
    請求項１０に記載のコンピュータプログラム。
12. 前記ＭＲＩファントムの部分の決定された不正確性と組み合わせて、後続のシーケンスで読み出した前記ＭＲＩファントムの部分のＭＲＩ画像に基づき、後続のシーケンスの幾何学的正確性を決定させる、
    請求項８ないし１１いずれか一項に記載のコンピュータプログラム。

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