JPWO2016084964A1 - Phantom for magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
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Abstract
本発明の磁気共鳴イメージング装置用ファントムは、磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を保持する複数の基準球構造（２）を具備し、当該複数の基準球構造（２）は３次元格子状に配置しており、基準球構造（２）同士は互いに流路で連結していることを特徴とする。これにより、ＭＲＩ装置における幾何的歪みと信号むらを３次元的に補正するためのファントムを提供することが可能となる。The phantom for a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a plurality of reference sphere structures (2) that hold substances that can be imaged by the magnetic resonance imaging apparatus, and the plurality of reference sphere structures (2) are arranged in a three-dimensional lattice shape. The reference sphere structures (2) are connected to each other through a flow path. Accordingly, it is possible to provide a phantom for three-dimensionally correcting geometric distortion and signal unevenness in the MRI apparatus.
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置による撮像において正確な計測の妨げとなっている幾何的歪みや信号むらの補正を目的とするファントムに関するものである。 The present invention relates to a phantom intended to correct geometric distortion and signal irregularities that hinder accurate measurement in imaging by a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus.
ＭＲＩ装置により撮像された画像には、ハードウェア等の制限によって磁場勾配が非直線的になる事に起因する画像の幾何的歪みが知られている。 An image captured by the MRI apparatus is known to have a geometric distortion of the image due to a non-linear magnetic field gradient due to hardware limitations.
また、ＭＲＩ装置により撮像された画像では、電磁波の照射・浸透むらや、コイルの受信感度むらなどに起因する信号値の不均一性が存在し、同一の物質であっても３次元的な位置の違いによって違う輝度で表現されてしまうという現象、いわゆる信号むらが発生する。 In addition, in the image captured by the MRI apparatus, there is non-uniformity of signal values due to electromagnetic wave irradiation / penetration unevenness, coil receiving sensitivity unevenness, etc., and even the same substance has a three-dimensional position. The phenomenon that the image is expressed with different luminance due to the difference of the so-called signal unevenness occurs.
ＭＲＩ装置による頭部撮影では１９９０年代頃より３次元画像処理によって脳体積などを測定することが可能となっているが、前記の幾何的歪みや信号むらの存在は、正確な脳体積測定の大きな妨げとなっている。
したがって、これらの幾何的歪みや信号むらを３次元的に補正できれば、ＭＲＩ装置による正確な脳体積測定が可能となることが期待される。Head imaging using an MRI apparatus has been able to measure brain volume and the like by three-dimensional image processing since the 1990s, but the presence of the above-described geometric distortion and signal unevenness is a major factor in accurate brain volume measurement. It is a hindrance.
Therefore, if these geometric distortions and signal irregularities can be corrected three-dimensionally, it is expected that accurate brain volume measurement using an MRI apparatus will be possible.
特許文献１には、ＭＲＩ装置により撮像可能なマーカーを３次元格子状に担持したＭＲＩ装置用ファントムによって、撮像画像の幾何的歪みを補正する技術が開示されている。 Patent Document 1 discloses a technique for correcting geometric distortion of a captured image using an MRI apparatus phantom that supports markers that can be imaged by an MRI apparatus in a three-dimensional lattice shape.
非特許文献１には、市販のファントムを用いて、前記幾何的歪み及び信号むらを補正するためのアプリケーションソフトウェアの研究開発が開示されている。 Non-Patent Document 1 discloses research and development of application software for correcting the geometric distortion and signal unevenness using a commercially available phantom.
しかしながら、特許文献１のＭＲＩ装置用ファントムでは、前記の信号むらの補正についてはなんら記載も示唆もされてない。また、ＭＲＩ装置により頭部撮影を行う場合、ファントム内に頭部の向きを同定するためのマーカーがないため、撮影された画像上で頭部の向きを決定することが不可能な構造となっている等の課題がある。 However, in the phantom for an MRI apparatus of Patent Document 1, there is no description or suggestion about the correction of the signal unevenness. Further, when head imaging is performed with an MRI apparatus, since there is no marker for identifying the head orientation in the phantom, it is impossible to determine the head orientation on the captured image. There are issues such as.
非特許文献１記載のファントムは、ＭＲＩ装置及び画質の品質管理用として、米国The Phantom Laboratory社からMagphan（登録商標）Quantitative Imaging Phantomの商品名で販売されている。
これは球状筐体の内部に複数個の独立した中空構造（球形）を３次元に配列したファントムであり、その中空球部にＭＲＩ撮像可能な物質（硫酸銅水溶液や水等の液体）を封入して使用するものである。このファントムは前記の幾何的歪み補正及び信号むら補正に利用可能である。
しかしながら、前記中空球部は独立した構造であるため、そこに液体を封入する際には、個別に栓をする方式となることからわずらわしいこと、また封入後の気泡の除去が困難でさらに封入液の液漏れが頻繁に起こる構造となっている。
そして、前記中空球部中に気泡が含まれた場合には、気泡はＭＲＩ装置では撮像されず、画像の欠損部となり、その程度が大きいと、前記幾何的歪み及び信号むらの補正は不可能となる。
また、中空球部はそれぞれ独立したソケット型となっており、当該ソケットの交換や運搬時の外力や振動でソケット部分が破損しやすいこと、さらには、画像上で向きを決定するための中空球部が人体の向きで右側頭部と顎の部分に１つずつ存在するが、顎の部分は受信コイルの低感度部分にあたるため画質劣化を起こしやすく、当該中空球部の検出・位置測定精度の低下を起こす原因となり得る等の課題がある。The phantom described in Non-Patent Document 1 is sold under the trade name of Magphan (registered trademark) Quantitative Imaging Phantom from The Phantom Laboratory in the United States as an MRI apparatus and for quality control of image quality.
This is a phantom in which a plurality of independent hollow structures (spherical shapes) are arranged three-dimensionally inside a spherical housing, and a substance capable of MRI imaging (liquid such as an aqueous solution of copper sulfate or water) is enclosed in the hollow spherical portion. To use. This phantom can be used for the geometric distortion correction and the signal unevenness correction.
However, since the hollow sphere portion has an independent structure, it is troublesome because it is a method of individually plugging the liquid into the hollow sphere portion, and it is difficult to remove the air bubbles after the encapsulation, and the encapsulated liquid The liquid leaks frequently.
When bubbles are included in the hollow sphere, the bubbles are not picked up by the MRI apparatus and become defective portions of the image. If the degree is large, correction of the geometric distortion and signal unevenness is impossible. It becomes.
Each hollow sphere is an independent socket type, and the socket part is easily damaged by external force or vibration during replacement or transportation of the socket. Furthermore, the hollow sphere for determining the orientation on the image There is one part in the right head and chin part in the direction of the human body, but the chin part is a low sensitivity part of the receiving coil, so it is easy to cause image quality degradation, and the detection and position measurement accuracy of the hollow sphere part is There are problems such as the possibility of causing a decrease.
本発明の目的は、上記課題を解決して、ＭＲＩ装置における幾何的歪みと信号むらを３次元的に補正するためのファントムを提供することにある。 An object of the present invention is to solve the above-described problems and provide a phantom for correcting three-dimensionally geometric distortion and signal unevenness in an MRI apparatus.
上記目的を達成するために、本発明は次の手段を講じる。
［１］磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を保持する複数の基準球構造を具備し、当該複数の基準球構造は３次元格子状に配置しており、基準球構造同士は互いに流路で連結していることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［２］上記第［１］の発明において、前記３次元格子状の配置は、前記ファントム本体頂部から中心を通って下端部まで至る中心軸上、及び当該中心軸を中心とする円柱殻上または前記ファントムの本体中心に対する球殻若しくは回転楕円体殻上の配置を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［３］上記第［１］または［２］の発明において、前記中心軸に沿って貫通孔を具備し、当該貫通孔と前記基準球構造が流路で連結しており、前記基準球構造のうち１部が方向決定用として配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［４］上記第［１］乃至第［３］のいずれかの発明において、前記基準球構造のうち１部が画像の信号雑音比の測定用として配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［５］上記第［１］乃至第［４］のいずれかの発明において、前記ファントム本体は球形、回転楕円体形または砲弾形であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.
[1] A plurality of reference sphere structures that hold substances that can be imaged by a magnetic resonance imaging apparatus are provided. The plurality of reference sphere structures are arranged in a three-dimensional lattice, and the reference sphere structures are mutually connected by flow paths. A phantom for a magnetic resonance imaging apparatus characterized by being connected.
[2] In the invention of [1], the three-dimensional lattice-like arrangement is arranged on a central axis extending from the top of the phantom body to the lower end through the center and on a cylindrical shell centering on the central axis, or A phantom for a magnetic resonance imaging apparatus, comprising an arrangement on a spherical shell or a spheroid shell with respect to the center of the phantom.
[3] In the invention of [1] or [2], a through hole is provided along the central axis, and the through hole and the reference sphere structure are connected by a flow path. A part of the phantom for magnetic resonance imaging apparatus is arranged for determining the direction.
[4] The magnetic resonance imaging according to any one of [1] to [3], wherein a part of the reference sphere structure is arranged for measuring a signal-to-noise ratio of an image. Equipment phantom.
[5] The phantom for a magnetic resonance imaging apparatus according to any one of the above [1] to [4], wherein the phantom body is spherical, spheroidal, or bullet-shaped.
本発明の磁気共鳴イメージング装置用ファントムは、磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を保持するための複数の基準球構造を具備し、当該複数の基準球構造は３次元格子状に配置しており、基準球構造同士は互いに流路で連結していることを特徴とする。
このことによって、ＭＲＩ装置により本発明のファントムを撮像して、当該ファントムの撮像画像を取得して、当該ファントム画像における基準球構造の位置情報と３次元的位置の相違に基づく輝度相違情報等と、実際の当該ファントムにおける基準球構造の位置情報等に基づき、ＭＲＩ装置により撮像される撮像対象の撮像画像の幾何的歪み及び信号むらを３次元的に補正するためのパラメータを決定し、そのパラメータを用いて実際のＭＲＩ装置により撮像される撮像対象の撮像画像を補正するので、幾何的歪み及び信号むらを３次元的に補正することができる。
また、基準球構造は独立したソケット型ではなく固定されているので、基準球構造の交換は必要なく、また運搬時の外力や振動で基準球構造が破損することはない。The phantom for a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a plurality of reference sphere structures for holding substances that can be imaged by the magnetic resonance imaging apparatus, and the plurality of reference sphere structures are arranged in a three-dimensional lattice shape. The reference sphere structures are connected to each other by a flow path.
Accordingly, the MRI apparatus images the phantom of the present invention, acquires the captured image of the phantom, the position information of the reference sphere structure in the phantom image, the brightness difference information based on the difference in the three-dimensional position, and the like. Based on the position information of the reference sphere structure in the actual phantom, parameters for three-dimensionally correcting the geometric distortion and signal unevenness of the picked up image picked up by the MRI apparatus are determined. Since the captured image of the imaging target imaged by the actual MRI apparatus is corrected using, geometric distortion and signal unevenness can be corrected three-dimensionally.
Further, since the reference sphere structure is fixed rather than an independent socket type, it is not necessary to replace the reference sphere structure, and the reference sphere structure is not damaged by external force or vibration during transportation.
ここで、基準球構造は完全な球構造であることが好ましいが、回転楕円体構造となっていてもよい。そのサイズ、個数については特に限定はなく、ＭＲＩ画像に劣化があっても基準球構造を認識できる相対サイズ、個数に調整できる。例えば、サイズ（直径、長径等）に関してはファントム本体サイズ（直径、長径等）に対して、１／３０〜１／５の範囲であることが好ましく、更に好ましくは１／１５〜１／１０の範囲である。個数に関しては、補正精度の観点からファントム本体に可能な限り配置することが好ましいが、その数はファントム本体と基準球構造のサイズの相対比から上限値が決定されるものである。
そして、基準球構造はＭＲＩ装置により撮像可能な物質を保持するが、その保持する方法は特に限定されない。例えば、中実体の内部に基準球構造を有する構造体を作成し、それを分割分離して、ＭＲＩ装置により撮像可能な物質を前記基準球構造に充填し、その後分割パーツを組み合わせて、前記物質を密封することによって、保持することができる。
また、表面から内部の基準球構造まで穴を貫通させ、それを介して前記物質を充填し、その後、穴を塞ぐことによっても保持することができる。
また、ＭＲＩ装置により撮像可能な物質についても特に限定するものではなく、脳等の生体組織と同程度の緩和時間を有し、ＭＲＩ装置により撮像可能な物質であればよい。その中でも、脳組織と同程度の緩和時間に調整が可能な硫酸銅水溶液、及び塩化ニッケル水溶液等の液体が好適に用いられる。Here, the reference sphere structure is preferably a perfect sphere structure, but may be a spheroid structure. There is no particular limitation on the size and number, and the relative size and number can be adjusted so that the reference sphere structure can be recognized even if the MRI image is deteriorated. For example, the size (diameter, major axis, etc.) is preferably in the range of 1/30 to 1/5, more preferably 1/15 to 1/10 of the phantom body size (diameter, major axis, etc.). It is a range. The number is preferably arranged in the phantom body as much as possible from the viewpoint of correction accuracy, but the upper limit is determined from the relative ratio of the sizes of the phantom body and the reference sphere structure.
The reference sphere structure holds a substance that can be imaged by the MRI apparatus, but the holding method is not particularly limited. For example, a structure having a reference sphere structure inside a solid body is created, and the structure is divided and separated, and a substance that can be imaged by an MRI apparatus is filled in the reference sphere structure, and then the divided parts are combined to form the substance. Can be retained by sealing.
It can also be held by penetrating a hole from the surface to the internal reference sphere structure, filling the substance through it and then closing the hole.
The substance that can be imaged by the MRI apparatus is not particularly limited as long as it has a relaxation time comparable to that of a biological tissue such as a brain and can be imaged by the MRI apparatus. Among them, liquids such as an aqueous copper sulfate solution and an aqueous nickel chloride solution that can be adjusted to a relaxation time comparable to that of brain tissue are preferably used.
本発明のファントムは、前記３次元格子状の配置は、前記ファントム本体頂部から中心を通って下端部まで至る中心軸上、及び当該中心軸を中心とする円柱殻上または前記ファントムの本体中心に対する球殻若しくは回転楕円体殻上の配置を含む構成とすることができる。
このことによって、ＭＲＩ撮像画像におけるさらに精度の高い基準球構造の位置情報及び３次元的位置の相違に基づく輝度相違情報等が得られるので、その結果、ＭＲＩ撮像画像における幾何的歪み及び信号むらをさらに高い精度で３次元的に補正することができる。In the phantom of the present invention, the three-dimensional lattice-like arrangement is on a central axis extending from the top of the phantom body to the lower end through the center, and on the cylindrical shell centering on the central axis or with respect to the center of the phantom body. A configuration including an arrangement on a spherical shell or a spheroid shell may be employed.
As a result, position information of the reference sphere structure with higher accuracy in the MRI image and luminance difference information based on the difference in the three-dimensional position can be obtained. As a result, geometric distortion and signal unevenness in the MRI image are reduced. Further, it can be corrected three-dimensionally with high accuracy.
ここで、ファントム本体頂部から中心を通って下端部まで至る中心軸とは、例えば、ファントムの中心点を原点とする３次元座標において、当該原点を通りファントム本体頂部から下端部まで至る垂線等があげられる。
中心軸を中心とする円柱殻とは、前記中心軸を回転軸として所定の大きさの矩形を回転させて得られる回転体の円柱殻の面であり、ファントム本体の中心に対する球殻若しくは回転楕円体殻上とは、ファントムの本体中心に対する球殻若しくは回転楕円体殻の表面である。そして、その表面は、円柱、球または回転楕円体の殻の表面全体である必要はなく、例えば半球体、半回転楕円体の殻の表面等であってもよい。
また、いずれの基準球構造とそれらの中心軸または面は少なくとも点接触するように配置されていればよい。以下に、各基準球構造の配置の位置決め許容範囲を示す。
基準球構造は、前記中心軸に対しては、基準球の半径をｒ、基準回転楕円体の長半径をａ、短半径をｂとした場合、好ましくは（１／１０）ｒ以上、（１／１０）ａ以上、若しくは（１／１０）ｂ以上の長さで線接触し、より好ましくは（１／２）ｒ以上、（１／２）ａ以上、若しくは（１／２）ｂ以上の長さで線接触し、更に好ましくは（４／５）ｒ以上、（４／５）ａ以上、若しくは（４／５）ｂ以上の長さで線接触するように配置させることができる。
また、基準球構造は、前記円柱殻、または球殻もしくは回転楕円体殻の面に対しては、好ましくは基準球構造の最大断面積の少なくとも１／１０の面積で面接触し、より好ましくは少なくとも１／２の面積で面接触し、更に好ましくは少なくとも４／５の面積で面接触するように配置させることができる。
さらに、これら面の数、組み合わせについては特に制限はなく、例えば、２つ以上の同心円柱殻面上または２つ以上の同心球殻面上もしくは同心回転楕円体殻面に配置させ、あるいは１つ以上の円柱殻面と球殻面もしくは回転楕円体殻面上に配置させてもよい。さらに、同心の円柱殻と球殻もしくは回転楕円体殻の混成構造体表面上に配置させてもよい。Here, the central axis extending from the top of the phantom body through the center to the lower end is, for example, a perpendicular line extending from the top of the phantom body to the lower end in the three-dimensional coordinates with the center point of the phantom as the origin. can give.
The cylindrical shell centered on the central axis is the surface of the cylindrical shell of a rotating body obtained by rotating a rectangle of a predetermined size with the central axis as a rotation axis, and is a spherical shell or a rotating ellipse with respect to the center of the phantom body. On the body shell is the surface of the spherical shell or spheroid shell relative to the center of the phantom body. The surface does not have to be the entire surface of the shell of a cylinder, a sphere, or a spheroid, and may be the surface of a shell of a hemisphere, a semi-spheroid, or the like.
Further, any reference sphere structure and their central axis or plane may be arranged so as to be at least point-contacted. The allowable positioning range of the arrangement of each reference sphere structure is shown below.
The reference sphere structure is preferably (1/10) r or more when the radius of the reference sphere is r, the long radius of the reference spheroid is a, and the short radius is b with respect to the central axis, (1 / 10) a or more, or (1/10) b or more in line contact, more preferably (1/2) r or more, (1/2) a or more, or (1/2) b or more It can be arranged so as to make a line contact with a length, and more preferably a line contact with a length of (4/5) r or more, (4/5) a or more, or (4/5) b or more.
Further, the reference spherical structure is preferably in surface contact with the surface of the cylindrical shell, or the spherical shell or the spheroid shell, preferably with an area of at least 1/10 of the maximum cross-sectional area of the reference spherical structure, more preferably It can be arranged so that it is in surface contact with at least an area of 1/2, more preferably in surface contact with an area of at least 4/5.
Further, the number and combination of these surfaces are not particularly limited. For example, they are arranged on two or more concentric cylindrical shell surfaces, two or more concentric spherical shell surfaces or concentric spheroid shell surfaces, or one You may arrange | position on the above cylindrical shell surface, a spherical shell surface, or a spheroid shell surface. Furthermore, it may be arranged on the surface of the hybrid structure of concentric cylindrical shell and spherical shell or spheroid shell.
本発明のファントムは、必要に応じて、ファントムの中心軸に沿って貫通孔を具備し、当該貫通孔と前記基準球構造を流路で連結し、さらに基準球構造のうち１部を方向決定用として配置する構成とすることができる。
貫通孔及び流路を有することによって、液体のＭＲＩ撮像可能な物質（硫酸銅水溶液や水等の液体）をファントムの基準球構造に注入する際には、一方の貫通孔口から液体を注入するだけで全ての基準球構造に流路を介して前記物質を容易に充填することが可能となり且つその際の気泡の混入を低減できる。その結果、気泡のない液体が充填された基準球構造となることから、さらに精度の高い基準球構造の位置情報及び３次元的位置の相違に基づく輝度相違情報等が得られるので、その結果、ＭＲＩ撮像画像における幾何的歪み及び信号むらをさらに高い精度で３次元的に補正することができる。The phantom of the present invention includes a through hole along the central axis of the phantom as necessary, connects the through hole and the reference sphere structure with a flow path, and further determines the direction of a part of the reference sphere structure. It can be set as the structure arrange | positioned for use.
By injecting a liquid MRI imageable substance (liquid such as copper sulfate aqueous solution or water) into the reference sphere structure of the phantom by having the through hole and the flow path, the liquid is injected from one through hole opening. It is possible to easily fill all the reference sphere structures with the substance via the flow path, and to reduce the mixing of bubbles at that time. As a result, since it becomes a reference sphere structure filled with a liquid without bubbles, position information of the reference sphere structure with higher accuracy and luminance difference information based on a difference in three-dimensional position can be obtained. Geometric distortion and signal unevenness in the MRI image can be corrected three-dimensionally with higher accuracy.
さらに、方向決定用の基準球構造を配置することによって、ＭＲＩ装置により頭部撮影を行う場合、ファントム内に頭部の向きを同定することが可能となり、撮影された画像上で頭部の向きを決定することができる。 Furthermore, by arranging the reference sphere structure for determining the direction, when performing head imaging with the MRI apparatus, it becomes possible to identify the orientation of the head in the phantom, and the orientation of the head on the captured image. Can be determined.
ここで、貫通孔はファントム本体表面では貫通孔口を形成し、ファントムの中心軸に沿ってファントム本体を貫通しており、貫通孔口から注入するＭＲＩ装置で撮像可能な物質の流路となる。貫通孔の形状、サイズに関して特に制限はなく、例えば、断面が円、楕円、矩形等で直線状のものであって、ＭＲＩ装置で撮像可能な物質が移動・通過できるもので
あればよい。Here, the through-hole forms a through-hole opening on the surface of the phantom body, penetrates the phantom body along the central axis of the phantom, and becomes a flow path of a substance that can be imaged by the MRI apparatus injected from the through-hole opening. . There are no particular restrictions on the shape and size of the through hole. For example, the cross section may be a circle, ellipse, rectangle, or the like that is linear and can move and pass a substance that can be imaged by the MRI apparatus.
さらに、貫通孔と前記基準球構造、または前記基準球構造同士は流路で連結することができる。流路の形状、サイズに関して特に制限はなく、例えば、断面が円、楕円、矩形等で直線状又は曲線状の流路を基準球構造間等のそれぞれの任意位置に接続配置して、各基準球構造等にＭＲＩ装置で撮像可能な物質が移動・通過できるものであればよい。また、基準球構造が前記円柱殻面や球殻面もしくは楕円体殻面に配置される場合は、当該基準球構造と同様にこれらの同一面上に配置することが好ましい。 Furthermore, the through hole and the reference sphere structure, or the reference sphere structures can be connected by a flow path. There are no particular restrictions on the shape and size of the flow path. For example, the cross section is circular, oval, rectangular, etc., and linear or curved flow paths are connected and arranged at respective arbitrary positions between the reference spherical structures, etc. Any substance can be used as long as it can move and pass through a spherical structure or the like that can be imaged by the MRI apparatus. Further, when the reference sphere structure is disposed on the cylindrical shell surface, the spherical shell surface, or the ellipsoidal shell surface, it is preferable that the reference sphere structure is disposed on the same surface as the reference sphere structure.
流路の数についても特に制限はないが、一つの基準球構造に対して少なくとも２つの流路を設けることによって、全ての基準球構造は全てひとつながりに連結することができる。さらに、方向決定用の基準球構造を配置する方法等については特に限定はなく、例えば２つ以上の基準球構造のサイズや形状を変えて配置することによってなされる。その２つの方向決定用基準球構造の位置関係は、好ましくはＭＲＩ装置による頭部撮影時には１つを頭頂部側に、もう一つを側頭部側に位置するように設置する。顎部側は頭部コイルから遠くなり、信号値が低下して基準球構造の検出精度が低下する恐れがあるので避けるべきである。方向決定用基準球構造のサイズは他の幾何的歪み及び信号むらを補正するための基準球構造に比べて大きくすることが好ましい。例えば、そのサイズ（直径、長径等）は他の幾何的歪み及び信号むらを補正するための基準球構造に比べて１．１〜２．０倍程度が好ましく、１．２〜１．７倍程度がさらに好ましい。
尚、方向決定用の基準球構造は、方向決定のみならず他の基準球構造同様に幾何的歪み及び信号むらの補正のためにも利用できる。There is no particular limitation on the number of flow paths, but by providing at least two flow paths for one reference sphere structure, all the reference sphere structures can be connected together. Furthermore, there is no particular limitation on the method for arranging the reference sphere structure for determining the direction, and for example, it is made by changing the size or shape of two or more reference sphere structures. The positional relationship between the two direction determining reference sphere structures is preferably set so that one is located on the top of the head and the other is located on the side of the temporal region when photographing the head with the MRI apparatus. The jaw side should be avoided because it is far from the head coil, and the signal value may be lowered and the detection accuracy of the reference sphere structure may be lowered. The size of the reference sphere structure for determining the direction is preferably larger than that of the reference sphere structure for correcting other geometric distortion and signal unevenness. For example, the size (diameter, major axis, etc.) is preferably about 1.1 to 2.0 times, and 1.2 to 1.7 times that of a reference sphere structure for correcting other geometric distortions and signal unevenness. The degree is further preferred.
Note that the reference sphere structure for determining the direction can be used not only for determining the direction, but also for correcting geometric distortion and signal non-uniformity as well as other reference sphere structures.
本発明のファントムは、必要に応じて、基準球構造のうち１部を画像の信号雑音比の測定用として配置する構成とすることができる。
画像信号の雑音比測定用の基準球構造を配置する方法等については特に限定はなく、例えば基準球構造のサイズや形状を変えて配置することによってなされる。通常はファントム本体中心部に前記検出用及び前記方向決定用基準球構造に比べて大きいサイズの基準球構造を配置してなされる。例えば、そのサイズ（直径、長径等）は他の幾何的歪み及び信号むらを補正するための基準球構造に比べて１．５〜２．５倍程度が好ましく、１．７〜２．２倍程度がさらに好ましい。
尚、画像信号の雑音比測定用の基準球構造は、他の基準球構造同様に幾何的歪み及び信号むらの補正のためにも利用できる。The phantom of the present invention can be configured so that a part of the reference sphere structure is arranged for measuring the signal-to-noise ratio of an image, if necessary.
The method for arranging the reference sphere structure for measuring the noise ratio of the image signal is not particularly limited. For example, the reference sphere structure is arranged by changing the size or shape of the reference sphere structure. Usually, a reference sphere structure having a size larger than that of the detection and direction determining reference sphere structure is arranged at the center of the phantom body. For example, the size (diameter, major axis, etc.) is preferably about 1.5 to 2.5 times that of a reference sphere structure for correcting other geometric distortions and signal irregularities, and is 1.7 to 2.2 times. The degree is further preferred.
It should be noted that the reference sphere structure for measuring the noise ratio of the image signal can be used for correcting geometric distortion and signal unevenness in the same manner as other reference sphere structures.
さらに、本発明のファントム本体の形状は特に限定されない。例えば、球形または楕円体形等の略球形、円柱形、円錐形、若しくは砲弾形等があげられる。
また、本発明のファントム本体は非磁性且つＭＲＩ装置で撮像可能な物質に対して変性しない材質で形成されており、例えば、アクリル樹脂、エポキシ樹脂、ポリカーボネート樹脂、ポリエステル樹脂、ポリオレフイン樹脂、ポリ塩化ビニル樹脂、フッ素樹脂、ポリウレタン樹脂等があげられる。そして、例えば、このような材質塊からの切削加工、又は押し出し成型、射出成型、３Ｄ造形等によって製造される。Furthermore, the shape of the phantom main body of the present invention is not particularly limited. For example, a substantially spherical shape such as a spherical shape or an ellipsoidal shape, a cylindrical shape, a conical shape, a bullet shape, and the like are given.
The phantom body of the present invention is formed of a material that is non-magnetic and not denatured with respect to substances that can be imaged by an MRI apparatus. For example, acrylic resin, epoxy resin, polycarbonate resin, polyester resin, polyolefin resin, polyvinyl chloride Resins, fluororesins, polyurethane resins and the like can be mentioned. And, for example, it is manufactured by cutting from such a mass of material, extrusion molding, injection molding, 3D modeling, or the like.
本発明によれば、ＭＲＩ装置により本発明ファントムを撮像して、当該ファントムの撮像画像を取得して、当該ファントム画像における基準球構造の位置情報と３次元的位置の相違に基づく輝度相違情報等と、実際の当該ファントムにおける基準球構造の位置情報等に基づき、ＭＲＩ装置により撮像される撮像対象の撮像画像の幾何的歪み及び信号むらを３次元的に補正するためのパラメータを決定し、そのパラメータを用いて実際のＭＲＩ装置により撮像される撮像対象の撮像画像を補正するので、幾何的歪み及び信号むらを３次元的に補正することができる。
また、ＭＲＩ装置による頭部撮影において、ＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号むらが補正されることから、正確な脳体積の測定等が可能となる。According to the present invention, the MRI apparatus images the phantom of the present invention, acquires the captured image of the phantom, brightness difference information based on the difference between the position information of the reference sphere structure and the three-dimensional position in the phantom image, etc. And parameters for three-dimensionally correcting the geometric distortion and the signal unevenness of the captured image captured by the MRI apparatus based on the position information of the reference sphere structure in the actual phantom, Since the captured image captured by the actual MRI apparatus is corrected using the parameters, the geometric distortion and the signal unevenness can be corrected three-dimensionally.
Further, in head imaging by the MRI apparatus, the geometric distortion and signal unevenness of the MRI apparatus are corrected, so that accurate brain volume measurement and the like can be performed.
［第１実施形態］
本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用ファントムについて図１乃至図３を用いて説明する。[First Embodiment]
A phantom for an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
図１乃至図３に示すように、本発明の第１実施形態に係るファントムは、例えば、直径１８０ｍｍのアクリル樹脂よりなる球形本体（１）の内部に、同じ直径の複数の中空の基準球構造（２）が３次元極座標に配列されている。 As shown in FIGS. 1 to 3, the phantom according to the first embodiment of the present invention includes, for example, a plurality of hollow reference sphere structures having the same diameter in a spherical main body (1) made of acrylic resin having a diameter of 180 mm. (2) is arranged in three-dimensional polar coordinates.
それらの基準球構造（２）は、例えば、直径が１５ｍｍであり、それらは、例えば３次元極座標で、球形本体（１）の中心を原点として、直径７５ｍｍの球殻上に、緯度方向に−９０度から＋９０度まで４５度間隔で、経度方向に０度から３１５度まで、４５度間隔の格子点上に配列されている。また、基準球構造（２）は、直径１５０ｍｍの球殻上に、緯度方向に−９０度から＋９０度まで２２．５度間隔で、経度方向に０度から３３７．５度まで、２２．５度間隔の格子点上に配置されている。 These reference sphere structures (2) are, for example, 15 mm in diameter, and they are, for example, three-dimensional polar coordinates, with the center of the spherical body (1) as the origin, on a spherical shell with a diameter of 75 mm, in the latitude direction − They are arranged on grid points at intervals of 45 degrees from 90 degrees to +90 degrees at intervals of 45 degrees and from 0 degrees to 315 degrees in the longitude direction. In addition, the reference spherical structure (2) is formed on a spherical shell having a diameter of 150 mm at intervals of 22.5 degrees in the latitude direction from −90 degrees to +90 degrees and from 0 degrees to 337.5 degrees in the longitude direction. It is arranged on grid points at intervals of degrees.
また、本実施形態では、画像信号の雑音比の測定用として、例えば直径が３０ｍｍの基準球構造（３）を球形本体（１）の中心部に配置させ、さらに、方向決定用として、例えば、直径が２０ｍｍの基準球構造（４）が、３次元極座標で、球形本体（１）の中心を原点とする直径７５ｍｍの球殻上で、緯度が０度、経度が９０度の格子点位置に配置され、また、例えば、直径が２０ｍｍの基準球構造（５）が、３次元極座標で、球形本体（１）の中心を原点とする直径１５０ｍｍの球殻上で、緯度が０度、経度が１８０度の格子位置に配置される。これらの位置では、直径が１５ｍｍの基準球構造（２）に代えて、直径が２０ｍｍの基準球構造（４）、（５）がそれぞれ配置されることになる。ＭＲＩ装置による頭部撮影時には、当該方向決定用の基準球構造（５）を頭頂部側に、同基準球構造（４）を右側頭部側に設置することにより画像内の方向を識別できる。 In the present embodiment, for measuring the noise ratio of the image signal, for example, a reference spherical structure (3) having a diameter of 30 mm is arranged at the center of the spherical body (1), and for determining the direction, for example, A reference sphere structure (4) having a diameter of 20 mm is in a three-dimensional polar coordinate, on a spherical shell having a diameter of 75 mm with the center of the spherical body (1) as the origin, and at a lattice point position where the latitude is 0 degrees and the longitude is 90 degrees. For example, a reference spherical structure (5) having a diameter of 20 mm is arranged in a three-dimensional polar coordinate on a spherical shell having a diameter of 150 mm with the center of the spherical body (1) as the origin, and the latitude is 0 degrees and the longitude is It is arranged at a lattice position of 180 degrees. At these positions, instead of the reference sphere structure (2) having a diameter of 15 mm, the reference sphere structures (4) and (5) having a diameter of 20 mm are respectively arranged. When the head is photographed by the MRI apparatus, the direction in the image can be identified by installing the reference sphere structure (5) for determining the direction on the top of the head and the reference sphere structure (4) on the right side of the head.
前記の直径７５ｍｍの球殻上にある基準球構造（２）と（４）は、例えば、直径７５ｍｍの同心円状の流路（６）によって連結され、前記の直径１５０ｍｍの球殻上にある基準球構造（２）と（５）は、直径１５０ｍｍの同心円状の流路（７）によって連結されている。これらの流路（６）、（７）の断面形状は、例えば直径が３ｍｍの円形である。 The reference spherical structures (2) and (4) on the spherical shell with a diameter of 75 mm are connected by, for example, a concentric flow path (6) with a diameter of 75 mm, and the reference spherical structure on the spherical shell with a diameter of 150 mm. The spherical structures (2) and (5) are connected by a concentric flow path (7) having a diameter of 150 mm. The cross-sectional shape of these flow paths (6) and (7) is, for example, a circle having a diameter of 3 mm.
また、基準球構造（２）、（３）は、相互に貫通孔（８）によって連結されている。貫通孔（８）の両端は貫通孔口（９）として球形本体（１）の球殻上に貫通している。流路（貫通孔）（８）の断面形状は、例えば、直径が３ｍｍの円形である。 The reference sphere structures (2) and (3) are connected to each other by a through hole (8). Both ends of the through hole (8) pass through the spherical shell of the spherical body (1) as through hole ports (9). The cross-sectional shape of the flow path (through hole) (8) is, for example, a circle having a diameter of 3 mm.
これらの直径の異なる同心円状の流路（６）及び（７）と貫通孔（８）は、相互に連結結合される。
この構造により、同じ直径の複数の基準球構造（２）、画像信号の雑音比の測定用の基準球構造（３）、方向決定用の基準球構造（４）及び（５）、並びに直径の異なる同心円状の流路（６）及び（７）、貫通孔（８）は、すべて連結され、貫通孔口（９）よりＭＲＩ装置で撮像可能な物質、例えば水、硫酸銅水溶液、塩化ニッケル水溶液等を気泡なく注入することができるようになっている。The concentric flow paths (6) and (7) having different diameters and the through hole (8) are connected and coupled to each other.
With this structure, a plurality of reference sphere structures (2) of the same diameter, a reference sphere structure (3) for measuring the noise ratio of the image signal, reference sphere structures (4) and (5) for direction determination, and a diameter of The different concentric circular channels (6) and (7) and the through-hole (8) are all connected and can be imaged by the MRI apparatus from the through-hole opening (9), for example, water, copper sulfate aqueous solution, nickel chloride aqueous solution Etc. can be injected without bubbles.
本実施形態のファントムでは、全ての基準球構造が流路によって連結しているので、前記のＭＲＩ装置で撮像可能な物質を貫通孔口（９）から注入することにより、気泡がなく、均一な濃度で全ての基準球構造を前記物質で満たすことが可能である。そして、注入後は、貫通孔口（９）を樹脂ボルト（図示せず）等による封止を行うことによって、ＭＲＩ装置により撮像可能な物質が気泡なく均一の濃度で封入されたＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号むら補正用ファントムが完成する。 In the phantom of this embodiment, since all the reference sphere structures are connected by the flow path, by injecting a substance that can be imaged by the MRI apparatus from the through-hole port (9), there are no bubbles and uniform In concentration it is possible to fill all the reference sphere structures with the substance. After injection, the through-hole port (9) is sealed with a resin bolt (not shown) or the like, so that the substance that can be imaged by the MRI apparatus is sealed in a uniform concentration without bubbles. A phantom for correcting distortion and signal unevenness is completed.
上記の第１実施形態のファントムを用いて以下のようにＭＲＩ装置の幾何歪みと信号むら補正を行った。ＭＲＩ装置はＧＥ社製DISCOVERY MR950を用い、3D Gradient echo法により第１実施形態のファントム及び人体頭部のＴ１強調画像の撮影を行った。また、ＭＲＩ装置で撮像可能な物質としては０．０８％硫酸銅水溶液を用いた。 Using the phantom of the first embodiment, geometric distortion and signal unevenness correction of the MRI apparatus were performed as follows. As the MRI apparatus, DISCOVERY MR950 manufactured by GE was used, and T1-weighted images of the phantom and the human head of the first embodiment were taken by the 3D Gradient echo method. A 0.08% aqueous solution of copper sulfate was used as a substance that can be imaged with an MRI apparatus.
幾何歪みは、ファントムの設計図における各基準球の中心位置と上記で得たファントムのＭＲ画像上で観察された各基準球の中心位置を対応付け、これらの位置のずれをＭＲＩ装置の静磁場中心を物理空間の基準点として、多項式で近似した。これを画像変形のパラメータとし、ファントムとは別に撮像した画像（人体頭部等）に対してこの変形を適用することによって、幾何歪みの補正を行うことができる。 The geometric distortion associates the center position of each reference sphere in the design drawing of the phantom with the center position of each reference sphere observed on the MR image of the phantom obtained above, and the displacement of these positions is the static magnetic field of the MRI apparatus. The center is approximated by a polynomial with the physical space as a reference point. By using this as a parameter for image deformation and applying this deformation to an image (a human head or the like) picked up separately from the phantom, geometric distortion can be corrected.
一方、信号むらの補正は、例えば、上記で得たファントムの球形本体（１）の中心部に配置した直径が３０ｍｍの基準球構造（３）の平均信号値を、各基準球構造の平均信号値で除算し、各基準球構造の中心位置での信号むら補正係数とした。各基準球の間の空間上の補正係数は、静磁場中心を物理空間の基準点として、例えば多項式近似を用いて内挿または外挿した。これを用いて、ファントムとは別の撮像（人体頭部等）で得られた補正対象画像に信号むら補正係数を乗じることにより、信号むら補正後の画像を得た。以上の手順のフローを図４に示し、概要を図５に示す。 On the other hand, the signal unevenness is corrected by, for example, obtaining the average signal value of the reference sphere structure (3) having a diameter of 30 mm arranged in the central portion of the spherical body (1) of the phantom obtained as described above, and calculating the average signal of each reference sphere structure. Dividing by the value was used as the signal unevenness correction coefficient at the center position of each reference sphere structure. The correction coefficient on the space between the reference spheres is interpolated or extrapolated using, for example, polynomial approximation, with the center of the static magnetic field as the reference point of the physical space. Using this, an image after correction of signal unevenness was obtained by multiplying a correction target image obtained by imaging (human head or the like) different from that of the phantom by a signal unevenness correction coefficient. The flow of the above procedure is shown in FIG. 4, and the outline is shown in FIG.
ＭＲ画像からの球の自動検出については、公開されているソフトウェア等を利用して行うことができる。これは、画像閾値処理（背景成分と対象物を分ける処理）とテンプレートマッチングと呼ばれる局所画像識別処理、またラベリングと呼ばれる物体分離識別処理などを用いるものである。さらに体積情報などを利用して、初めに直径３０ｍｍの中心球を検出する。これにより、ファントムの中心が識別される。次に、内側の軌道と外側の軌道の２０ｍｍ球を検出し、ファントムの向きを決定する。次に、基準球（１５ｍｍ球）を上記の技術を利用して順番に決定する。これらの処理によって検出された球の位置情報設計上の位置情報を比較し位置ずれを算出、この位置ずれを補正する変形情報を作成する。この変形情報を他の検査で得られた画像データに適用することで歪み補正後の画像を得ることができる。 The automatic detection of the sphere from the MR image can be performed using publicly available software or the like. This uses image threshold processing (processing for separating a background component and an object), local image identification processing called template matching, object separation identification processing called labeling, and the like. Furthermore, a central sphere having a diameter of 30 mm is first detected using volume information or the like. Thereby, the center of the phantom is identified. Next, 20 mm spheres on the inner and outer tracks are detected and the orientation of the phantom is determined. Next, a reference sphere (15 mm sphere) is sequentially determined using the above technique. Position information in the design of position information of the sphere detected by these processes is compared to calculate a position shift, and deformation information for correcting this position shift is created. An image after distortion correction can be obtained by applying this deformation information to image data obtained by another inspection.
信号むらについては、例えば直径３０ｍｍの中心球を基準として他の球の信号値の比を算出、これを補正する３次元の信号むら補正マップを作成する。この補正マップを他の検査で得られた画像データに適用して信号むら補正後の画像を得る。信号むら補正後の画像に歪み補正を追加で行うことにより、信号むらと幾何歪みの両方を補正した画像を得ることができる。 For signal unevenness, for example, a ratio of signal values of other spheres is calculated with a central sphere having a diameter of 30 mm as a reference, and a three-dimensional signal unevenness correction map for correcting this is created. This correction map is applied to image data obtained by other inspections to obtain an image after correcting the signal unevenness. By additionally performing distortion correction on the image after the signal unevenness correction, an image in which both the signal unevenness and the geometric distortion are corrected can be obtained.
上記を経て得られた幾何歪みと信号むら補正を行った人体頭部のＭＲ画像を図６（ａ）に示す。比較例として、従来技術のファントムである米国The Phantom Laboratory社のMagphan（登録商標）Quantitative Imaging Phantomを用いて、前記の実施例記載の幾何歪み補正方法と同様の方法で幾何歪み補正のみを行った人体頭部のＭＲ画像（ＭＲ原画像は図６（ａ）と同一）を図６（ｂ）に示す。
従来のファントムでは、図６（ｂ）に示すように、幾何歪みしか補正できないので、信号むらが残り脳の中心部が暗く、辺縁が明るく映ってしまっているが、本発明の実施形態のファントムでは、図６（ａ）から明らかなように、これらの現象が軽減されて頭部全体がより見やすくなっていることが分かる。特に、本発明の実施形態のファントムを用いた場合、辺縁部の脳組織を判別できるようになり、脳の輪郭線が明確になっていることが分かる。
以上のように、本発明の実施形態のファントムによりＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号ムラの両方を三次元的に補正できることを確認した。また、その結果、より正確なＭＲ画像を得ることができることから、正確な脳体積等の測定も可能となる。FIG. 6A shows an MR image of the human head obtained by performing geometric distortion correction and signal unevenness correction obtained through the above. As a comparative example, using the Magphan (registered trademark) Quantitative Imaging Phantom of The Phantom Laboratory in the United States, which is a conventional phantom, only geometric distortion correction was performed by the same method as the geometric distortion correction method described in the above-described example. FIG. 6B shows an MR image of the human head (the MR original image is the same as FIG. 6A).
In the conventional phantom, as shown in FIG. 6 (b), only geometric distortion can be corrected. Therefore, the signal unevenness remains and the central part of the brain is dark and the peripheral edge appears bright. In the phantom, as is clear from FIG. 6A, it can be seen that these phenomena are reduced and the entire head is easier to see. In particular, when the phantom of the embodiment of the present invention is used, it becomes possible to discriminate the brain tissue of the marginal part, and it can be seen that the outline of the brain is clear.
As described above, it was confirmed that both the geometric distortion and the signal unevenness of the MRI apparatus can be corrected three-dimensionally by the phantom of the embodiment of the present invention. As a result, a more accurate MR image can be obtained, so that it is possible to accurately measure the brain volume and the like.
［第２実施形態］
次に、本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用ファントムについて図７乃至図９を用いて説明する。
図７乃至図９に示すように、本発明の第２実施形態に係るファントムは、例えば、直径１８０ｍｍのアクリル樹脂よりなる上部半球部（１０）と、下部円柱部（１２）が、上部半球部（１０）の下面（１１）と下部円中部（１２）の上面（１３）とを同一とする砲弾形本体（１４）の内部に、同じ直径の複数の基準球構造（２）が上部半球部（１０）の３次元極座標及び下部円柱部（１２）の円柱座標に配列されている。[Second Embodiment]
Next, a phantom for an MRI apparatus according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
As shown in FIGS. 7 to 9, the phantom according to the second embodiment of the present invention includes an upper hemisphere portion (10) made of acrylic resin having a diameter of 180 mm and a lower cylindrical portion (12), for example. A plurality of reference sphere structures (2) having the same diameter are formed in the upper hemisphere portion inside the shell-shaped main body (14) in which the lower surface (11) of (10) and the upper surface (13) of the lower circular middle portion (12) are the same. They are arranged in the three-dimensional polar coordinates of (10) and the cylindrical coordinates of the lower cylindrical portion (12).
それらの基準球構造（２）は、例えば直径が１５ｍｍであり、それらの位置は、例えば上部半球部（１０）では３次元極座標で、中心を原点として、直径７５ｍｍの球殻上に、緯度方向に０度から＋９０度まで４５度間隔で、経度方向に０度から３１５度まで、４５度間隔の格子点上に配列され、また同３次元極座標で、中心を原点として、直径１５０ｍｍの球殻上に、緯度方向に０度から＋９０度まで２２．５度間隔で、経度方向に０度から３３７．５度まで、２２．５度間隔の格子点上に配列されている。 These reference sphere structures (2) are, for example, 15 mm in diameter, and their positions are, for example, three-dimensional polar coordinates in the upper hemisphere (10), on the spherical shell with a diameter of 75 mm with the center as the origin, in the latitudinal direction. Are arranged on grid points at 45 degree intervals from 0 to +90 degrees and from 0 to 315 degrees in the longitude direction, and are spherical shells having a diameter of 150 mm with the center as the origin in the same three-dimensional polar coordinates. In addition, they are arranged on grid points at intervals of 22.5 degrees from 0 degrees to +90 degrees in the latitude direction and from 0 degrees to 337.5 degrees in the longitude direction at intervals of 22.5 degrees.
下部円柱部（１２）では、例えば、円柱座標で、下部円柱部上面（１３）の中心を原点として、直径７５ｍｍで、経度方向に０度から３１５度まで、４５度間隔で、高さが−３０ｍｍ、−６０ｍｍ、−９０ｍｍの格子点上に配列され、また同円柱座標で、下部円中部上面（１３）の中心を原点として、直径１５０ｍｍで、経度方向に０度から３３７．５度まで、２２．５度間隔で、高さが−３０ｍｍ、−６０ｍｍ、−９０ｍｍの格子点上に配列されている。 In the lower cylindrical portion (12), for example, the height of the lower cylindrical portion (12) is 75 mm in diameter, with the center of the upper surface (13) of the lower cylindrical portion (13) as the origin, and from 0 degrees to 315 degrees in the longitude direction at intervals of 45 degrees. 30 mm, −60 mm, −90 mm arranged on lattice points, and with the same cylindrical coordinates, the center of the upper surface of the lower circular middle part (13) is the origin, the diameter is 150 mm, and the longitude direction is 0 degree to 337.5 degrees, They are arranged on lattice points having a height of −30 mm, −60 mm, and −90 mm at intervals of 22.5 degrees.
また、画像信号の雑音比の測定用として、例えば直径が３０ｍｍの基準球構造（３）を上部半球部（１０）の下面（１１）の中心部に配置させ、さらに、方向決定用として、例えば、直径が２０ｍｍの基準球構造（４）を、上部半球部下面（１１）の中心を原点とする直径７５ｍｍの上部半球部（１０）の球殻上で、緯度が９０度、経度が０度の格子位置に、直径が２０ｍｍ基準球構造（５）を、上部直径１５０ｍｍの上部半球部（１０）の球殻上で、緯度が０度、経度が１８０度の格子位置に配置させる。ＭＲＩ装置による頭部撮影時には、当該方向決定用の基準球構造（４）を頭頂部側に、同基準球構造（５）を右側頭部側に設置することにより画像の方向を識別できるようになっている。 For measuring the noise ratio of the image signal, for example, a reference sphere structure (3) having a diameter of 30 mm is arranged at the center of the lower surface (11) of the upper hemisphere (10). The latitude of the reference sphere structure (4) having a diameter of 20 mm is 90 degrees and the longitude is 0 degrees on the spherical shell of the upper hemisphere part (10) having a diameter of 75 mm with the center of the lower surface (11) of the upper hemisphere part as the origin. The reference sphere structure (5) having a diameter of 20 mm is arranged at the lattice position of 0 degree latitude and 180 degrees longitude on the spherical shell of the upper hemisphere part (10) having an upper diameter of 150 mm. When the head is photographed by the MRI apparatus, the direction of the image can be identified by installing the reference sphere structure (4) for determining the direction on the top of the head and the reference sphere structure (5) on the right of the head. It has become.
前記の基準球構造（２）、（３）、（４）及び（５）は、例えば、上部半球部（１０）では、直径７５ｍｍの同心円状の流路（１５）、直径１５０ｍｍの同心円状の流路（１６）によって連結されている。これらの流路（１５）、（１６）の断面形状は、例えば、直径が３ｍｍの円形である。 The reference spherical structures (2), (3), (4) and (5) are, for example, a concentric flow path (15) having a diameter of 75 mm and a concentric shape having a diameter of 150 mm in the upper hemisphere (10). They are connected by a flow path (16). The cross-sectional shape of these flow paths (15) and (16) is, for example, a circle having a diameter of 3 mm.
また、基準球構造（２）、（３）、（４）及び（５）は下部円柱部（１２）では、例えば、直径７５ｍｍで経度方向に、０度から３１５度まで、４５度間隔の直線流路（１７）、及び直径１５０ｍｍで経度方向に、０度から３３７．５度まで、２２．５度間隔の直線流路（１８）によって相互に連結される。これらの流路（１７）、（１８）の断面形状は、例えば直径が３ｍｍの円形である。 The reference sphere structures (2), (3), (4) and (5) are straight lines at 45 ° intervals from 0 ° to 315 ° in the longitude direction with a diameter of 75 mm, for example, in the lower cylindrical portion (12). The flow path (17) is connected to each other by a straight flow path (18) having a diameter of 150 mm and a longitude of 22.5 degrees from 0 degrees to 337.5 degrees in the longitude direction. The cross-sectional shape of these flow paths (17) and (18) is, for example, a circle having a diameter of 3 mm.
上記直線流路（１７）、（１８）の１端は上部半球部（１０）の下面（１１）に配列された、複数の基準球構造（２）、（３）、（４）及び（５）と相互に連結し、上記直線流路（１７）、（１８）のもう１端は下部円柱部（１２）の下面（１９）に流路ロ（２０）、（２２）として開ロしている。 A plurality of reference spherical structures (2), (3), (4) and (5) having one end of the straight flow paths (17) and (18) arranged on the lower surface (11) of the upper hemisphere (10). ) And the other ends of the straight flow paths (17) and (18) are opened as flow paths (20) and (22) on the lower surface (19) of the lower cylindrical portion (12). Yes.
さらに、基準球構造（２）及び（３）は、相互に貫通孔（２１）によって連結されている。貫通孔（２１）の１端は貫通孔口（９）として上部半球部（１０）の球殻上に貫通され、もう１端は下部円柱部（１２）の下面（１９）に貫通孔口（２３）として貫通されている。貫通孔（２１）の断面形状は、例えば直径が３ｍｍの円形である。 Further, the reference sphere structures (2) and (3) are connected to each other by a through hole (21). One end of the through hole (21) is passed through the spherical shell of the upper hemispherical part (10) as a through hole opening (9), and the other end is formed in the through hole opening (9) on the lower surface (19) of the lower cylindrical part (12). 23) is penetrated. The cross-sectional shape of the through hole (21) is, for example, a circle having a diameter of 3 mm.
上部半球部（１０）の同心円状の流路（１５）及び（１６）と、下部円柱部（１２）の直線流路（１７）、（１８）及び貫通孔（２１）は相互に連結される。
この構造により、同じ直径の複数の基準球構造（２）、画像信号の雑音比の測定の基準球構造（３）、方向決定用の基準球構造（４）及び（５）、上部半球部（１０）内部の同心円状の流路（１５）及び（１６）、並びに下部円柱部（１２）の直線流路（１７）、（１８）、上部半球部（１０）と下部円柱部（１２）を貫く貫通孔（２１）は、すべて連結され、貫通孔（９）、（２３）又は流路口（２０）、（２２）よりＭＲＩ装置で撮像可能な材料、例えば硫酸銅水溶液、水等を気泡なく注入することができる。The concentric flow paths (15) and (16) of the upper hemisphere part (10), the straight flow paths (17) and (18) and the through hole (21) of the lower cylindrical part (12) are connected to each other. .
With this structure, a plurality of reference sphere structures (2) having the same diameter, a reference sphere structure (3) for measuring a noise ratio of an image signal, reference sphere structures (4) and (5) for direction determination, and an upper hemisphere ( 10) Internal concentric flow paths (15) and (16), straight flow paths (17) and (18) of the lower cylindrical part (12), upper hemispherical part (10) and lower cylindrical part (12) The through-holes (21) that pass through are all connected, and materials that can be imaged by the MRI apparatus from the through-holes (9), (23) or the channel ports (20), (22), such as an aqueous solution of copper sulfate, water, etc., without bubbles Can be injected.
本実施形態のファントムでは前記基準球構造及び流路に前記ＭＲＩ装置により撮像可能な物質を注入した後に、貫通孔を樹脂、ボルト（図示せず）等による封止を行う。これによりＭＲＩ装置により撮像可能な材料が気泡なく均一の濃度で封入されたＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号むら補正用ファントムが完成する。
第２実施形態のファントムにおいても前記第１実施形態のファントムと同様に従来のファントムが幾何的歪のみの補正しかできないのに比べて、ＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号むらの両方を三次元的に補正できる。In the phantom of this embodiment, after injecting a substance that can be imaged by the MRI apparatus into the reference sphere structure and the flow path, the through hole is sealed with resin, bolts (not shown) or the like. As a result, a phantom for correcting geometric distortion and signal unevenness of the MRI apparatus in which the material that can be imaged by the MRI apparatus is sealed at a uniform density without bubbles is completed.
Also in the phantom of the second embodiment, both the geometric distortion and the signal unevenness of the MRI apparatus are three-dimensionally compared with the phantom of the first embodiment, in which the conventional phantom can only correct the geometric distortion. Can be corrected.
［第３実施形態］
次に、本発明の第３実施形態によるＭＲＩ装置用ファントムについて図１０及び図１１を用いて説明する。
図１０及び図１１に示すように、本発明の第３実施形態に係るファントムは、例えば、長径１８０ｍｍ、短径１１０ｍｍのアクリル樹脂よりなる楕円体形本体（２４）の内部に、同じ直径の複数の基準球構造（２）が同心楕円体軌道上に配列されている。それ以外は、第１実施形態と同様である。
第３実施形態のファントムにおいても前記第１、２実施形態ファントムと同様に従来ファントムに比べて、ＭＲＩ装置の幾何的歪み及び信号むらを同時に三次元的に補正できる。[Third Embodiment]
Next, a phantom for an MRI apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
As shown in FIGS. 10 and 11, the phantom according to the third embodiment of the present invention includes, for example, a plurality of the same diameter in an ellipsoidal body (24) made of acrylic resin having a major axis of 180 mm and a minor axis of 110 mm. The reference sphere structure (2) is arranged on a concentric ellipsoidal orbit. The rest is the same as in the first embodiment.
Also in the phantom of the third embodiment, the geometric distortion and the signal unevenness of the MRI apparatus can be corrected three-dimensionally at the same time as in the first and second embodiments phantoms as compared with the conventional phantom.
１ 球形本体
２ 基準球構造
３ 基準球構造
４ 基準球構造
５ 基準球構造
６ 同心円状の流路
７ 同心円状の流路
８ 貫通孔
９ 貫通孔
１０ 上部半球部
１１ 上部半球部下面
１２ 下部円柱部
１３ 下部円柱部上面
１４ 砲弾形本体
１５ 同心円状の流路
１６ 同心円状の流路
１７ 直線流路
１８ 直線流路
１９ 下部円柱部下面
２０ 流路口
２１ 貫通孔
２２ 流路口
２３ 貫通孔口
２４ 楕円体形本体
２５ 同心楕円状の流路DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Spherical body 2 Reference sphere structure 3 Reference sphere structure 4 Reference sphere structure 5 Reference sphere structure 6 Concentric circular flow path 7 Concentric circular flow path 8 Through hole 9 Through hole 10 Upper hemispherical part 11 Upper hemispherical part lower surface 12 Lower cylindrical part DESCRIPTION OF SYMBOLS 13 Lower cylindrical part upper surface 14 Cannonball-shaped main body 15 Concentric circular flow path 16 Concentric circular flow path 17 Linear flow path 18 Linear flow path 19 Lower cylindrical part lower surface 20 Flow path opening 21 Through-hole 22 Flow-path opening 23 Through-hole opening 24 Ellipsoidal shape Body 25 Concentric elliptical flow path
【０００３】
め画質劣化を起こしやすく、当該中空球部の検出・位置測定精度の低下を起こす原因となり得る等の課題がある。
［００１１］
本発明の目的は、上記課題を解決して、ＭＲＩ装置における幾何的歪みと信号むらを３次元的に補正するためのファントムを提供することにある。
課題を解決するための手段
［００１２］
上記目的を達成するために、本発明は次の手段を講じる。
［１］磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を保持する複数の基準球構造を具備し、当該複数の基準球構造は３次元格子状に配置しており、基準球構造同士は互いに流路で連結しており、
前記３次元格子状の配置は、前記ファントム本体頂部から中心を通って下端部まで至る中心軸上、及び当該中心軸を中心とする円柱殻上または前記ファントムの本体中心に対する球殻若しくは回転楕円体殻上の配置を含み、
前記中心軸に沿って貫通孔を具備し、当該貫通孔の両端は貫通孔口として前記ファントム本体の外殻を貫通し、前記ファントム本体頂部側の前記貫通孔口は前記磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を前記基準球構造にそれぞれ注入するための注入口となっており、
前記貫通孔と前記基準球構造が流路で連結しており、
前記基準球構造のうち１部が他の基準球構造の直径と異なる直径を有する方向決定用の基準球構造として配置されており、
前記基準球構造のうち別の１部が前記他の基準球構造及び前記方向決定用の基準球構造の直径と異なる直径を有する画像の信号雑音比の測定用の基準球構造として配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［２］上記第［１］の発明において、前記ファントム本体は球形、回転楕円体形または砲弾形であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。
［００１３］
本発明の磁気共鳴イメージング装置用ファントムは、磁気共鳴イメージング装置により撮像可能な物質を保持するための複数の基準球構造を具備し、当該複数の基準球構造は３次元格子状に配置しており、基準球構造同士は互[0003]
Therefore, there is a problem that the image quality is liable to be deteriorated, which may cause a decrease in detection / positioning accuracy of the hollow sphere.
[0011]
An object of the present invention is to solve the above-described problems and provide a phantom for correcting three-dimensionally geometric distortion and signal unevenness in an MRI apparatus.
Means for Solving the Problems [0012]
In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.
[1] A plurality of reference sphere structures that hold substances that can be imaged by a magnetic resonance imaging apparatus are provided. The plurality of reference sphere structures are arranged in a three-dimensional lattice, and the reference sphere structures are mutually connected by flow paths. Consolidated
The three-dimensional lattice-like arrangement includes a spherical shell or a spheroid on the central axis from the top of the phantom main body to the lower end through the center and on the cylindrical shell centered on the central axis or the main body center of the phantom Including placement on the shell,
A through hole is provided along the central axis, and both ends of the through hole penetrate the outer shell of the phantom main body as through hole openings, and the through hole opening on the top side of the phantom main body is imaged by the magnetic resonance imaging apparatus. It serves as an inlet for injecting each possible substance into the reference sphere structure,
The through hole and the reference sphere structure are connected by a flow path,
A part of the reference sphere structure is arranged as a reference sphere structure for determining a direction having a diameter different from the diameter of the other reference sphere structure,
Another part of the reference sphere structure is arranged as a reference sphere structure for measuring the signal-to-noise ratio of an image having a diameter different from that of the other reference sphere structure and the reference sphere structure for determining the direction. A phantom for a magnetic resonance imaging apparatus.
[2] A phantom for a magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of [1], wherein the phantom body is spherical, spheroid or bullet-shaped.
[0013]
The phantom for a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a plurality of reference sphere structures for holding substances that can be imaged by the magnetic resonance imaging apparatus, and the plurality of reference sphere structures are arranged in a three-dimensional lattice shape. The reference sphere structures
Claims (5)
当該複数の基準球構造は３次元格子状に配置しており、基準球構造同士は互いに流路で連結していることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用ファントム。Comprising a plurality of reference sphere structures holding a substance imageable by a magnetic resonance imaging apparatus;
The plurality of reference sphere structures are arranged in a three-dimensional lattice shape, and the reference sphere structures are connected to each other by a flow path.
前記基準球構造のうち１部が方向決定用として配置されていることを特徴とする請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置用ファントム。A through hole is provided along the central axis, and the through hole and the reference sphere structure are connected by a flow path,
3. The phantom for a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a part of the reference sphere structure is arranged for direction determination. 4.
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