CN103239251B - 用于计算正电子发射断层造影的吸收参数的值的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于借助磁共振断层造影（MRT）计算用于检查对象（U）的正电子发射断层造影（PET）的吸收参数的位置分辨的值的方法。该方法包括：采集第一区域（M）内部的第一磁共振数据和第二区域（51）内部的第二MR数据，其中所述第一区域（M）位于磁共振设备（5）的视野内部，并且所述第二区域（51）与所述第一区域（M）紧邻并且位于视野的边缘处。本发明还涉及从第一区域（M）内部的第一MR数据中位置分辨地计算吸收参数的第一值，和根据第二区域（51）内部的第二MR数据位置分辨地计算吸收参数的第二值。从第一值获得三维参数图。用第二值扩展了该参数图，使得该参数图在第一区域和第二区域内部位置分辨地具有吸收参数的值。

Description

用于计算正电子发射断层造影的吸收参数的值的方法
技术领域
本发明涉及一种用于借助磁共振断层造影计算用于检查对象的正电子发射断层造影的吸收参数的位置分辨的值的方法，以及一种磁共振设备、一种用于正电子发射断层造影的方法和一种正电子发射断层造影仪。
背景技术
正电子发射断层造影（PET）是用于功能成像的广泛使用的方法。在检查时对检查对象或受检人员给予弱放射性物质，其在生物体中的分布借助PET来观察。由此，可以描绘生物体的生化和生理功能。作为放射药物，在此例如使用利用放射性核素标记的分子，所述放射性核素发射正电子。利用多个环形围绕受检人员布置的探测器来检测在正电子衰减时通过受检人员身体中的电子所形成的以互相180°的角度被发射的高能光子。根据所确定的物理过程，例如可以优选地将具有511×103电子伏特的初始能量的光子用于PET。仅仅跟踪利用两个相对的探测器所记录的相合事件。可以将这些事件与按照互相180°的角度发出的光子相对应。从这些所记录的、相合的衰减事件中可以推导出检查区域中放射性核素的位置分布并且计算一系列截面图像。典型地，PET数据的位置分辨率小于其他成像方法，例如计算机断层造影（CT）或磁共振断层造影（MRT）的分辨率。
衰减时所形成的光子在经过物质时可以被吸收，其中吸收概率取决于通过物质的路径长度和相应的吸收参数μ。组织中的吸收通过衰减校正系数ACF来描述。衰减校正系数ACF通过下式给出
ACF=EXP(-INT(μ(r)dr))，
其中，EXP表示指数函数并且INT dr表示在光子从原点到探测器的传播路径r上的线积分。换言之，吸收参数μ也就是光子在体积元素内部的吸收的概率的度量。从吸收参数μ的值中可以定量地计算出吸收概率。
例如，当要进行PET数据的定量分析，以便例如获得在受检人员的区域中 标记的物质的积聚的定量化时，或者要达到特别高分辨率的PET成像时，值得努力的是，使用衰减校正系数ACF对PET数据进行衰减校正。如果进行衰减校正，则在所述确定中的不可靠性对经过衰减校正的PET数据的精度具有大的影响。例如，如果仅以特定的不可靠性来确定吸收参数μ，即，吸收参数μ的值具有明显错误，则根据衰减校正系数ACF指数地取决于吸收参数μ这一事实，衰减校正系数ACF也具有不可靠性。对于PET数据的尽可能精确的校正，所述校正也考虑高阶，例如二阶的效果（例如PET散射，所谓的“scatter correction，散射修正”），可能需要无失真的衰减校正图（所谓的μ-map），即，吸收参数μ的值的参数图。此外，散射缩放（所谓的“scatter scaling”）可能需要对象轮廓的精确说明。因为，借助吸收参数μ的值的参数图进行的射线的衰减的校正需要对进行衰减的结构和对象的方位的知识。
已知不同的方法来产生这样的参数图。例如，可以借助组合的PET/CT系统或组合的PET/MRT系统来确定参数图。在PET/MRT系统的情况下，PET设备和磁共振（MR）设备可以集成地在一个设备中呈现。例如在根据MR数据确定参数图的情况下可以借助合适的MR拍摄技术来实验地区分例如脂肪、水、肺和背景，并且为这些不同的区域分配吸收参数μ的不同值。相应的方法对于CT数据是已知的。
然而，MR数据的视野或可测量体积由于磁场均匀性和梯度场的线性的物理技术上的局限而在所有三个空间方向上受到限制。典型地，通过超导管型线圈磁铁产生MR设备的基本磁场。患者或检查对象位于管中的磁体内部。在管的边缘附近，即MR设备的视野外部，出现MR数据中的强烈位置失真。特别强的失真例如不能满足或只能有限地满足对MR图像的位置忠实（Ortstreue）的特殊要求。基于这样的要求,典型地确定MR设备的视野。利用常规的MR拍摄技术于是在视野外部不能实现或只能有限实现忠于原始的成像。因为对于后面的PET测量的参数图的确定来说是关键的对象，例如，患者的手臂，也可能位于在检查对象外部的该区域上，所以也需要在那里确定参数图。为此参见G.Delso et al.“The effect of limited MR field of view in MR/PET attenuation correction”in Med.Phys.37（2010）2804-2812。
例如，可以在事后根据PET数据本身来仿真参数图的位于MR设备的通常的视野外部的那些部分。为此参见J.Nuyts et al.“Completion of a Truncated Attenuation image from the Attenuated PET Emission Data”in IEEE Nucl.Sci.Symp. Conf.Record2010。但是，这样的方法一般在数学上是复杂、费时的并且需要高的计算容量。此外，这样的技术还受到可用的PET放射性核素的限制，因为一些物质（例如铷）仅有限地在检查对象的边缘区域例如手臂中积聚。也存在关于可分辨的时间动力学的限制，因为放射性核素的积聚本身可以导致复杂的动力学。因为此外待校正的PET数据本身作为校正参数的计算基础被考虑，所以可能出现系统的误差或者呈现固有的不可靠性。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种在使用MR设备的条件下对于检查对象的PET计算吸收参数的位置分辨的值、即参数图的改进技术。本发明要解决的技术问题还在于，该参数图在MR设备的视野内部在第一区域内部和在与第一区域紧邻并且位于视野边缘处的第二区域内部，位置分辨地具有吸收参数的值。
按照本发明的一个方面，提供了一种借助磁共振断层造影（MRT）计算用于检查对象的正电子发射断层造影（PET）的吸收参数的位置分辨的值的方法。该方法包括采集在第一区域内部的第一磁共振（MR）数据，其中第一区域位于磁共振设备的视野内部。该方法还包括从第一区域内部的第一MR数据中位置分辨地计算吸收参数的第一值，以获得三维（3D）参数图，使得该参数图在第一区域内部位置分辨地具有吸收参数的第一值。该方法还包括采集在第二区域内部的第二MR数据，其中第二区域与第一区域紧邻并且位于视野的边缘处，以及根据第二区域内部的第二MR数据位置分辨地计算吸收参数的第二值。该方法还包括将3D参数图扩展从第二MR数据中所计算的吸收参数的第二值，使得该参数图在第一区域和第二区域内部位置分辨地具有吸收参数的值。
通过这样的方法可以首先确定对于在MR设备的视野内部的区域的参数图，然后从这里出发扩展参数图。
例如，可以借助迪克松MR拍摄技术（Dixon-MR-Aufnahmetechnik）来采集第一MR数据，其中，使用在回波时刻在脂肪和水中的磁化的相位，以便区别检查对象中的脂肪和水分量。例如，可以利用这样的迪克松MR拍摄技术区分脂肪组织、水、肺和背景。对于这些不同的类型可以分别计算吸收参数的相应值并且位置分辨地存储在参数图中。在这样的情况中，计算可以意味着为不同的位置类型（也就是脂肪组织、水、肺和背景）分配吸收参数的不同的第一值。
也已知如下的MR拍摄技术：即，其允许对位于MR设备的通常可用的视野外部，也就是例如位于管的边缘区域中的检查对象进行位置忠实的成像，即具有小的位置失真的成像。因为这样的MR拍摄技术典型地由于物理技术上的局限而具有确定的限制，所以这些数据与为确定在MR设备的视野内部的区域中的参数图而例如借助迪克松拍摄技术所采集的MR数据的直接组合是有问题的。
在此，参数图或“μ-map”例如可以是3D矩阵，其为检查对象内部的确定的位置点分配吸收参数的确定的值。可以为检查对象内部的仅测得背景信号的位置（例如因为那里存在空气）分配吸收参数的与例如存在脂肪或水的那些位置不同的值。例如对于空气的吸收参数的值相应于空气的密度与人组织的密度之比（大约1：1000）来说是非常小的（小于0.00011/cm）。检查对象的软组织例如具有0.11/cm数量级的吸收参数值并且骨骼具有0.171/cm的吸收参数值。
典型地，通过相应的MR拍摄技术实现了在吸收参数的值的位置确定中的高精度。在第一区域内部可以这样提供参数图，使得其位置分辨地具有吸收参数的第一值。
在此，根据MR数据计算吸收参数的值例如可以包含基于MR数据进行数学计算运算或包含根据预定义的对应函数或阈值比较等从表中读出值。在此，该计算不应该被狭窄地解释为一种包括所需要的数学运算的步骤。
在一种实施方式中，吸收参数的值的计算可以包括按照组织类型分割MR数据和为这样所分割的MR数据分配吸收参数的值。也就是，例如不能直接从MR数据计算吸收参数，因为这些MR数据不能直接推导出电子密度。但是，使用分配了这样所分割的组织类型的确定的吸收参数值，则可以允许精确确定参数图。
例如，在第二区域内部第一MR数据可以比第二MR数据具有更大的位置失真。于是可能发生，不能借助在第二区域内部的第一MR数据以对于PET数据的衰减校正来说需要的精度来确定吸收参数的值。换言之，在第二区域内部的吸收参数的第一值具有大的误差。其原因例如可以是常用的迪克松拍摄技术在第二区域内部具有大的位置失真，因为例如为对齐磁化而使用的MR设备的基本磁场在那里具有不均匀性和/或用于MR数据的位置编码的梯度场具有非线性。
例如，在第一区域和第二区域之间的边界上第一MR数据的位置失真可能超过阈值。该阈值可以这样来选择，使得当MR数据具有在阈值内部的位置失真时，用来进行衰减校正的精度对于各自的任务来说是足够的。
就此而言，第二MR数据可以借助MR拍摄序列来拍摄，所述拍摄序列包括具有其位置依赖性的非线性的梯度场的产生，使得在第二区域中非线性补偿了基本磁场的位置非均匀性。典型地，如上所述，梯度场的非线性和MR设备的基本磁场的非均匀性是边缘区域中，例如MR设备的管的边缘区域中，即，在视野外部的MR数据的位置失真的原因。如果MR拍摄序列被构造为用于采集第二MR数据，则梯度场的该非线性恰好与基本磁场的非均匀性补偿，由此可以减小第二MR数据的位置失真或使得低于可容许的阈值。于是可以根据第二MR数据计算具有小的误差的系数参数第二值。在此基础上可以扩展参数图，使得该参数图例如为后面的衰减校正在第一和第二区域内部提供吸收参数的值。但是，在执行用于采集第二MR数据的MR拍摄序列时的自由度由于在MR设备的视野的边缘区域中的物理技术上的局限而可能受到限制。例如在第二区域中有可能不能执行迪克松MR拍摄技术。
第一MR数据也可以具有比第二MR数据高的位置分辨率。特别地，例如可能的是，第一MR数据的位置分辨率在层选择方向上，即，沿着MR设备的管并且平行于基本磁场的在轴向方向上，具有比第二MR数据小的位置分辨率。MR数据的位置分辨率对于可以用以确定吸收参数的值的位置分辨率来说是关键的。然而，吸收参数的值的和由此参数图的尽可能高的位置分辨率，允许衰减校正的高精度。
该方法相应地还包括：
将从第二MR数据中所计算的吸收参数的第二值根据吸收参数第一值的位置分辨率进行插值。例如，借助在第二值的两个位置上相邻的数据点之间的线性插值，也可以近似获得对于位于具有实际上测量的第二值的位置之间的位置的第二值。由此可以均衡位置分辨率。
在此，特别地在第二区域内部的插值可以考虑检查对象的轮廓。这一点例如可以具有如下效果，即，可以避免在吸收参数值的数据点之间的线性插值，所述数据点位于检查对象内部和外部，即，恰好布置在检查对象的边缘区域中。也就是，如果在这些数据点之间进行线性插值，则这样获得的近似的数据点可以比例如在已知检查对象的轮廓时例如不是使用线性插值而是使用有级过渡时具有更高的不可靠性。这样的有级过渡可以比逐渐过渡更好满足实际情况，因为如上所述，对于空气的吸收参数值与对于人组织的吸收参数值明显不同。
也可以的是，所述插值还包括利用质量系数对从第二MR数据中所计算的吸 收参数第二值进行位置分辨的加权，其中，质量系数量化了相关的第二MR数据的位置失真，并且所述插值以更高的质量系数更强地考虑了吸收参数第二值。也就是，在第二区域内部的第二MR数据可以具有例如在位置上的明显的不可靠性，即，位置上的失真或其他的信号噪声。然而，该不可靠性作为第二MR数据内部的位置的函数变化。如果此时第二MR数据的部分具有比其他部分更小的位置分辨率，则所述插值可以更强地考虑吸收参数的那些从刚好具有更小的位置失真的第二MR数据中所计算的第二值。
该方法还可以包括确定通过第二MR数据成像的检查对象的方位和轮廓，其中，基于所确定的方位和轮廓进行对吸收参数的第二值的计算。该计算例如可以手动地或自动地或部分自动地进行。
例如，对于检查对象的位于所确定的轮廓内部的区域的计算，可以包括分配吸收参数的确定的第二值，并且对于位于所确定的轮廓外部的区域的计算可以包括分配吸收参数的另一个确定的第二值。吸收参数的该特定的第二值例如可以是对于检查对象的该区域来说是特征性的实际的吸收参数值的平均值。也就是，如果例如受检人员的手臂被安置在第二区域内部，则可以已知，手臂的吸收值的值平均例如为0.1至0.21/cm。此外，分配给位于轮廓外部的，即位于检查对象外部的区域的吸收参数的另一个确定的第二值，可以与该确定的第二值不同并且例如与对于空气的吸收参数值相同地选择。
该方法还可以包括也在第一区域（μ）内部采集第二MR数据（81）和将第二MR数据分割为分别对第一和第二区域成像的第二MR数据，和抛弃对第一区域成像的第二MR数据。即，为采集第二MR数据所使用的MR拍摄序列也可以在第一区域内部产生MR数据。于是值得努力的是，抛弃那些涉及第一区域的MR数据。在第一区域中可以根据第一MR数据，例如借助迪克松MR拍摄技术产生参数图。典型地，这样计算的吸收参数第一值具有比在第一区域内部的吸收参数第二值更小的不可靠性。由此期望丢弃在第一区域内部的第二MR数据并且由此不用于计算吸收参数值。
可以不是同时而是先后，也就是以时间上的偏移拍摄第一MR数据和第二MR数据。于是，为了丢弃对第一区域成像的第二MR数据，可以需要尽可能精确地例如根据MR数据本身来确定在第一和第二MR数据内部第一区域的方位。换言之，值得做的是，对通过第一和第二MR数据成像的结构进行比较，以便有针对地丢弃第二MR数据并且例如最小化运动伪影。这一点例如可以包括将基于 第一和第二MR数据的MR图像进行配准，以便识别结构。由此出发，然后可以将第一区域定位在第一以及第二MR数据中，并且在MR数据中精确找到区域的边界。
按照另一方面，本发明涉及一种用于正电子发射断层造影的方法，该方法包括PET数据的采集和借助衰减校正参数对PET数据的校正。在此，衰减校正参数从借助按照本发明的另一方面的方法中所获得的、吸收参数值的参数图而获得。如果衰减校正参数从既在第一区域内部，又在与第一区域紧邻的第二区域内部在MR设备的视野边缘处位置分辨地具有吸收参数值的参数图计算，则可以实现对于PET数据的衰减校正中的高精度。特别地，衰减校正也可以延伸到检查对象的处于MR设备的视野边缘处的那些部分。典型地，受检人员的手臂可以位于此处。
按照另一方面，本发明涉及一种磁共振设备，所述磁共振设备包括用于拍摄安置在MR设备的管中的检查对象的MR数据的拍摄部件，其中，所述拍摄部件被配置为执行以下步骤：采集第一区域中的第一MR数据，其中所述第一区域位于MR设备的视野内部，和采集第二区域内部的第二MR数据，其中所述第二区域与第一区域紧邻并且位于视野边缘处。此外，磁共振设备还包括具有所连接的存储器的处理器，其被配置为执行以下步骤：从第一区域内部的第一MR数据中位置分辨地计算吸收参数的第一值，以便获得三维的参数图，使得第一区域内部的参数图位置分辨地具有吸收参数的第一值，和从第二区域内部的第二MR数据中位置分辨地计算吸收参数的第二值并且以从第二MR数据中所计算的吸收参数第二值扩展所述3D参数图，使得参数图在第一区域内部和第二区域内部位置分辨地具有吸收参数的值。
例如，受检人员的手臂可以被安置在第二区域内部。于是吸收参数值的参数图也可以包括MR设备的视野边缘处的那些在其中安置了手臂的区域。由此，在PET测量中衰减校正参数的计算精度可以得到提高。
特别地，例如第一区域在径向方向上在相对于MR设备的中轴来说的第一半径内部延伸，并且第二区域在径向方向上在相对于中轴来说的第一半径和第二半径之间延伸，其中第二半径大于第一半径。MR设备的基本磁场例如可以沿着中轴，也就是在轴向方向上对齐。例如MR设备的管可以具有30cm的半径，然而常规的测量区域，即，视野仅具有例如25cm的半径。在视野外部和管内部的区域中在常规的MR拍摄序列情况下由于基本磁场的非均匀性和/或梯度场的非线 性而可能出现强的位置失真。也就是例如第一半径可以为25cm并且第二半径几乎为30cm。
因为基本磁场的非均匀性和/或梯度场的非线性可能具有与轴向位置的依赖关系，所以第二区域的轴向尺寸受到限制。只有在在轴向方向上受到限制的第二区域内部可以利用确定的非线性来补偿确定的非均匀性并且这样获得具有较小的位置失真的第二MR数据。
对于这样的磁共振设备，可以实现与利用按照本发明的前述方面的方法可以实现的那些效果相应的效果。
按照另一方面，本发明涉及一种正电子发射断层造影仪，其包括拍摄部件，所述拍摄部件被构造为用于采集PET数据。正电子发射断层造影仪还包括处理器，所述处理器被配置为借助衰减校正参数校正PET数据，其中衰减校正参数从吸收参数的值的参数图中获得，所述参数图借助按照前述方面的方法获得。对于这样的正电子发射断层造影仪，可以实现与利用按照本发明的前述方面的方法可以实现的那些效果相应的效果。
在不脱离本发明保护范围的情况下，上述特征不仅可以按照相应的详细描述的组合来使用，而且也可以按照其他组合或单独使用。
附图说明
本发明的上述特征、特点和效果以及如何实现这些效果的方式，通过以下对实施例的描述将变得更清楚和明显，结合附图详细解释所述实施例。其中，
图1示出了磁共振设备的示意图，
图2关于第一和第二区域示出了磁共振设备的测量区域，
图3A和3B示出了按照一种实施方式的方法的流程图，
图4示出了磁共振设备的管的示意性透视图，
图5示出了按照另一个实施方式的流程图，
图6示出了用于采集第二MR数据的拍摄序列，
图7示出了在第一区域和第二区域中吸收参数值的参数图，
图8示出了图7的具有放大细节的参数图，
图9示出了在吸收参数的相邻的数据点之间的插值，
图10对于具有位置失真的吸收参数值示出了按照图9的插值，
图11对于位于检查对象内部和外部的吸收参数值示出了按照图9的插值，
图12示出了借助从CT测量中所获得的数据进行衰减校正后的PET图像，
图13示出了PET图像，其中根据从PET数据本身中所仿真的数据进行了衰减校正，
图14示出了PET图像，其中借助按照本发明的方法进行了衰减校正，
图15示出了从第一MR数据中所计算的参数图，
图16示出了从第一和第二MR数据中所计算的参数图，
图17示出了PET图像，其中根据仅从第一MR数据中所获得的参数图进行了衰减校正。
具体实施方式
图1示出了MR设备5的示意图。在此，磁体1产生时间上恒定的强基本磁场，用于对齐检查对象U（例如受检人员）的检查区域中的核自旋。例如基本磁场可以沿着在图1中利用A表示的方向、即沿着MR设备5的管的轴向方向定向。检查对象U在图1的情况中是定位于台23上的受检人员。台23可以沿着用A表示的方向被移动到磁共振设备5的管中并且沿着该方向有针对地定位。
例如，通过基本场磁体1借助超导线圈产生基本磁场。图1中沿着方向A示出了基本磁场的较大分量，其中在MR设备5的管的边缘区域中可能出现例如在强度或方向上的偏差。在典型的球形测量体积M中给出了对于MR测量所要求的基本磁场的高均匀性，检查对象U的待检查的部分例如通过台23的定位而被引入到所述测量体积中。例如，测量体积M可以包含MR设备5的对称中心50。对称中心50可以位于磁体1的中央线圈轴上，即，在管的中点或附近。测量体积M被布置在MR设备5的视野内部，因为在那里各个测量参数位于容差范围内。
为了支持均匀性要求并且特别是为了减小或抑制时间上不变的影响，在合适的位置上安装由铁磁材料构成的所谓的匀场片。时间上变化的干扰影响通过匀场线圈2和对于匀场线圈2的合适的控制器27来减小。
在基本场磁体1中采用圆柱形梯度线圈系统3，其例如由三个部分绕组组成。每个部分绕组由相应的放大器24至26提供电流，用于在笛卡尔坐标系的各个方向上产生线性梯度场。放大器24至26分别包括数字/模拟转换器，其由序列控制器18控制，以便时间正确地产生梯度脉冲。
在梯度场系统3内部具有高频天线4，所述高频天线将由高频功率放大器输出的高频脉冲转换为磁交变场，用于激励检查对象U的核自旋的进动。高频（HF）天线4由一个或多个HF发送线圈和以线圈的例如环形、线形或矩阵形布置的形式的多个HF接收线圈组成。高频天线4的HF接收线圈也将从进动的核自旋出发的交变场，即，通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号，例如感应地转换为电压。该电压可以作为测量信号被采集。该电压经过放大器7被传输到高频系统22的高频接收通道8、8'。高频系统22还包括发送通道9，在所述发送通道中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，将各个高频脉冲根据由设备计算机20预先规定的脉冲序列在序列控制器18中例如数字地作为复数序列显示。该数字序列作为实部和虚部分别经过输入端12传输到高频系统22中的数字/模拟转换器并且从该数字/模拟转换器传输到发送通道9。在发送通道9中将脉冲序列加调制到高频载波信号，其基频相应于测量体积M中核自旋的共振频率。经过放大器29将调制后的脉冲序列传输到高频天线4的HF发送线圈。脉冲序列和对梯度场的控制的组合被称为拍摄序列。
发送/接收转接器6允许在发送和接收运行之间的切换。高频天线4的HF发送线圈将用于激励核自旋的高频脉冲辐射到测量体积M中并且采样经过HF接收线圈所产生的回波信号。对于高频系统22和序列控制器18的时间基础被提供给合成器19。
从所获得的测量数据中，图像计算机17可以重建MR图像，作为MR数据的图形表示。通过设备计算机或处理器20进行对测量数据、图像数据和控制程序的管理以及MR数据的进一步处理。处理器20典型地也包括存储器。通过终端13进行用于产生MR图像（所述图像例如在DVD21上或相应的数据载体上存储）的相应的控制程序的选择以及所产生的MR图像的显示，所述终端包括键盘15、鼠标16和显示器14。
然而，并非总是需要实际上显示MR图像，例如当设备计算机或处理器20不是为了产生MR图像而是另外地进一步处理所产生的MR数据时。例如，处理器20可以从MR数据中计算吸收参数μ的位置分辨的值，所述值可以在3D参数图中被综合。可以通过处理器20根据确定的计算规则来进行这些值的计算。例如MR数据可以获得提示，在确定的位置上存在哪种物质，例如脂肪组织、水、肺或背景。基于这些可以由处理器20从MR数据中获得或计算的信息，处 理器20可以为不同的位置点分配吸收参数μ的不同的值。
例如，可以将物质的不同类型与吸收参数的确定的值的关联事先借助终端13存储，并且然后自动调用。设备计算机20也可以在MR数据中确定检查对象U的轮廓，例如自动地借助图像配准或手动地借助用户输入。如果确定了轮廓，则设备计算机20可以为检查对象U的位于确定的轮廓内部的那些位置区域分配吸收参数的确定的值，并且将位于确定的轮廓外部，即，位于检查对象外部的区域，分配吸收参数的另一个确定的值。例如对于空气的吸收参数值可以比检查对象的轮廓内部、即对于组织的吸收参数值小，等等。
可以将由设备计算机20所提供的吸收参数值的参数图用于对PET数据进行衰减校正。例如，MR设备5可以是组合的MR-PET设备5（图1中未示出）。于是也可以拍摄检查对象U的PET数据，而例如无需代表受检人员。然后，可以直接借助来自于处理器20的参数图对这些PET数据进行衰减校正。但是，也可以将由处理器20所提供的参数图输出并且用于单独的PET测量。PET设备对于专业人员来说是公知的，从而在此不作进一步解释。
特别地，处理器20可以对于例如来自于检查对象U的不同区域或来自于MR设备5的管内部的不同区域的不同的MR数据，执行不同的技术，以便计算吸收参数μ的值。测量体积M例如在位置上受到基本磁场均匀性和梯度场的线性限制。在视野外部、也就是在其中基本磁场具有非均匀性并且梯度场具有非线性的区域中的测量（所述非均匀性和非线性例如大于阈值），会导致基于MR数据的图像的强烈的位置失真。也就是说，检查对象U的安置在测量体积M外部的区域，在MR图像中看起来不是位于其实际所位于的位置处。MR设备5内部的测量体积M的精确大小，特别是径向方向上的尺寸，取决于许多参数，例如基本场磁体的结构形状和种类、电源、卧榻区域中的干扰体等。但是如此处示出的那样，技术教导的可用性不受具体尺寸的限制。对于具有例如60cm管直径的常规的磁共振设备5，测量体积M的直径可以具有在从45cm至55cm或48cm至52cm的范围内的值，特别是通常大约50cm。这意味着，沿着MR设备5的管的内周在大约5cm至15cm的边缘区域中，或者8cm至12cm，特别是通常大约5cm处加强地出现位置失真。受检人员U的手臂典型地位于在该区域中。例如为了对于PET数据的衰减校正也能够考虑受检人员U的手臂，必须这样构造设备计算机20，使得其既在测量区域M内部，也在受检人员U的手臂位于其中的、与测量区域紧邻的区域中提供吸收参数μ的值的参数图。 以下，将与测量区域M并且由此与磁共振设备5的视野紧邻的区域51称为第二区域51。
例如，在图2中示出了位置失真V与沿着在图1中用B表示的方向（即，相对于磁共振设备5的管来说的径向方向）的位置的可能的依赖关系。在图2中的实线描述了常规拍摄的第一MR数据80的失真V。例如这些MR数据80可以借助迪克松拍摄技术拍摄，其中使用在回波时刻脂肪和水中的磁化的相位，以区分图1的检查对象U中的脂肪和水分量。该信息然后可以借助设备计算机20用于确定吸收参数值。如从图2还可以看出的，这些第一MR数据80在边缘区域中具有强失真V。对于与对称中心50的径向距离，所述距离超过确定的值，例如在常规的MR设备中是25cm，失真V取这样的强的值，使得第一MR数据80具有明显误差。这样的第一MR数据80通常不能被使用来确定吸收参数μ的有说服力的值。
然而公知这样的方法，该方法允许，在径向方向上紧邻测量区域M的第二区域51中产生具有小的失真V的MR数据。这些第二MR数据81在图2中用虚线示出。例如，第二MR数据81可以借助如下的MR拍摄序列产生，所述拍摄序列通过梯度场的位置非线性在位置上这样补偿基本磁场的位置非均匀性，使得第二MR数据81刚好不再具有失真V。这样的方法是专业人员公知的，从而不再详细讨论。
然而，用于采集第一MR数据80和第二MR数据81的MR拍摄序列互相明显不同，例如在覆盖的区域，位置分辨率，信息内容等方面，使得不可能直接组合MR数据80、81或者从中所计算的吸收参数μ的值。
以下，根据图3A和3B解释一种方法，利用该方法既可以在使用第一和第二MR数据80、81的条件下对于后面的PET位置分辨地计算吸收参数μ，也可以对在此基础上的PET数据进行衰减校正。该方法以步骤S1开始。
在步骤S2中，首先根据迪克松拍摄技术采集在第一区域M内部的第一MR数据80。第一MR数据80可以具有第一位置分辨率。第一区域M也可以沿着在图1中用A表示的、MR设备5的管的轴向方向（即，在层选择方向上）具有一定的尺寸。在此基础上，可以在步骤S3中从第一MR数据80中计算在第一区域M内部吸收参数μ的第一值。为此专业人员公知例如建立在不同的、从迪克松MR拍摄技术中所获得的物质类型：组织、水、空气、肺和吸收参数值之间的对应的方法。然后可以在步骤S4中，将位置分辨地计算的吸收参数μ的 第一值存储在参数图中。参数图可以具有矩阵形式并且从而为不同的位置点分配吸收参数μ的值。
在步骤S5中，采集在第一和第二区域M、51中的第二MR数据81。为此使用MR拍摄技术，如参考图2在前面描述的那样。这样的拍摄技术允许，在第二区域51中的第二MR数据81也具有小的失真V。这一点例如可以借助如下的MR拍摄序列来进行，该拍摄序列借助梯度场的位置非线性来补偿MR设备5的基本磁场的位置非均匀性。然而，第二MR数据81典型地具有关于在一个位置处的物质的更小的信息深度。使得不能像对于第一MR数据在步骤S3中进行的那样来确定吸收参数值。
在步骤S6中，首先进行对第二MR数据81的分割，即，识别第二MR数据81的那些来自于第一区域M和第二区域51的部分。因为步骤S2和S5在时间上可以错开地进行，并且MR数据80、81可以具有不同的位置分辨率等，所以步骤S6例如可以包括图像配准或采用类似的方法，所述方法允许在第二MR数据81中找到区域M、51的边界。在步骤S7中，然后丢弃属于第一区域的那些第二MR数据81。这一点是期望的，因为对于第一区域M已经根据第一MR数据80进行了吸收参数值的计算并且因此不再需要在该区域M中的第二MR数据81。
在步骤S8中，然后确定第二MR数据81中检查对象U的轮廓和方位，所述第二MR数据此时涉及第二区域51。该步骤例如也可以包含图像配准或类似方法。由此出发，在步骤S9中，可以根据（来自于步骤S5的）第二MR数据81以及（来自于步骤S8的）检查对象U的所确定的轮廓和方位，来计算在第二区域51内部的吸收参数μ的第二值。例如，检查对象U的位于轮廓内部的那些区域可以被分配吸收参数的确定的第二值并且检查对象U外部的也就是布置在轮廓外部的那些区域被分配吸收参数μ的另一个确定的第二值。例如，确定的第二值可以与另一个确定的第二值不同并且对于检查对象U的位于第二区域中的区域，例如受检人员的手臂来说是特征性的，例如平均的值。
在步骤S10中，检查第一MR数据80的位置分辨率是否不等于第二MR数据81的位置分辨率。特别地，第一以及第二MR数据80、81的位置分辨率可以在不同的方向上具有不同的值，使得步骤S10中的检查可以对于三个空间维度分离地进行。为简单起见，以下仅参考三个空间维度的一个。如果在步骤S10中确定了，第一MR数据80的位置分辨率等于第二MR数据81的位置分辨率， 则在步骤S13中可以进行参数图的扩展，如从步骤S4中所获得的那样，并且具体来说扩展了从第二MR数据81中所计算的吸收参数μ的第二值。因此第一值和第二值的位置分辨率相同。并且因为参数图典型地具有三维矩阵结构，其中不同的矩阵元素分配不同的位置并且在相邻的矩阵元素之间的空间距离例如取相同的值，所以在步骤S10中必须确保，第一MR数据80的位置分辨率与第二MR数据81的位置分辨率是相称的。也就是说，MR数据点的格栅（Raster）在第一和在第二MR数据中例如是相同的。
但是，如果在步骤S10中确定了，第一MR数据80的位置分辨率不等于第二MR数据81的位置分辨率，则该方法前进到步骤S11。在那里首先对根据第二MR数据81所计算的吸收参数μ的第二值利用质量系数Q加权，其中，质量系数Q量化在第二MR数据81中的位置失真的强度。基于该加权，在步骤S12中在考虑轮廓和质量系数Q的条件下对从第二MR数据81中所计算的吸收参数μ的第二值进行插值。例如，在插值时可以更强地考虑吸收参数μ的那些具有更高质量系数Q、也就是位置失真的更小的强度的那些第二值。插值的方式可以取决于，属于吸收参数μ的第二值的位置是否仅位于检查对象的轮廓内部或外部，或者是否在位于轮廓内部和外部的位置之间进行插值。也就是如果例如在吸收参数μ的那些仅位于轮廓内部、也就是检查对象U内部的第二值之间进行插值，则可以进行线性插值，可能地在考虑质量系数Q的条件下进行。但是，如果在吸收参数μ的那些分别位于轮廓内部和外部的第二值之间进行插值，则例如可以替代线性插值而进行有级插值。通过在步骤S12中的插值可以实现，从第一MR数据80中所计算的吸收参数μ的第一值的分辨率等于从第二MR数据81中所计算的吸收参数μ的第二值的分辨率，尽管第一和第二MR数据的分辨率是不同的。于是，可以在步骤S13中相应地扩展参数图。
在步骤S14中，进行对正电子发射断层造影数据的采集。在步骤S15中，对在步骤S14中所采集的PET数据借助来自于参数图的吸收参数值通过执行衰减校正来进行校正。衰减校正可以包括在吸收参数沿着PET光子的传播路径上的线积分的形成。校正后的PET数据然后可以被继续处理，例如作为PET图像。该方法在步骤S16结束。
以下，根据图4至17详细解释各个方法步骤。首先，参考图4详细解释第一部分区域M和第二部分区域51如何在几何上相关。图4中示出了MR设备5的管。对称中心50被表示为管的几何中心。方向A在管的轴向方向上延伸，方 向B在径向方向上延伸。此外，示出了受检人员U的三个层60、61、62。这些层在图1中也被图形地示出。如从图4可以看出的那样，第二部分区域51在径向方向B上相对于对称中心50偏移地位于在第一MR设备5的管的边缘的方向上（但是还在管内部），在所述第二部分区域中第一MR数据80具有大的位置失真V，第二MR数据81却具有小的失真V。第一区域或者说测量区域M位于在对称中心50和部分区域51之间的径向方向上。第二区域51在轴向方向A上具有有限尺寸，因为仅在沿着方向A的确定的有限区域中基本磁场的非均匀性能够通过梯度场，例如读出梯度场或层选择梯度场的非线性来补偿。
参考图5和6所示出的两个实施方式，它们表明，如何能够借助MR拍摄序列对于检查对象U的不同的层60、61、62拍摄第二MR数据81。在图5中示出的流程图细分解了图3A和3B的步骤S5。在步骤T1中，首先测量基本磁场和梯度场。例如，可以在层61内部在对称中心50附近进行对这两个量的测量。在此基础上确定梯度场的非线性。然后在步骤T2中，计算层选择梯度和/或读出梯度的最佳梯度强度，所述梯度在沿着轴向方向A的期望的位置上破坏性地叠加梯度场的非线性和基本磁场的非均匀性。然后，平行地进行步骤T3和T4。在此，将受检人员U位于其上的台23在步骤T3中连续地例如以恒定的速度这样定位，使得不同的横向层（例如层60、61、62）先后地包括第二区域51，在该第二区域上在步骤T2中计算了最佳的梯度强度。同时，总是可以对于相应的层在步骤T4中进行第二MR数据81的采集。应当理解，也存在其他技术，以便沿着轴向方向A，也就是层选择方向获得第二MR数据81的位置分辨率，尽管梯度场的非线性以及基本磁场的非均匀性取决于沿着该方向A的位置。然而这些技术导致，沿着该方向A的位置分辨率小于第一MR数据80的相应的位置分辨率。
图6示出了这样的替换实施方式，所述实施方式示出了用于采集第二MR数据81的MR拍摄序列的执行。图6示出了台24沿着轴向方向A的位置与时间的关系。如从图6可以看出的，与如参考图5示出的连续定位不同，还进行顺序定位，以借助拍摄序列65采集第二MR数据81。从图5和6可以看出，这样获得的第二MR数据81在其位置分辨率方面受到限制或者说具有比第一MR数据80更小的位置分辨率。
图7沿着通过方向A和方向B定义的平面示出了吸收参数的简单参数图70。图形地表示了参数图70的相应于第一区域M和第二区域51的区域。参数 图70在方向A上在第二区域51内部比第一区域M内部具有更小的位置分辨率。但是在方向B上其在两个区域M、51中具有相同的位置分辨率。
参数图70典型地具有矩阵结构，其中不同的元素表示不同的位置。这一点参考图8详细示出。在图8中，示例性地示出了参数图70的四个元素。就像可以看出的那样，为参数图70的不同元素分配了不同的位置，在此通过坐标x、y和z表示，例如作为相对于MR设备5的对称中心50或相对于其他参考点的偏移。虽然在按照图8的实施方式的参数图70中精确地在参数图内部设置并存储了位置点，但是参数图70的不同元素例如也可以描述具有在参数图70的不同元素之间的给定的距离的固定格栅。此外，在参数图70中存储了吸收参数μ的值90、91。例如该值90、91以11/cm的单位存储。在此，吸收参数值可以是从第一MR数据80中所计算的第一值90或从第二MR数据81中所计算的第二值91。
有利的是，在第二区域51内部进行对吸收参数μ的第二值91的插值，如果该第二值在那里具有比在第一区域M中的第一值90更小的位置分辨率的话。在以下参考图9、10和11来讨论插值的可能性。
图9示出了对于呈现所测量的第二MR数据81并且计算了第二值91的位置α和β进行的线性插值（实线），使得通过插值可以获得在位于位置α和β之间的位置上吸收参数的第二值91。在图10中，位置α,β和γ（在这些位置处确定了吸收参数μ的第二值91）具有位置上的一定的不可靠性。该不可靠性可能由于第二MR数据81的失真引起，如前面已经解释的那样。该不可靠性在图10中通过水平的误差线段表示。例如质量系数Q可以与不可靠性成反比。相应地，在位置β处的吸收参数的第二值91比在位置α,和γ处的吸收参数的第二值91具有更小的质量系数Q。可以如下进行对第二值91的插值，使得具有更大的质量系数Q或更小的位置失真的那些第二值91被更强地考虑。这一点在图10中图形地通过在位置α,β和γ之间的线性失真（实线）表示，其更小地考虑在位置β处的吸收参数μ的第二值91。
也可以在第二值91的插值时考虑检查对象U的轮廓。参考图11详细示出了这一点。图11涉及一种情况，在该情况中位置α处于检查对象U的轮廓内部，而位置β处于该轮廓外部。检查对象U的轮廓在图11中用垂直虚线图形示出。与图9和10中不同，在位置之间的第二值91的插值（实线）此时不是以线性方式，而是在考虑轮廓的条件下进行。例如就像图11所示在位置α处的吸收参 数的第二值91和位置β处的第二值91之间的过渡可以按照有级函数进行。典型地，这一点更好地符合自然情况。
参考图12至17，在以下将按照本发明的方法的结果与常规的方法进行比较。图12图形地示出了PET数据100，其中衰减校正根据从CT数据所确定的吸收参数值进行。也就是图12示出了对常规方法的参考。对衰减校正参数值的基于CT的计算，需要将患者置于明显的射线辐射中。进行衰减校正的一种替换可能性根据图13示出。图13示出了一种情况，在该情况中，根据吸收参数值90、91的参数图进行了衰减校正，其根据开头提到的Nuyts等人的方法进行。在此，仅采集在MR设备5的视野内部的MR数据。对于位于视野外部的区域的吸收参数值90、91，从PET数据100本身中来提取。图14示出了具有如前面参考图1至11解释的衰减校正的PET图像100。
在图15和16中图形编码地以不同的透视图示出了参数图70。在此，图15示出仅根据在第一区域M内部（即，在MR设备5的视野内部）被采集的第一MR数据80所建立的参数图70。相应地，图16示出了如前面例如参考图3A和3B所解释的那样根据第一和第二MR数据80、81所建立的参数图70。如根据图16和15的比较可以看出的那样，按照图16的参数图正是在受检人员的例如手臂的边缘区域中具有对吸收参数值90、91的更好采集。
图17示出了根据如图15中所示的参数图70产生的、也就是仅根据在第一区域M中的第一MR数据80产生的PET数据100。如根据图17和14的比较可以得出的，对于PET数据的精度来说重要的是，根据从第一和第二MR数据80、81中所获得的参数图70（参考图16）进行改进的衰减校正。
尽管通过优选的实施例详细示出并描述了本发明，但是本发明不受所公开的例子的限制而是可以由专业人员从中导出其他变体，而不脱离本发明的保护范围。

Claims (15)

1.一种用于借助磁共振断层造影计算用于检查对象(U)的正电子发射断层造影(PET)的吸收参数(μ)的位置分辨的值(90,91)的方法，该方法包括：
-采集在第一区域(M)内部的第一磁共振(MR)数据，其中所述第一区域(M)位于磁共振设备(5)的视野内部，
-从第一区域(M)内部的第一MR数据(80)中位置分辨地计算吸收参数(μ)的第一值(90)，以获得三维(3d)参数图(70)，使得该参数图(70)在第一区域(M)内部位置分辨地具有吸收参数(μ)的第一值(90),
-采集在第二区域(51)内部的第二MR数据(81)，其中所述第二区域(51)与所述第一区域紧邻并且位于视野的边缘处,
-根据第二区域(51)内部的第二MR数据(81)位置分辨地计算吸收参数(μ)的第二值(91),
-以从所述第二MR数据(81)中所计算的吸收参数(μ)的第二值(91)扩展3d参数图(70)，使得所述参数图(70)在第一区域(M)和第二区域(51)内部位置分辨地具有吸收参数(μ)的值(90,91)，
-将从所述第二MR数据(81)中所计算的吸收参数(μ)的第二值根据吸收参数(μ)第一值(90)的位置分辨率进行插值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，在所述第二区域(51)内部第一MR数据(80)比所述第二MR数据(81)具有更大的位置失真(V)。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述第二MR数据(81)借助MR拍摄序列(65)来拍摄，所述拍摄序列包括：
-产生具有其位置依赖性的非线性的梯度场，使得在第二区域中该非线性补偿基本磁场的位置非均匀性。
4.根据上述权利要求1所述的方法，其中，借助迪克松MR拍摄技术采集所述第一MR数据(80)，其中，使用在回波时刻在脂肪和水中的磁化的相位，以便区别检查对象中的脂肪和水分量。
5.根据上述权利要求1所述的方法，其中，所述第一MR数据(80)具有比所述第二MR数据(81)高的位置分辨率。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述插值在第二区域(51)内部考虑所述检查对象(U)的轮廓。
7.根据权利要求1或6所述的方法，其中，所述插值还包括：
-利用质量系数(Q)对从所述第二MR数据(81)中所计算的吸收参数(μ)第二值(91)进行位置分辨的加权，其中，所述质量系数(Q)量化了相关的第二MR数据(81)的位置失真(V)，并且所述插值以更高的质量系数(Q)更强地考虑了吸收参数(μ)第二值(91)。
8.根据上述权利要求1所述的方法，还包括：
-确定通过第二MR数据(81)成像的检查对象(U)的方位和轮廓，其中，基于所确定的方位和轮廓进行对吸收参数(μ)的第二值(91)的计算。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述计算对于检查对象(U)的位于确定的轮廓内部的区域包括分配吸收参数(μ)的确定的第二值(91)，并且对于位于确定的轮廓外部的区域包括分配吸收参数(μ)的另一个确定的第二值(91)。
10.根据上述权利要求1-6中任一项所述的方法，还包括：
-在第一区域(M)内部也采集第二MR数据(81)，
-将第二MR数据(81)分割为分别对第一和第二区域成像的第二MR数据(81)，
-抛弃对第一区域成像的第二MR数据(81)。
11.一种用于正电子发射断层造影的方法，该方法包括：
-采集PET数据(100)，
-借助衰减校正参数校正所述PET数据(100)，其中，所述衰减校正参数从借助按照权利要求1-10所述的方法所获得的、吸收参数(μ)的值(90,91)的参数图(70)中而获得。
12.一种磁共振设备(5)，包括：
-用于拍摄安置在MR设备(5)的管中的检查对象(U)的MR数据的拍摄部件，其中，所述拍摄部件被配置为执行以下步骤：
-采集第一区域(M)中的第一磁共振(MR)数据，其中所述第一区域(M)位于MR设备(5)的视野内部，
-采集第二区域(51)内部的第二MR数据(81)，其中所述第二区域(51)与所述第一区域紧邻并且位于视野边缘处，
-具有所连接的存储器的处理器，其被配置为执行以下步骤：
-从第一区域(M)内部的第一MR数据(80)中位置分辨地计算吸收参数(μ)的第一值(90)，以便获得三维(3d)的参数图，使得第一区域(M)内部的参数图(70)位置分辨地具有吸收参数(μ)的第一值(90)，
-从第二区域(51)内部的第二MR数据(81)中位置分辨地计算吸收参数(μ)的第二值(91)，
-以从第二MR数据(91)中所计算的吸收参数(μ)第二值(91)扩展所述三维(3d)的参数图(70)，使得所述参数图(70)在第一区域(M)内部和第二区域(51)内部位置分辨地具有吸收参数(μ)的值(90,91)，
其中，所述第一区域(M)在径向方向(B)上在相对于管的中央轴来说的第一半径内部延伸，并且所述第二区域(51)在径向方向(B)上在相对于中央轴来说的第一半径和第二半径之间延伸，其中所述第二半径大于第一半径。
13.根据权利要求12所述的磁共振设备(5)，其中，所述检查对象(U)是受检人员，并且所述检查对象的手臂被安置在所述第二区域(51)内部。
14.根据权利要求12至13中任一项所述的磁共振设备(5)，其中，所述磁共振设备(5)还被配置为用于执行按照权利要求1至10中任一项所述的方法。
15.一种正电子发射断层造影仪，包括：
-拍摄部件，所述拍摄部件被构造为用于采集PET数据(100)，
-处理器(20)，所述处理器被配置为借助衰减校正参数(ACF)校正所述PET数据(100)，其中，所述衰减校正参数(ACF)从吸收参数(μ)的值(90,91)的参数图(70)中获得，所述参数图借助按照权利要求1至10中任一项所述的方法获得。
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