DE102005054227A1

DE102005054227A1 - Bildgebende medizinische Modalität

Info

Publication number: DE102005054227A1
Application number: DE102005054227A
Authority: DE
Inventors: Michael Maschke
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2005-11-14
Filing date: 2005-11-14
Publication date: 2007-05-24

Abstract

Eine bildgebende medizinische Modalität (2) mit einem datenseitig mit einer PET-Bildverarbeitungseinheit (22) verbundenen PET-Detektorring (4) zur Positronen-Emissions-Tomographie soll derart beschaffen sein, dass die in ihr generierten Bilder (80) eine zuverlässige Erkennung und präzise Lokalisierung von Stoffwechselanomalien, insbesondere von malignem Gewebe mit Tumorbefall, ermöglichen, wobei etwaige Belastungen eines Patienten (8) während der Untersuchung möglichst gering gehalten werden sollen. Dazu ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass benachbart zum PET-Detektorring (4) eine datenseitig mit einer MRI-Bildverarbeitungseinheit (76) verbundene MRI-Untersuchungsröhre (28) zur Magnetresonanztomographie angeordnet ist, wobei der PET-Bildverarbeitungseinheit (22) und der MRI-Bildverarbeitungseinheit (76) eine gemeinsame Displayeinheit (24) zur Anzeige von in der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (22, 76) generierten PET-Bildern (80) und/oder MRI-Bildern (82) zugeordnet ist.

Description

Die Erfindung betrifft eine bildgebende medizinische Modalität mit einem datenseitig mit einer PET-Bildverarbeitungseinheit verbundenen PET-Detektorring zur Positronen-Emissions-Tomographie.
Zu den häufigsten Erkrankungen in der Welt mit Todesfolge zählen die Gefäßerkrankungen, wie beispielsweise der Schlaganfall, das Aneurysma oder das abdominelle Aortenaneurysma. Bei diesen Erkrankungen, aber auch insbesondere bei Tumorerkrankungen oder dergleichen, sind eine schnelle und sichere Diagnose und eine sofort eingeleitete Therapie von besonderer Bedeutung für den Genesungsprozess.
Die Diagnose derartiger Erkrankungen wird durch bildgebende Verfahren unterstützt. Ein bildgebendes Verfahren mit hoher diagnostischer Aussagekraft ist die Positronen-Emissions-Tomographie (PET). Die Methode beruht auf der Darstellung der Verteilung einer radioaktiv markierten Substanz, eines so genannten Radiopharmakons oder Tracers, im Organismus. Dabei wird dem Patienten ein durch Beimengung eines Radionuklids mit einer vergleichsweise kurzen Halbwertszeit zu einer Trägersubstanz erhaltener Tracer, z.B. ¹⁸F-FDG (Flourdeoxyglucose), injiziert, welcher sich in bestimmten Organen und Zellgeweben anreichert und unter Emission von Positronen zerfällt. Bevorzugt erfolgt die Anreicherung in aktiven Krebszellen.
Ein beim radioaktiven Zerfall freigesetztes Positron tritt nach relativ kurzer Distanz von typischerweise einem Millimeter in Wechselwirkung mit einem Elektron, wobei beide Teilchen vernichtet und zwei Gammaquanten mit einer Energie von jeweils 511 keV in diametral entgegengesetzter Richtung abgestrahlt werden. Diese Annihilationsquanten lassen sich in einem das Untersuchungsobjekt bzw. den Patienten umgebenden Detektorring, der eine Vielzahl benachbart angeordneter und einzeln auslesbarer Gammadetektoren umfasst, räumlich und zeitlich aufgelöst nachweisen. Durch eine Koinzidenzkollimierung in einer den Detektoren nachgeschalteten elektronischen Auswerteeinheit lässt sich der Ort der den Zählereignissen jeweils zugrunde liegenden Elektron-Position-Annihilation auf der gedachten Linie zwischen den signalgebenden Detektorelementen, der so genannten Line of Response, ermitteln. Die Emission der Gammastrahlung erfolgt isotrop, d.h. statistisch gesehen sind alle Richtungen gleich wahrscheinlich. Aus einer statistisch signifikanten Vielzahl von Zählereignissen kann daher die räumliche Häufigkeitsverteilung der radioaktiven Zerfallsprozesse und somit die Verteilung des Tracers im Körper abgeleitet werden. Aus einem derartigen 3D-Volumendatensatz lassen sich weiterhin beliebige zweidimensionale PET-Schnittbilder errechnen.
Bei der PET handelt es sich um eine funktionelle Bildgebung, die vor allem biochemische und physiologische Vorgänge im Organismus abzubilden vermag. Sie erlaubt neben einer guten Analyse des Stoffwechsels insbesondere das Auffinden von Tumoren und Metastasen sowie eine Beurteilung der Perfusion des Herzmuskels. Die PET besitzt aber nur eine relativ schlechte Ortsauflösung (ca. 5 mm), die aus prinzipiellen Gründen ohne zusätzliche Strahlenbelastung nicht mehr gesteigert werden kann. Die PET liefert keine guten anatomischen Bilder, so dass die räumliche Lokalisierung und Zuordnung der erkannten Krankheitsherde Schwierigkeiten bereitet.
Bessere anatomische Bilder sind beispielsweise im Rahmen der Computertomographie (CT) verfügbar, bei der aus einer Vielzahl von aus verschiedenen Richtungen aufgenommenen Röntgenbildern, die jeweils Projektionsbilder sind, durch rechnergestützte Auswertung Schnittbilder und 3D-Volumenbilder des untersuchten Objekts erzeugt werden. Die dazu erforderlichen Röntgenstrahler und Röntgendetektoren sind ähnlich wie bei einem PET-Detektorring üblicherweise in einem ringförmigen Gebilde, einer so genannten Gantry, angeordnet, wobei bei CT- Geräten neueren Typs nur noch die Röntgenstrahler in der Gantry rotieren und die Röntgendetektoren über 360° verteilt jeweils raumfest in der Gantry angeordnet sind.
Aus diagnostischer Sicht ist es vielfach wünschenswert, die bei einer CT-Untersuchung gewonnenen Bilder mit den korrespondierenden Bildern einer PET-Untersuchung zu überlagern. Um eine ortsgetreue Simultandarstellung bzw. eine korrekte (lagerichtige) Überlagerung der CT-Bilder mit den PET-Bildern realisieren zu können, muss eine Abbildungsvorschrift zwischen den den Bildern jeweils zugrunde liegenden Koordinatensystemen gefunden werden. Diese Abbildung kann im Allgemeinen Verschiebungen, Drehungen und Streckungen, meist sogar in kombinierter Form, enthalten. Dieses Abgleichungsverfahren für die Bilddatensätze, das auch als Registrierung bezeichnet wird, besitzt in der Regel nur eine eingeschränkte Genauigkeit und bedarf trotz weit reichender (rechnergestützter) Automatisierung häufig einer zeitaufwendigen Benutzer-Interaktion. Dies gilt insbesondere dann, wenn der Patient nach der PET-Untersuchung zur Durchführung der nachfolgenden CT in einen anderen Raum verlegt werden muss, wobei sich unter Umständen seine Lage bzw. seine Körperhaltung verändert, und wobei sich seine inneren Organe relativ zueinander verschieben können.
Um derartige Schwierigkeiten einer rein softwarebasierten Registrierung zu umgehen, sind kombinierte PET/CT-Systeme entwickelt worden, bei denen ein Patient auf einer Patientenliege durch unmittelbar hintereinander angeordnete PET- und CT-Detektorringe gefahren wird. Man spricht daher in diesem Zusammenhang auch von einer hardwarebasierten Registrierung der Bilddaten oder von einer so genannten „Hard-Fusion". Diese Kombination liefert qualitativ hochwertige Fusionsbilder mit detaillierten anatomischen Informationen und mit einer guten Darstellung von Stoffwechselvorgängen. Ein wesentlicher Nachteil liegt jedoch in der doppelten Strahlenbelastung des Patienten, zum einen durch die injizierten Radionuklide und zum anderen durch die Röntgenstrahlung des Computertomographen.
Ein bildgebendes Verfahren zur medizinischen Strukturaufklärung, das insbesondere für seine gute Darstellung von Weichteilen bekannt ist, ist die magnetische Resonanztomographie (MRI = Magnetic Resonance Imaging). Bei diesem Verfahren werden die magnetischen Momente (Kernspins) der Atomkerne des untersuchten Gewebes in einem äußeren Magnetfeld mit einer Feldstärke von bis zu 7 T ausgerichtet und durch eingestrahlte Radiowellen zu einer Kreiselbewegung (Präzession) angeregt, wobei in Folge von Relaxationsvorgängen in einer zugeordneten Empfangsspule eine Wechselspannung induziert wird, die die Grundlage für die Bildberechnung darstellt. Üblicherweise sind die magnetfelderzeugenden Elemente sowie die Sende- und Empfangsspulen in einer eine zylindrische Durchtrittsöffnung aufweisenden MRI-Untersuchungsröhre angeordnet, durch die der auf einer beweglichen Patientenliege fixierte Patient im Rahmen einer Ganzkörperuntersuchung hindurchgeschoben oder gefahren wird. Die MRI-Untersuchungsröhre wird auch als Gantry bezeichnet.
Die softwarebasierte Registrierung und Fusion von PET- und MRI-Aufnahmen ist beispielsweise aus den Druckschriften von Norbert Hosten et al. „Fusion of MRI- and PET data as therapy control after MRI-controlled lased-induced thermotherapy (LITT) of liver metastases from colorectal carcinoma", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 8 (2000), Seite 69, sowie von Timo Mäelä „Data Registration and Fusion for Cardiac Applications", Dissertation der Helsinki University of Technology Laboratory of Biomedical Engineering vom 28.05.2003, ISBN 951-22-6514-1, bekannt. Sie ist jedoch mit den oben bereits erläuterten prinzipiellen Mängeln behaftet.
Yiping Shao et al. beschreiben in „Simultaneous PET and MR imaging", Phys. Med. Biol. 42 (1997), Seiten 1965 bis 1970, einen Prototyp eines PET-Detektors, der im Zentrum einer herkömmlichen MRI-Untersuchungsröhre positioniert ist, so dass zumindest grundsätzlich fusionsfähige PET- und MRI-Bilder simultan aufgenommen werden können. Zur Vermeidung elektromag netischer Interferenzen (EMI) zwischen den PET- und den MRI-Signalen und zur Wahrung der Homogenität des MRI-Magnetfeldes enthalten die innerhalb der MRI-Untersuchungsröhre angeordneten Komponenten des PET-Systems gemäß Shao et al. keinerlei ferromagnetische oder elektrisch leitende Bestandteile. Stattdessen ist bei diesem Systemdesign im Inneren der MRI-Röhre lediglich eine Anzahl von die Energie der auftreffenden Gammaquanten in Szintillationslichtblitze umwandelnden Szintillationskristallen angeordnet, die über Lichtleiter mit außerhalb der MRI-Röhre platzierten Photodetektoren mitsamt der zugehörigen Auswerteelektronik verbunden sind. Durch die vergleichsweise große Länge der Lichtleiter von 3 m bis 4 m ist die erreichbare Energie- und Zeitauflösung der Messanordnung relativ schlecht. Zudem bestehen immer noch vergleichsweise große Restwechselwirkungen zwischen dem PET- und dem MRI-Subsystem, welche Artefakte in den jeweiligen Einzelbildern bzw. in den fusionierten Bildern hervorrufen können. Überdies ist der bislang realisierte Prototyp des PET-Detektors allein schon aufgrund seiner miniaturisierten Dimensionen nicht für den klinischen Einsatz unter Realbedingungen geeignet.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine bildgebende medizinische Modalität der eingangs genannten Art anzugeben, deren Bilder eine zuverlässige Erkennung und präzise Lokalisierung von Stoffwechselanomalien, insbesondere von malignem Gewebe mit Tumorbefall, ermöglichen, wobei etwaige Belastungen eines Patienten während der Untersuchung möglichst gering gehalten werden sollen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst, indem benachbart zum PET-Detektorring eine datenseitig mit einer MRI-Bildverarbeitungseinheit verbundene MRI-Untersuchungsröhre zur Magnetresonanztomographie angeordnet ist, wobei der PET-Bildverarbeitungseinheit und der MRI-Bildverarbeitungseinheit eine gemeinsame Displayeinheit zur Anzeige von in der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit generierten PET-Bildern und/oder MRI-Bildern zugeordnet ist.
Die Erfindung geht von der Überlegung aus, dass für eine präzise räumliche Lokalisierung von im Rahmen der PET-Bildgebung besonders gut sichtbaren Tumoren, Karzinomen, Metastasen etc. die PET-Bilder durch komplementäre morphologische Informationen eines weiteren bildgebenden Verfahrens ergänzt werden sollten. Dabei sollte eine erhöhte Strahlenbelastung für den Patienten, wie sie etwa bei kombinierten PET/CT-Geräten aufgrund der zusätzlichen Röntgenstrahlung auftritt, vermieden werden. Dies gilt insbesondere für Patienten, die schon eine Chemotherapie und/oder eine Strahlentherapie erhalten haben, da der Körper und das Immunsystem in diesem Fall ohnehin bereits stark belastet sind. Eine deutliche Reduktion der Strahlung ist daher vorteilhaft.
Stattdessen können die die PET-Bilddaten ergänzenden strukturellen bzw. morphologischen Informationen auch von einer Vorrichtung zur Magnetresonanztomographie (MRI) geliefert werden. Da das MRI-Verfahren besonders sensitiv für die mikroskopische Diffusion von Wassermolekülen in dem zu untersuchenden Gewebe ist, ist in der Regel eine ausgezeichnete Darstellung und Differenzierung zwischen unterschiedlichen Weichteilen, z.B. zwischen Lipidschichten und faserigem Gewebe, ermöglicht.
Um den üblicherweise mit einer softwarebasierten Registrierung und Fusion von verschiedenartigen Bildern verbundenen Schwierigkeiten von vornherein aus dem Weg zu gehen und um die Notwendigkeit eines Patiententransports zwischen räumlich getrennten Modalitäten zu vermeiden, sollten weiterhin die PET-Einheit und die MRI-Einheit in einer kombinierten PET/MRI-Modalität, auch als duale Modalität bezeichnet, integriert sein. Dabei hat sich herausgestellt, dass für eine Registrierung und Fusion der PET- und der MRI-Bilder mit einer für diagnostische Zwecke hinreichenden Genauigkeit im Gegensatz zu dem von Shao et al. vorgeschlagenen Konzept die Bildaufnahme nicht gleichzeitig erfolgen muss. Vielmehr reicht es vollkommen aus, die PET- und die MRI-Bilder zeitnah, d.h. mit einer kurzen zeitlichen Unterbrechung nacheinander aufzuneh men, sofern dabei ein einheitliches Koordinatensystem zugrunde gelegt ist. Daher ist es nicht unbedingt notwendig, den PET-Detektorring innerhalb der MRI-Untersuchungsröhre anzuordnen, was wie oben bereits geschildert mit diversen technischen Schwierigkeiten verbunden ist. Vielmehr sind der PET-Detektorring und die MRI-Untersuchungsröhre derart benachbart zueinander angeordnet, dass der vorzugsweise auf einer beweglichen Patientenliege fixierte Patient in einem Durchgang und ohne größere zeitliche Unterbrechung sowie ohne Umverlagerung zuerst durch die eine Untersuchungsvorrichtung und dann durch die andere gefahren werden kann. Damit ist der Abgleich der PET-Bilder und der korrespondierenden MRI-Bilder wesentlich vereinfacht.
Die von dem PET-Detektorring und der MRI-Untersuchungsröhre akquirierten Detektorsignale werden in einer dem jeweiligen Detektortyp datenseitig nachgeschalteten Bildverarbeitungseinheit getrennt voneinander aufbereitet und in PET-Bilder bzw. MRI-Bilder umgesetzt. Die Bildverarbeitungseinheiten können auch als getrennte Softwaremodule eines gemeinsamen Bildverarbeitungsrechners realisiert sein. Schließlich können die PET-Bilder und die MRI-Bilder in einer der PET-Bildverarbeitungseinheit und der MRI-Bildverarbeitungseinheit nachgeschalteten gemeinsamen Displayeinheit angezeigt werden, und zwar vorzugsweise jeweils einzeln, nebeneinander oder untereinander oder gegebenenfalls auch in überlagerter oder fusionierter Form. Damit kann der behandelnde Arzt alle wichtigen medizinischen Informationen mit einem Blick erfassen.
Vorteilhafterweise sind der PET-Detektorring und die MRI-Untersuchungsröhre hintereinander entlang einer gemeinsamen Achse angeordnet. Das heißt, die Patientenliege muss innerhalb des gleichen raumfesten Koordinatensystems, das beiden Aufnahmevorrichtungen gleichermaßen zugrunde liegt, nur in einer einzigen Richtung, nämlich entlang der Längsachse, verschoben werden. Dazu ist die Patientenliege vorteilhafterweise mit einer Antriebsvorrichtung ausgestattet, die einen automatischen Vorschub ermöglicht. Die kombinierte PET/MRI- Modalität kann derart ausgelegt und gestaltet sein, dass die Patientenliege zur Bildaufnahme zuerst den PET-Detektorring und anschließend die MRI-Untersuchungsröhre durchläuft. Aber auch die umgekehrte Reihenfolge kann vorteilhaft sein. Besonders vorteilhaft ist es, wenn sich die Patientenliege sowohl von der PET-Seite als auch von der MRI-Seite her in den Untersuchungsbereich der Modalität einfahren lässt. Gerade in Anbetracht der Tatsache, dass verschiedenartige nukleare Tracer unterschiedliche Halbwertszeiten und unterschiedliche Transport- bzw. Diffusionszeiten im Organismus besitzen, wodurch (beginnend mit der Injektion des Tracers) unterschiedliche Zeitfenster für die PET-Untersuchung vorgegeben sind, ist eine derartige Wahlfreiheit bei der Untersuchungsführung ausgesprochen vorteilhaft.
Vorteilhafterweise sind der PET-Detektorring und die MRI-Untersuchungsröhre durch einen Zwischenraum beabstandet und/oder mechanisch entkoppelt. Auf diese Weise wird eine direkte Übertragung von Schwingungen und Vibrationen, die beim Betrieb der MRI-Anlage durch die zeitlich variierenden Gradientenfelder hervorgerufen werden, auf die PET-Anlagekomponenten, insbesondere auf die Gammadetektoren, unterbunden. Zusätzlich können die PET-Detektoren schwingungsgedämpft aufgehängt oder gehaltert sein und/oder von akustischem Dämmmaterial umgeben sein.
Die magnetische Feldstärke fällt außerhalb der MRI-Untersuchungsröhre in der Regel schnell ab, insbesondere wenn die MRI-Untersuchungsröhre mit aktiven oder passiven Mitteln zur Raumabschirmung versehen ist. Zu den aktiven Abschirmmitteln zählen beispielsweise äußere Schirmspulen, die den weiter innen angeordneten felderzeugenden Spulen entgegenwirken. Dennoch könnten die verbleibenden Streufelder unter Umständen zu einer unvorteilhaften Beeinflussung von PET-Anlagenkomponenten, insbesondere der Quantendetektoren, und damit zu Artefakten in den PET-Bildern führen. Besonders empfindlich auf äußere Magnetfelder reagieren z.B. die bei Quantendetektoren herkömmlicher Bauart eingesetzten Photomultiplier. Daher empfehlen sich weiterführende Maßnahmen zur Feldabschirmung:
Vorteilhafterweise ist der PET-Detektorring zumindest auf der der MRI-Untersuchungsröhre zugewandten Seite und vorzugsweise auch radial nach außen hin durch mindestens ein magnetisches Abschirmelement von den MRI-Magnetfeldern abgeschirmt. Bei dem Abschirmelement kann es sich in zweckmäßiger Ausgestaltung um ein ferromagnetisches Gehäuse und/oder um eine ferromagnetische Folie handeln, welche den PET-Detektorring zumindest teilweise umgeben bzw. umhüllen. Insbesondere kann ein derartiges Abdeckelement in der Art einer Ringblende gestaltet sein, welche zwischen dem PET-Detektorring und der MRI-Untersuchungsröhre angeordnet ist und gegebenenfalls in radialer Richtung nach außen hin übersteht.
In weiterer vorteilhafter Ausgestaltung ist im Zwischenraum oder im Übergangsbereich zwischen dem PET-Detektorring und der MRI-Untersuchungsröhre mindestens ein Kompensationsmagnet zur Erzeugung eines dem statischen MRI-Magnetfeld entgegengerichteten Kompensationsmagnetfeldes angeordnet. Vorteilhafterweise sind mehrere gleichmäßig über den Umfang der Patientendurchführung verteilte Kompensationsmagnete vorgesehen. Die als Permanentmagnete oder als an- und ausschaltbare Elektromagnete ausgeführten Kompensationsmagnete sind dabei vorzugsweise derart dimensioniert und ausgestaltet, dass die Rückwirkung des Kompensationsmagnetfeldes auf das homogene MRI-Magnetfeld und die damit einhergehende Feldverzerrung im Zentrum der MRI-Untersuchungsröhre nicht ins Gewicht fällt.
In einer vorteilhaften Weiterbildung weisen die PET-Detektorelemente an ihrer Außenseite eine magnetisch abschirmende Schutzfolie und/oder eine magnetisch abschirmende Beschichtung auf. Darüber hinaus ist vorteilhafterweise auch zwischen den einzelnen funktionellen Komponenten des jeweiligen PET-Detektorelementes, z.B. zwischen den Szintillationskristallen, den Photomultipliern, den Lichtleitern etc., eine magnetisch abschirmende Schutzfolie und/oder eine magnetisch ab schirmende Schutzschicht vorgesehen (innere Abschirmung). Neben einer konventionellen Metallbeschichtung ist eine Beschichtung/Einlagerung mit/von Nanopartikeln, insbesondere elektrisch leitenden Nanopartikeln, z.B. auf der Basis von Siliziumdioxid, Aluminiumoxid, Silikonnitrat oder Kohlenstoff, besonders zweckmäßig. Derartige Nanobeschichtungen zur Abschirmung von äußeren magnetischen Feldern und zur Verhinderung von elektromagnetischen Interferenzen sind dem Fachmann beispielsweise aus den Druckschriften US 6,506,972 B1 , US 6,673,999 B1 , US 6,713,671 B1 oder auch US 5,827,997 bekannt. Aus der US 5,540,959 ist auch ein möglicher Fertigungsprozess zum Aufbringen derartiger Nanopartikel auf ein Untergrundmaterial bekannt. Neben den PET-Detektorelementen können auch die anderen Funktionseinheiten der PET-Anlage, z.B. elektronische Bauteile und dergleichen, sowie die Signalleitungen mit einer Dünnfilmschicht aus leitenden Nanopartikeln versehen sein.
In einer ganz besonders vorteilhaften Weiterbildung sind die PET-Detektorelemente als Halbleiter-Detektorelemente ausgeführt. Im Gegensatz zu einer herkömmlichen Gammakamera vom so genannten „Anger"-Typ, bei der die Energie der einfallenden Gammaquanten zuerst in einem Szintillationskristall in (sichtbares) Szintillationslicht umgewandelt wird, das anschließend in einem Photomultiplier verstärkt und gemessen wird, wandelt das Halbleitermaterial eines Halbleiterdetektors unter dem Einfluss eines angelegten elektrischen Feldes die auftreffende Gammastrahlung direkt in elektrische Signale um. Geeignete Detektormaterialien sind beispielsweise Germanium, Hgl2, CdTe (Cadmium Telluride), CTZ (Cadmium-Zink-Telluride), PBS oder auch Mischungen dieser Stoffe. Entsprechende Detektortechnologien sind z. B. in den Druckschriften US 4,292,645 , US 5,132,542 oder EP 0 871 902 B1 beschrieben. Alternativ können auch Szintillationsdetektoren mit so genannten Avalanche-Photodioden (Lawinen-Photodioden) zum Einsatz kommen. Eine Avalanche-Photodiode kann als Halbleiteräquivalent zu einem herkömmlichen Photomultiplier angesehen werden. Den genannten Halbleiterdetektoren ist gemeinsam, dass sie gegenüber externen Magnetfeldern vergleichsweise unempfindlich sind, so dass sie auch gut im MRI-Streufeld arbeiten können. Damit kann das bereits erwähnte Kompensationsmagnetfeld möglicherweise entfallen oder mit geringerer Feldstärke ausgelegt werden. Die zur magnetischen Abschirmung dienenden Gehäusekomponenten oder Blenden können gegebenenfalls auch entfallen oder einfacher und kostengünstiger ausgelegt und realisiert werden.
Vorzugsweise weisen auch bei einem Halbleiterdetektor die einzelnen Detektorelemente eine äußere und/oder eine oder mehrere innere Abschirmungen in der Art einer Metallbeschichtung oder einer dünnen Filmbeschichtung oder einer Einlagerung aus Nanopartikeln oder aus strukturierten Nanowerkstoffen auf. Auf diese Weise lässt sich die Empfindlichkeit des jeweiligen Gammadetektors gegenüber magnetischen Störfeldern sogar soweit herabsetzen, dass der PET-Detektorring auch innerhalb der MRI-Gantry, d. h. radial zwischen den felderzeugenden Magneten und der Patientendurchführung, angeordnet werden kann. Bei dieser „One-Gantry"-Ausführung lassen sich artefaktfreie PET- und MRI-Bilder mit guter Energie- und Ortsauflösung mit vertretbarem technischen Aufwand echt simultan, d. h. ohne jegliche Verzögerung oder Unterbrechnung zwischen den Aufnahmen, aufnehmen.
Vorzugsweise sind die PET-Bildverarbeitungseinheit und die MRI-Bildverarbeitungseinheit datenseitig mit einer Bildfusionseinheit verbunden, so dass ein PET-Bild mit einem korrespondierenden MRI-Bild in (annähernd) Echtzeit überlagert bzw. fusioniert werden kann. Bei der Bildfusionseinheit kann es sich um einen eigenständigen Bildfusionsrechner oder auch um ein entsprechendes Softwaremodul handeln, das auf einem Standard-Rechner ablauffähig ist. Die überlagerten Bilder sind für diagnostische Zwecke besonders aussagekräftig, da sie strukturelle Merkmale des untersuchten Organismus, wie etwa das Skelett oder die Organe oder andere Weichteile, mit funktionellen Informationen, z. B. über Bereiche mit krankhaft erhöhter Zellaktivität, kombinieren. Die MRI-Bilddaten bilden dabei gewissermaßen eine präzise „Landkarte", in die die zusätzlichen PET-Bilddaten lagerichtig eingebettet sind.
Die Überlagerung oder Fusion der Bilder kann auf verschiedene Weisen erfolgen: Vergleichsweise einfach realisierbar ist eine Fusion eines 2D-PET-Bildes mit einem korrespondierenden 2D-MRI-Bild. Vorzugsweise ist die Bildfusionseinheit jedoch derart ausgelegt, dass eine Fusion der kompletten dreidimensionalen Volumendatensätze erfolgen kann, wobei anschließend aus dem 3D-Fusionsbild wieder beliebige zweidimensionale Schnittbilder generiert werden und auf der Displayeinheit zur Anzeige gebracht werden können.
Vor der eigentlichen Verschmelzung oder Überlagerung der PET-Bilder mit den korrespondierenden MRI-Bildern erfolgt zweckmäßigerweise ein Abgleich der jeweils zugrunde liegenden Koordinatensysteme. Die Bildfusionseinheit weist dazu vorteilhafterweise geeignete Mittel für eine markerbasierte und/oder eine bildbasierte Registrierung der Bilddatensätze auf. Bei der markerbasierten Registrierung werden die zu überlagernden Bilder anhand gemeinsamer Bildelemente, so genannter Marker, durch Translation und/oder Rotation und/oder Projektion bzw. Skalierung zueinander ausgerichtet. Die Marker können anatomischen Ursprungs oder auch künstlich angebracht worden sein. Die Identifizierung und Zuordnung der Marker erfolgt vorzugsweise automatisch mit Hilfe geeigneter Algorithmen oder auch interaktiv im Dialog mit dem Benutzer. Bei der bildbasierten Registrierung erfolgt der Bildabgleich anhand globaler morphologischer Informationen, wobei als Maß für die Bildübereinstimmung geeignete 2D- oder 3D-Korrelationsfunktionen auswertbar sind. Es können auch so genannte Momenten-basierte oder Kanten-basierte Methoden zum Einsatz kommen. Da die PET-Einheit und die MRI-Einheit in eine duale Modalität integriert sind, ist durch die gemeinsam genutzte Patientenlagerung ein einheitliches Koordinatensystem vorgegeben. Damit können die Registrierung der Bilddatensätze und die Bildfusion mit besonders hoher Präzision und Geschwindigkeit erfolgen (hardwarebasierte Fusion).
Um mögliche Patientenbewegungen während der Untersuchung und insbesondere in der kurzen Übergangszeit, in der der Patient von der PET-Detektoreinheit zur MRI-Detektoreinheit (oder umgekehrt) geschoben wird, zu erkennen und bei der Bildfusion zu berücksichtigen, ist die Bildfusionseinheit vorzugsweise dateneingangsseitig mit mindestens einem am Patienten fixierbaren Bewegungssensor verbunden. Der Bewegungssensor kann weiterhin mit der PET-Bildverarbeitungseinheit und/oder der MRI-Bildverarbeitungseinheit verbunden sein, so dass bereits vor der Fusion eine entsprechende Korrektur oder Aufbereitung der zu fusionierenden Einzelbilder erfolgen kann. Die Registrierung und Fusion der Einzelbilder berücksichtigt damit dynamische Effekte.
Der Bewegungssensor kann ein elektrisches, kapazitives, magnetisches, akustisches oder optisches Wirkprinzip haben und für eine drahtlose Signalübertragung vorteilhafterweise in der so genannten RFID-Transponder-Technologie ausgeführt sein (RFID = Radio Frequency Identification). Beispielsweise kann der Bewegungssensor in Form eines RFID-Mikrochips in ein mit einer Klebefläche versehenes Pflaster integriert sein, das dem Patienten während der Untersuchung aufgeklebt und anschließend entsorgt wird. Weiterhin kann zur Erfassung des Patientenvorschubs ein Bewegungssensor am Patiententisch oder an der Patientenliege angebracht sein. Dieser Bewegungssensor ist ebenfalls datenseitig mit der Bildfusionseinheit und/oder mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (PET/MRI) verbunden, so dass die Vorschubbewegung bei der Bildrekonstruktion und insbesondere bei der fusionierten Bildrekonstruktion berücksichtigt werden kann. In zusätzlicher oder alternativer Ausgestaltung kann auch eine auf einer statistischen Auswertung der Bildsignale beruhende rein mathematische Bewegungserkennung und -korrektur im Bildrechner vorgesehen sein.
Zusätzlich zu den Bewegungssensoren kann vorteilhafterweise eine Anzahl von datenseitig mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (PET/MRI) und/oder mit der Bildfusionseinheit verbundenen physiologischen Sensoren vorgesehen sein. Derartige Sensoren können insbesondere zur Aufnahme von Organbewegungen, wie etwa der Bewegung des Herzens, des Brustkorbs und der Blutgefäße ausgelegt sein. Beispielsweise kann so die Atmung oder die Gefäßpulsation gemessen oder ein EKG aufgenommen und bei der Bildrekonstruktion bzw. bei der Bildfusion berücksichtigt werden. Die zur Korrektur bzw. Eliminierung derartiger Bewegungsartefakte zweckmäßigen Methoden und Algorithmen sind dem Fachmann bekannt. Das software- oder hardwaremäßig implementierte Korrekturverfahren wird auch als Gating bezeichnet. Zur Beseitigung der Atmungsartefakte kann beispielsweise ein Brustband genutzt werden, das über entsprechende Sensoren die Atemamplitude und die Atemfrequenz ermittelt. Alternativ kann die Amplitude und die Frequenz aus der Hüllkurve des EKG-Signals berechnet und einer in die Bildverarbeitungseinheit integrierten Korrektureinheit zugeführt werden. Zusätzlich kann das Pulsen der Gefäße durch Auswertung des EKG-Signals oder der Blutdruckkurve ermittelt werden.
Vorteilhafterweise sind das PET-Subsystem und das MRI-Subsystem sowie gemeinsam genutzte Komponenten der Modalität zwecks Datenaustauschs an einen gemeinsamen System-Datenbus angeschlossen. Die gemeinsamen Komponenten umfassen neben der bereits erwähnten Bildfusionseinheit und der Displayeinheit einen Datenspeicher, insbesondere zur Speicherung der aufgenommenen Bilddaten, eine Eingabeeinheit und eine DICOM-Schnittstelle, über welche ein Datenaustausch mit externen Modalitäten oder mit an das Intranet eines Krankenhauses angeschlossenen Workstations erfolgen kann. Durch diese Mehrfachnutzung einiger Komponenten können Raum und Kosten eingespart werden. Eine gemeinsame Benutzerschnittstelle, die an eine koordinierte und aufeinander abgestimmte Betriebsweise des PET-Systems und des MRI-Systems angepasst ist, erleichtert zudem die Bedienung der Anlage.
Zur Vermeidung von Artefakten, die durch eine evtl. Überlagerung der einzelnen Detektorsignale (PET/MRI) hervorgerufen werden könnten, wird weiterhin vorgeschlagen, die Bildsensoren zeitlich versetzt und getaktet aufzulesen. Dies ist insbesondere dann sinnvoll, wenn der Patient ohne Unterbrechung vom PET-Scanner in den MRI-Scanner vorgeschoben wird.
Die mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen insbesondere darin, dass die von der kombinierten PET/MRI-Modalität erzeugten PET-Bilder und MRI-Bilder in kurzer Zeit und mit hoher Registrierungsgenauigkeit fusioniert werden können. Dabei werden die Vorteile der auf eine Darstellung von Stoffwechselvorgängen ausgerichteten (funktionellen) PET-Bildgebung mit den Vorteilen der strukturellen MRI-Bildgebung, welche insbesondere eine differenzierte Weichteildarstellung ermöglicht, vereint. Besonders vorteilhaft für den klinischen Arbeitsablauf ist die gemeinsame Benutzerschnittstelle. Gegenüber der softwarebasierten Fusion der Bilder von getrennten Einzelmodalitäten ist bei der dualen Modalität eine wesentlich schnellere und sichere Planung, Führung und Kontrolle der Untersuchung und Behandlung möglich. Da die MRI-Bildgebung ohne ionisierende Röntgenstrahlung auskommt, wird die Strahlenbelastung für den Patienten gegenüber der PET/CT-Methode oder auch der SPECT/CT-Methode deutlich reduziert.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
1 einen schematischen Überblick über eine bildgebende medizinische Untersuchungsvorrichtung (Modalität) mit einem integrierten PET/MRI-Scanner,
2 ein PET-Bild und ein korrespondierendes MRI-Bild sowie ein durch Fusion der Einzelbilder erzeugtes Fusionsbild,
3 einen Ausschnitt aus einer Darstellung einer kombinierten PET/MRI-Modalität ähnlich wie in 1, jedoch mit einer alternativen Anordnung der einzelnen Teilsysteme,
4 einen Detektorblock eines PET-Detektorrings, und
5 eine Prinzipskizze, die das getaktete, zeitversetzte Auslesen von Detektorsignalen veranschaulicht.
Die in 1 in einem schematischen Überblick dargestellte medizinische Untersuchungsvorrichtung 2, im Folgenden auch kurz als Modalität bezeichnet, umfasst eine auf dem Prinzip der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) beruhende PET-Einheit. Die PET-Einheit weist einen mit einer Mehrzahl von Szintillations- oder Halbleiterdetektoren sowie mit zugehörigen Photomultipliern und Vorverstärkern zur Verstärkung der Primärsignale ausgestatteten PET-Detektorring 4 auf. Der geschlossene, hier im Querschnitt dargestellte PET-Detektorring 4 wird auch als Gantry bezeichnet. Die Detektorelemente des PET-Detektorrings 4 registrieren – räumlich und zeitlich aufgelöst – im zylindrischen Hohlraum 6 des Detektorrings 4 von einer Strahlungsquelle emittierte, energiereiche Gammaquanten 7. Die Strahlungsquelle ist in diesem Falle ein Mensch, nämlich der zu untersuchende Patient 8, dem unmittelbar vor der Untersuchung ein schwach radioaktiver Tracer injiziert wird, der sich in bestimmten Organen, insbesondere in Tumoren, anreichert und der sich daher inhomogen im Körper verteilt. Der am häufigsten bei der PET eingesetzte Tracer ist ¹⁸F-FDG (Fluordeoxyglucose). Die applizierte Substanzmenge ist äußerst gering und liegt im subphysiologischen Bereich. Daher kommt es zu keiner Beeinflussung des zu untersuchenden Stoffwechselvorgangs und zu keinerlei toxischen Reaktionen.
Die zur Herstellung des Tracers erforderlichen Radionuklide werden in einem Reaktor oder Zyklotron gewonnen. Wegen der kurzen Halbwertszeit der bei der PET-Methode verwendeten Radionuklide von beispielsweise zwei bis zehn Minuten ist der Reaktor oder das Zyklotron in der Nähe der medizinischen Untersuchungsvorrichtung 2 stationiert. Von besonderer Relevanz ist in der Praxis die Herstellung der Radionuklide im so genannten Radionuklidgenerator. Dabei entsteht durch den Zer fall einer langlebigen radioaktiven Muttersubstanz die gewünschte kurzlebige Tochtersubstanz. Das chemisch unterschiedliche Verhalten von Muttersubstanz und Tochtersubstanz erlaubt die einfache Abtrennung der Tochtersubstanz. Ein bekanntes Beispiel ist das in der Natur nicht vorkommende 99m-Technetium, das wegen seiner günstigen Strahlungseigenschaften in der nuklearmedizinischen Bildgebung universell eingesetzt wird. 99m-Technetium entsteht aus dem Zerfall von 99-Molybdän. Der dem Patienten zu injizierende Tracer wird anschließend durch den Einbau des kurzlebigen radioaktiven Nuklids in eine Trägersubstanz mit dem gewünschten metabolischen Verhalten gewonnen. Diese radiochemischen Herstellungsschritte erfolgen unter üblichen pharmazeutischen Bedingungen. Eine große Hilfe sind dabei so genannte Markierungskits, bei denen es nur erforderlich ist, die leichtlöslichen Reaktionspartner mit dem Radionuklid zu vermischen, woraus die injektionsfertige Tracersubstanz entsteht.
Bei Zerfall des Radionuklids im Körper des Patienten 8 werden Positronen freigesetzt, die bereits nach sehr kurzer Zeit wieder mit Elektronen rekombinieren. Bei jedem dieser Annihilationsvorgänge werden zwei Gammaquanten 7 mit einer Energie von jeweils 511 keV in zueinander entgegengesetzter Richtung (kolinear) emittiert. Sie treffen dann beinahe zeitgleich – genauer: in einem Koinzidenzintervall von ca. 10 ns – auf zwei diametral einander gegenüberliegende Detektorelemente des PET-Detektorrings 4 und führen somit zu korrelierten Zählereignissen in den in Koinzidenz geschalteten Detektorelementen. Zur Erhebung einer für signifikante statistische Aussagen relevanten Datenmenge werden die Zählereignisse in einem dem Detektorring 4 nachgeschalteten Integrator 12 zeitlich integriert und anschließend in einem Impulshöhenanalysator 14 und einem Vielkanalanalysator 16 analysiert. Die β⁺-Strahlung trägt also lediglich indirekt durch die Annihilationsstrahlung (Gammastrahlung) zur Bildgebung bei. Im Gegensatz zu der stark ionisierenden β⁺-Teilchenstrahlung ist die Gammastrahlung schwach ionisierend und hat in Bezug auf organische Stoffe oder Gewebe eine gute Durchdringfähigkeit, so dass nur vergleichsweise wenige Gammaquanten 7 auf ihrem Weg zum Detektorring 4 verloren gehen.
Über einen PET-Preprocessor (nicht dargestellt) und eine PET-Bildverarbeitungseinheit 22 werden die derart aufbereiteten PET-Detektorsignale einem System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt. In dem PET-Preprocessor, der auch in die PET-Bildverarbeitungseinheit 22 integriert sein kann, erfolgt eine Korrektur zufälliger und streubedingter Koinzidenzen. In der PET-Bildverarbeitungseinheit 22 erfolgt die eigentliche visuelle Umsetzung der PET-Signale in PET-Bilder, in denen die räumliche Verteilung des Tracers im Organismus des Patienten durch eine Farbskala oder durch Graustufen kodiert dargestellt ist. Dabei werden auf Basis der so genannten gefilterten Rückprojektion vorzugsweise komplette 3D-Volumendatensätze ermittelt, aus denen sich 2D-Schnittbilder mit beliebiger Schnittebene berechnen lassen. Der behandelnde Arzt kann die PET-Bilder – gegebenenfalls nach einer im Folgenden noch zu beschreibenden Artefaktkorrektur – auf einem Anzeigemonitor einer Displayeinheit 24 betrachten.
Aufgrund der metabolischen Wirksamkeit des Tracers liefert die PET-Bildgebung wertvolle medizinische Informationen über im Organismus ablaufende Stoffwechselvorgänge (funktionelle Bildgebung). Allerdings ist die anatomische Zuordnung der in den PET-Bildern gefundenen „Hot Spots", die beispielsweise einen Indikator für Tumoren oder Metastasen darstellen, aufgrund der vergleichsweise geringen Auflösung der PET-Methode und ihrer mangelhaften Sensitivität für anatomische Strukturen ausgesprochen schwierig. Aus diesem Grund ist in die bildgebende Modalität 2 eine weitere bildgebende Vorrichtung integriert, die in der Lage ist, zu den PET-Bildern komplementäre Bildinformationen zu liefern, welche insbesondere auch die umliegenden Weichteile abdecken. Es handelt sich dabei um eine Vorrichtung zur Magnetresonanztomographie (MRI).
Der gelegentlich auch als Kernspintomograph bezeichnete Magnetresonanztomograph umfasst eine einen zylindrischen oder tunnelförmigen Hohlraum 26 zur Patientendurchführung aufweisende MRI-Untersuchungsröhre 28 (Gantry), in der konzentrisch um den Hohlraum 26 herum supraleitende Feldspulen 30 angeordnet sind. Die Feldspulen 30 erzeugen ein zeitkonstantes, im Wesentlichen homogenes Magnetfeld zur Polarisierung der Atomkerne im Körper des zu untersuchenden Patienten, der auf einer Patientenliege 32 liegend durch den Hohlraum 26 gefahren wird. Der zeitlich konstante Betriebsstrom für die Feldspulen 30 wird von einer hier nicht gezeigten Stromquelle geliefert. Eine zusätzliche Homogenisierung des statischen Magnetfeldes im Messvolumen wird durch die jeweils in einer Magnetbohrung befindlichen so genannten Shims erreicht, meistens Eisenbleche in bestimmter Anordnung, oder auch durch spezielle elektrische (Ausgleichs-)Feldspulen. Das statische, homogene Magnetfeld im Hohlraum der MRI-Gantry 28 ist parallel zu deren Achse ausgerichtet; der Verlauf der magnetischen Feldlinien – zumindest der für das PET-System störenden Anteile – ist durch den Richtungspfeil 36 angedeutet. Die zur Erreichung des supraleitenden Zustandes der Feldspulen 30 erforderlichen tiefen Temperaturen werden mit Hilfe einer hier nicht im Einzelnen dargestellten, sondern lediglich durch den Kompressor 38 symbolisierten Kühlvorrichtung erzeugt, die ein Kühlmittel, vorzugsweise flüssiges Helium, durch entsprechende Rohrleitungen innerhalb der MRI-Untersuchungsröhre 28 pumpt. Die MRI-Untersuchungsröhre 28 ist als Vakuumbehälter (Kryotank) konzipiert und mit einem äußeren Kälteschild 40 versehen, wodurch eine gute thermische Isolierung realisiert ist.
Die konzentrisch in den Hohlraum 26 der Gantry 28 eingesetzten zylinderförmigen Gradientenspulen 42 besitzen jeweils drei Teilwicklungen, die ein dem jeweils eingeprägten Strom proportionales, räumlich jeweils zueinander senkrechtes Gradientenfeld erzeugen, wobei die zum Grundfeld 36 parallel gerichtete Komponente linear mit der axialen Ortskoordinate zu- oder abnimmt. Die Gradientenspule 42 wird jeweils von einer einen Gradientenpulsformgenerator 44 und eine Anzahl von Gradientenstromverstärkern 46 umfassenden Gradientenstromversor gung 48 mit einem zeitlich gepulsten Gradientenstrom beaufschlagt, wodurch eine Ortskodierung des MRI-Signals (selektive Anregung, Phasenkodierung, Frequenzkodierung) bewirkt wird. Die Leitungen von der Gradientenspule 42 zur Gradientenstromversorgung 48 werden über Sperrfilter 53 geführt. Die Schaltvorgänge werden von einer Pulssequenzsteuerung 50 koordiniert, die ihrerseits auf das Zeitsignal eines als Zentraluhr wirkenden quarzstabilisierten HF-Generators 52 zurückgreift.
Innerhalb der Gradientenspule 42 befindet sich eine gleichermaßen als Sende- und Empfangsspule wirksame Hochfrequenzspule 54 (HF-Resonator). Sie hat die Aufgabe, die von einem Leistungssender abgegebenen HF-Pulse in ein magnetisches Wechselfeld („Radiowellen") zur Anregung der Atomkerne umzusetzen und anschließend das von dem präzedierenden Kernmoment ausgehende Wechselfeld („Antwort") in eine dem Empfangszweig zugeführte Spannung zu wandeln. Je nach dem zu untersuchenden Körperbereich werden alternativ oder zusätzlich so genannte Lokalspulen 56 zum Signalempfang eingesetzt. Die HF-Spule 54 ist über eine Sende- und Empfangsweiche 58 an den Senderzweig 60 bzw. den Empfängerzweig 62 einer HF-Einheit 64 angekoppelt. Senderseitig umfasst die HF-Einheit 64 einen über einen Digital-Analog-Konverter 65 von der Pulssequenzsteuerung 50 angesteuerten HF-Modulator 66 mit einem nachgeschalteten HF-Leistungsverstärker 68, welcher HF-Pulse mit definierter Phase und Amplitude zur Anregung von Kernresonanzen bereitstellt. Die Pulssequenzsteuerung 50 erzeugt außerdem den Wandeltakt der empfangsseitigen Analog-Digital-Konverter 70, die das empfangene Kernresonanzsignal (MR-Signal) nach ausreichender Verstärkung (Vorverstärker 72) und Demodulation in den Niederfrequenzbereich (Demodulator 74) in rechnerverwertbare Form umsetzen. Die derart aufbereiteten MR-Signale werden anschließend dem System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt.
In der MRI-Bildverarbeitungseinheit 76, die als eigenständige Hardwarekomponente oder auch als Softwaremodul eines program mierbaren Bildrechners realisiert sein kann, erfolgt die eigentliche visuelle Umsetzung der MRI-Signale in zwei- oder dreidimensionale MRI-Bilder. Meist kommen dabei von der Fourier-Transformation abgeleitete Algorithmen zum Einsatz. Dieser Vorgang wird auch als Bildrekonstruktion bezeichnet. Bevorzugt werden komplette 3D-Volumendatensätze rekonstruiert, aus denen sich zweidimensionale Schnittbilder mit beliebiger Schnittebene errechnen lassen.
Die MRI-Bilder sind in der Displayeinheit 24 alleine oder gemeinsam mit den korrespondierenden PET-Bildern als 2D-Schnittbilder oder als perspektivische 3D-Ansichten darstellbar. Besonders aussagekräftige Bilder entstehen bei der Überlagerung der PET- mit den MRI-Einzelbildern. Zu diesem Zweck ist eine Bildfusionseinheit 78 an den System-Datenbus 20 angeschlossen, die einen Abgleich der jeweiligen Bilddaten (Registrierung) und darauf aufbauend die eigentliche Fusion vornimmt. Dabei werden bevorzugt komplette 3D-Volumendatensätze fusioniert. Alternativ kann auch vorgesehen sein, zunächst eine Mehrzahl von PET-Schnittbildern mit den entsprechenden MRI-Schnittbildern zu fusionieren, um erst anschließend aus den 2D-Fusionsbildern einen 3D-Volumendatensatz, d. h. ein kombiniertes, dreidimensionales PET/MRI-Bild zu konstruieren. Die Fusionsbilder können ebenfalls auf der gemeinsamen Displayeinheit 24 angezeigt werden.
2 zeigt beispielhaft das Ergebnis einer derartigen Bildfusion: In der Mitte ist ein PET-Bild 80 dargestellt. Die gestrichelten Pfeile kennzeichnen in der PET-Darstellung gut sichtbare primäre Tumoren sowie sekundäre Tumoren und Metastasen. Im linken Teil der FIG ist ein zum PET-Bild 80 korrespondierendes MRI-Bild 82 mit hoher Auflösung und mit differenzierter Weichteil-Wiedergabe dargestellt, in dem aber die Tumore kaum sichtbar bzw. nur teilweise sichtbar sind. Das rechts dargestellte Fusionsbild 84 kombiniert die Vorzüge der beiden Einzelbilder und erlaubt dem behandelnden Arzt eine präzise anatomische Zuordnung der erkrankten Bereiche.
Vor der Anzeige der Einzelbilder und/oder der Fusionsbilder auf dem Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 erfolgt zweckmäßigerweise einer Korrektur von Bildartefakten, insbesondere von bewegungsbedingten Bildartefakten, hervorgerufen z. B. durch die Atmung, den Herzschlag oder die Gefäßpulsation des Patienten 8 oder auch durch die durch den Richtungspfeil 86 angedeutete Vorwärtsbewegung der Patientenliege 32. Zu diesem Zweck ist, wie in 1 ersichtlich, eine Bildkorrektureinheit 88 an den System-Datenbus 20 angeschlossen. Die Artefaktkorrektur kann bereits auf der Ebene der PET- oder MRI-Einzelbilder, insbesondere bei der jeweiligen 3D-Rekonstruktion, erfolgen. Bei der Aufbereitung der Bilder kommen Korrekturalgorithmen zum Einsatz, die dem Fachmann geläufig sind, so dass an dieser Stelle nicht weiter darauf eingegangen werden muss.
Weiterhin werden bewegungsbedingte Artefakte, insbesondere solche, die von Organbewegungen herrühren, bei der Bildfusion berücksichtigt und eliminiert. Die Korrektureinheit 88 greift dabei dateneingangsseitig auf die Sensorsignale einer Anzahl von Positions- oder Bewegungssensoren 90 und von hier nicht dargestellten physiologischen Sensoren zurück, die über einen Bewegungs- und Gatingprozessor 92 und/oder eine physiologische Signalverarbeitungseinheit (nicht dargestellt) für die weitere Verwertung aufbereitet und in den System-Datenbus 20 eingespeist werden. Die physiologischen Sensoren umfassen Sensoren für Puls, Respiration und Blutdruck sowie EKG-Elektroden. Der oder die Positions- oder Bewegungssensoren 90 sind beispielsweise an der Patientenliege 32 oder direkt am Patienten 8 angebracht. Die Sensoren sind zumindest teilweise als RFID-Transponder ausgeführt, die über einen zugeordneten RFID-Reader oder einen Signalempfänger 94 drahtlos ausgelesen und gegebenenfalls angesteuert werden können. Vor dem Start der Untersuchung muss der Bewegungssensor 92 in Bezug auf die räumlichen Koordinaten der Untersuchungsvorrichtung kalibriert werden. Dazu ist eine an den System-Datenbus 20 angeschlossene Kalibrierungseinheit 96 vorgesehen.
An den System-Datenbus 20 der Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2 ist zur Kommunikation nach außen eine DICOM-Schnittstelle 98 angeschlossen, die mit einem Krankenhausinformationssystem (KIS) oder mit weiteren bildgebenden Modalitäten oder auch mit dem Internet in Verbindung steht. DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) ist ein offener Standard zum Austausch von medizinischen Informationen, insbesondere von Bilddaten und Patientendaten. Derartige Daten können vor ihrer weiteren Verarbeitung oder Übermittlung über die DICOM-Schnittstelle 98 in einem an dem System-Datenbus 20 angeschlossenen Bild- und Datenspeicher 100 gespeichert bzw. zwischengespeichert werden.
Der Anlagenrechner 102 ist für die Verwaltung der Messdaten, Bilddaten und Steuerprogramme zuständig und koordiniert im Bedarfsfall den Betrieb der anderen Systemkomponenten. Eine über den System-Datenbus 20 mit dem Anlagenrechner 102 kommunizierende zentrale Ein- und Ausgabeeinheit 104, die insbesondere eine Tastatur, eine Computermaus, oder eine Bedienkonsole beinhaltet, erlaubt dem Benutzer mittels entsprechender, vorzugsweise menügeführter oder dialoggestützter Eingabeoperationen die Steuerung der gesamten medizinischen Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2, inklusive PET-System und MRI-System. Dabei sind alle wesentlichen Betriebsoperationen, Untersuchungsprotokolle und häufig genutzten Arbeitsabläufe (Workflows) bereits vordefiniert. Nach der Auswahl eines Workflows aus einer vorgegebenen Auswahlliste und gegebenenfalls nach manueller Justierung einzelner Parameter laufen die zugehörigen Einzelvorgänge aufeinander abgestimmt bzw. miteinander synchronisiert und weitestgehend ohne Benutzerinteraktion automatisch ab. Der Benutzer kann dabei durch entsprechende Eingaben auf der Ein- und Ausgabeeinheit 104 die Bilddarstellung auf dem Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 beeinflussen und zweckmäßige Ansichten oder Schnitte auswählen.
Ein typischer Workflow für eine Untersuchung beinhaltet folgende Schritte:

1. Injektion des PET-Tracers
2. Injektion von MRI-Kontrastmittel
3. Magnetresonanz-Untersuchung (MRI)
4. PET-Untersuchung

Auf die Injektion oder Verabreichung von MRI-Kontrastmittel (Schritt 2) kann unter Umständen verzichtet werden. Die zeitliche Reihenfolge der Schritte 3. und 4. kann auch vertauscht sein. Es kann also auch zuerst eine Ganzkörper-Untersuchung mittels PET erfolgen und dann der MRI-Scan durchgeführt werden. Während der Untersuchung wird der Patient 8 auf der Patientenliege 32 vollautomatisch durch die jeweiligen Untersuchungsbereiche (PET/MRI) der kombinierten Modalität 2 hindurchgefahren. Die Patientenliege 32 ist dazu mit einer in 1 nicht näher sichtbaren Antriebsvorrichtung ausgestattet. Im Ausführungsbeispiel gemäß 1 ist die Patientenliege 32 derart ausgelegt und gelagert, dass der Patient 8 während des Scan-Vorganges zuerst durch den PET-Detektorring 4 und anschließend durch die MRI-Untersuchungsröhre 28 gefahren wird; die Vorschubrichtung der Patientenliege 32 ist durch den Richtungspfeil 86 veranschaulicht. Es kann aber auch eine alternative Anordnung wie in 3 vorgesehen sein, bei der die zeitliche Reihenfolge des Patientendurchtritts durch die Detektorregionen (PET/MRI) vertauscht ist. Idealerweise ist die duale Modalität 2 von beiden Enden zugänglich, so dass der Patient 8 sowohl von der PET-Seite als auch von der MRI-Seite her in die Anlage eingefahren werden kann.
Es kann auch sinnvoll sein, vor der PET/MRI-Untersuchung in einer externen CT-Modalität hoch auflösende CT-Bilder zu erstellen und diese dann softwarebasiert mit den PET- oder MRI-Bildern oder den kombinierten PET/MRI-Bildern zu fusionieren. Weiterhin ist es möglich, individuelle Untersuchungen nur mit PET oder nur mit MRI vorzunehmen. Das nicht benötigte Teilsystem ist dann zweckmäßigerweise deaktiviert.
Zur Abschirmung der magnetischen Streufelder zum Außenbereich der MRI-Untersuchungsröhre 28 hin ist, wie in 1 ersichtlich, eine supraleitende äußere Schirmspule 108 konzentrisch um die Feldspule 30 herum im Kryotank angeordnet. Der Windungssinn der Schirmspule 108 ist demjenigen der Feldspule 30 entgegengerichtet, so dass das mit der dritten Potenz des Abstandes abfallende Dipolfeld der inneren Feldspule 30 weitgehend unterdrückt wird und nur ein mit der fünften Potenz abfallendes Quadropolfeld übrigbleibt. Darüber hinaus sind noch spezielle Maßnahmen zur Abschirmung der PET-Detektoren von den Restfeldern vorgesehen. Zum einen ist im Zwischenraum oder im Übergangsbereich zwischen dem PET-Detektorring 4 und der MRI-Gantry 28 ein in der Art einer Ringblende gestaltetes ferromagnetisches Abschirmelement 110 angeordnet. Weitere Abschirmelemente 112 sind in der Art eines Gehäuses um den PET-Detektorring 4 und/oder die MRI-Untersuchungsröhre 28 platziert. Neben dieser passiven Abschirmung ist noch eine zusätzliche aktive Abschirmung bzw. Kompensation der magnetischen Streufelder durch am Rand der Patientendurchführung im Übergangsbereich zwischen dem PET-Detektorring 4 und der MRI-Untersuchungsröhre 28 angeordnete Kompensationsmagneten 114 vorgesehen. Das so erzeugte Kompensationsmagnetfeld 116 wirkt der axial gerichteten Hauptkomponente des statischen MRI-Magnetfeldes 36 entgegen und kompensiert dieses im Bereich der PET-Detektoren zumindest teilweise.
Die Gammadetektoren 118 des PET-Detektorrings, von denen in 4 einer exemplarisch dargestellt ist, sind durch eine hier nur schematisch angedeutete magnetisch abschirmende Beschichtung 120 an der Außenseite, vorzugsweise eine Metallbeschichtung oder eine Nanobeschichtung, besonders unempfindlich gegenüber den verbleibenden magnetischen Streufeldern 122. Im Ausführungsbeispiel gemäß 4 umfasst ein Detektorblock ein Array aus Szintillationskristallen 124 (z. B. aus Wismutgermanat), die über integrierte Lichtleiter optisch mit hier nur schematisch angedeuteten Photomultipliern 126 sowie mit einer hier nicht dargestellten Auswerteelektronik verbunden sind. Auch diese einzelnen Funktionseinheiten (Kristall elemente, Photomultiplier, Lichtleiter, elektronische Bauelemente, Drähte, etc.) des Detektorblocks sind vorteilhafterweise mit einer magnetisch abschirmenden Beschichtung versehen. In einer alternativen, hier nicht gezeigten Variante ist das jeweilige Detektorelement als Halbleiter-Detektorelement ausgeführt, wobei auch in diesem Fall eine äußere und/oder eine innere magnetische Abschirmung, z. B. durch eine Metallbeschichtung oder eine Nanobeschichtung bzw. eine Einlagerung von Nanopartikeln, vorgesehen ist.
Um eine unerwünschte wechselseitige Beeinflussung der PET-Detektorsignale und der MRI-Detektorsignale auszuschließen, werden die signalgebenden Detektoren 4, 54 zeitversetzt (getaktet) ausgelesen. Dies ist schematisch in 5 illustriert. Der Reihe nach repräsentieren die dargestellten Graphen, in denen die Abszisse jeweils die Zeit t darstellt, von oben nach unten:

1. den zeitlichen Verlauf der vom HF-Resonator 54 der MRI-Untersuchungsröhre 28 ausgesandten Hochfrequenzpulse,
2. das als Antwort empfangene MR-Signal, das die Grundlage für die Bildrekonstruktion darstellt,
3. die Ausleseintervalle oder Zeitfenster für die PET-Quantendetektoren, jeweils dargestellt durch eine rechteckförmige Signalzacke über dem Niveau der Basislinie, und
4. die Ausleseintervalle für die physiologischen Sensoren, wie z. B. EKG oder Respirationssensoren.

Das modulierte HF-Signal wird gepulst vom HF-Resonator 54 innerhalb der MRI-Gantry 28 emittiert, so dass auch das als Antwort empfangene MR-Signal aus zeitlich voneinander getrennten Signalpaketen oder Pulsen besteht. Jeweils kurz nach (oder vor) einem MR-Puls werden die Gammadetektoren des PET-Detektorrings 4 ausgelesen, so dass sich die Ausleseinterval- le für das MR-Signal nicht mit denen für den PET-Detektorring 4 überlappen. Die Frequenz der Taktung ist einstellbar bzw. konfigurierbar. Die PET-Quantendetektoren werden im Wesentlichen zeitgleich mit den physiologischen Sensoren ausgelesen, da eine derartige Korrelation für die Artefaktkorrektur und das Gating vorteilhaft ist.

Claims

Bildgebende medizinische Modalität (2) mit einem datenseitig mit einer PET-Bildverarbeitungseinheit (22) verbundenen PET-Detektorring (4) zur Positronen-Emissions-Tomographie, wobei der PET-Detektorring (4) eine Vielzahl von PET-Detektorelementen (118) aufweist, wobei eine datenseitig mit einer MRI-Bildverarbeitungseinheit (76) verbundene MRI-Untersuchungsröhre (28) zur Magnetresonanztomographie benachbart zum PET-Detektorring (4) angeordnet ist, und wobei der PET-Bildverarbeitungseinheit (22) und der MRI-Bildverarbeitungseinheit (76) eine gemeinsame Displayeinheit (24) zur Anzeige von in der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (22, 76) generierten PET-Bildern (80) und/oder MRI-Bildern (82) zugeordnet ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 1, bei der der PET-Detektorring (4) und die MRI-Untersuchungsröhre (28) hintereinander entlang einer gemeinsamen Achse angeordnet sind.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 1 oder 2 mit einer in axialer Richtung beweglichen, durch den PET-Detektorring (4) und die MRI-Untersuchungsröhre (28) hindurch fahrbaren Patientenliege (32), die sich sowohl von der PET-Seite als auch von der MRI-Seite her in den Untersuchungsbereich der Modalität (2) einfahren lässt.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei der der PET-Detektorring (4) und die MRI-Untersuchungsröhre (28) durch einen Zwischenraum beabstandet und/oder mechanisch entkoppelt sind.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, deren PET-Detektorring (4) zumindest auf der der MRI-Untersuchungsröhre (28) zugewandten Seite durch mindestens ein magnetisches Abschirmelement (110, 112) von den MRI-Magnetfeldern abgeschirmt ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 5, bei der als magnetisches Abschirmelement (110, 112) ein ferromagnetisches Gehäuse und/oder eine ferromagnetische Folie vorgesehen ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei der im Zwischenraum oder im Übergangsbereich zwischen dem PET-Detektorring (4) und der MRI-Untersuchungsröhre (28) eine Anzahl von Kompensationsmagneten (114) zur Erzeugung eines dem statischen MRI-Magnetfeld (36) entgegengerichteten Kompensationsmagnetfeldes (116) angeordnet ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei der die PET-Detektorelemente (118) an ihrer Außenseite eine magnetisch abschirmende Schutzfolie und/oder eine magnetisch abschirmende Beschichtung (120) aufweisen.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei der zwischen einzelnen funktionellen Komponenten des jeweiligen PET-Detektorelementes (118) eine magnetisch abschirmende Schutzfolie und/oder eine magnetisch abschirmende Schutzschicht vorgesehen ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 8 oder 9, bei der die PET-Detektorelemente (118) und/oder deren funktionelle Komponenten mit einer Dünnfilmschicht aus Nanopartikeln beschichtet sind.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei der das jeweilige PET-Detektorelement (118) ein Halbleiter-Detektorelement ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei der die PET-Bildverarbeitungseinheit (22) und die MRI-Bildverarbeitungseinheit (76) datenseitig mit einer Bildfusionseinheit (78) für eine fusionierte Darstellung eines PET-Bildes (80) und eines korrespondierenden MRI-Bildes (82) verbunden sind.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 12, deren Bildfusionseinheit (78) für eine Fusionierung eines dreidimensionalen PET-Volumendatensatzes mit einem korrespondierenden dreidimensionalen MRI-Volumendatensatz ausgelegt ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 12 oder 13, deren Bildfusionseinheit (78) Mittel für eine bildbasierte und/oder eine markerbasierte Registrierung eines PET-Bildes (80) mit einem korrespondierenden MRI-Bild (82) aufweist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 12 bis 14, deren Bildfusionseinheit (78) dateneingangsseitig mit einem Patienten- und/oder Organbewegungen erfassenden Bewegungssensor (90) verbunden ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 12 bis 15, deren Bildfusionseinheit (78) dateneingangsseitig mit einer Anzahl von physiologischen Sensoren verbunden ist.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach einem der Ansprüche 1 bis 16, bei dem jeweils dem PET-Subsystem und dem MRI-Subsystem zugeordnete Komponenten sowie gemeinsam genutzte Komponenten an einen gemeinsamen System-Datenbus (20) angeschlossen sind.
Bildgebende medizinische Modalität (2) nach Anspruch 17, bei denen die gemeinsam benutzten Komponenten eine DICOM-Schnittstelle (98) und/oder einen Bild- und Datenspeicher (100) und/oder eine Ein- und Ausgabeeinheit (104) umfassen.