DE102006036572B4

DE102006036572B4 - Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung

Info

Publication number: DE102006036572B4
Application number: DE102006036572.0A
Authority: DE
Inventors: Ralf Ladebeck; Diana Martin; Norbert Rietsch
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-08-04
Filing date: 2006-08-04
Publication date: 2014-10-16
Anticipated expiration: 2026-08-05
Also published as: DE102006036572A1; US20080033279A1; US7835781B2

Abstract

Vorrichtung (1) zur überlagerten Magnetresonanztomographie- und Positronenemissionstomographie-Bilddarstellung, gekennzeichnet durch eine Magnetresonanztomographie-Röhre (2), die entlang ihrer Längsrichtung (z) ein erstes Gesichtsfeld definiert; eine Vielzahl um die Längsrichtung (z) paarweise gegenüberliegend angeordnete Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3); wobei die Vielzahl Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) entlang der Längsrichtung (z) ein zweites Gesichtsfeld definiert; und eine Anordnungsdichte der Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) entlang der Längsrichtung (z) so optimiert ist, dass das zweite Gesichtsfeld im wesentlichem mit dem ersten Gesichtsfeld übereinstimmt und dass im Zentrum des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung mehr PET-Detektionseinheiten (3) weggelassen sind als an dessen Rand in der z-Richtung.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung.
Neben der Magnetresonanztomographie (MRI) findet in den letzten Jahren auch die Positronenemissionstomographie (PET) zunehmend weitere Verbreitung in der medizinischen Diagnose. Während es sich bei der MRI um ein bildgebendes Verfahren zur Darstellung von Strukturen und Schnittbildern im Inneren des Körpers handelt, ermöglicht die PET eine Visualisierung und Quantifizierung von Stoffwechselaktivitäten in-vivo.
Die PET nutzt die besonderen Eigenschaften der Positronenstrahler und der Positronen-Annihilation aus, um quantitativ die Funktion von Organen oder Zellbereichen zu bestimmen. Dem Patienten werden dabei vor der Untersuchung entsprechende Radiopharmaka verabreicht, die mit Radionukliden markiert sind. Die Radionuklide senden beim Zerfall Positronen aus, die nach kurzer Distanz mit einem Elektron in Wechselwirkung treten, wodurch eine so genannte Annihilation entritt. Dabei entstehen zwei Gamma-Quanten, die in entgegengesetzter Richtung (um 180° versetzt) auseinander fliegen. Die Gamma-Quanten werden von zwei gegenüberliegenden PET-Detektormodulen innerhalb eines bestimmten Zeitfensters erfasst (Koinzidenz-Messung), wodurch der Ort der Annihilation auf eine Position auf der Verbindungslinie zwischen diesen beiden Detektormodulen bestimmt wird.
Zum Nachweis muss das Detektormodul bei der PET im Allgemeinen einen Großteil der Gantry-Bogenlänge bedecken. Es ist in Detektorelemente von wenigen Millimetern Seitenlänge unterteilt. Jedes Detektorelement generiert bei Detektion eines Gamma-Quants eine Ereignisaufzeichnung, die die Zeit sowie den Nachweisort, d. h. das entsprechende Detektorelement angibt. Diese Informationen werden an eine schnelle Logik übermittelt und verglichen. Fallen zwei Ereignisse in einem zeitlichen Maximalabstand zusammen, so wird von einem Gamma-Zerfallsprozess auf der Verbindungslinie zwischen den beiden zugehörigen Detektorelementen ausgegangen. Die Rekonstruktion des PET Bildes erfolgt mit einem Tomografiealgorithmus, d. h. der sog. Rückprojektion.
Aufgrund der unterschiedlichen Informationen, die durch MRI und PET erhalten werden, ist eine überlagerte Bilddarstellung der beiden Verfahren in vielen Fällen wünschenswert.
Für zukünftige Systeme wird derzeit versucht, die Bildgebungsverfahren MRI und PET in einem Gerät zu kombinieren und möglichst gleichzeitig einsetzbar zu machen. Hierbei wird als PET-Detektormodul ein Avalanche-Fotodiodenarray (APD-Fotodiodenarray) mit einem vorgeschalteten Array aus Lutetium-Oxyorthosilikat-Kristallen (LSO-Kristallen) favorisiert. Die 5 zeigt schematisch eine perspektivische Ansicht der Struktur eines herkömmlichen PET-Detektionsmoduls gemäß dem Stand der Technik. Das PET-Detektormodul besteht aus einem APD-Fotodiodenarray 5 mit einem vorgeschalteten Array aus LSO-Kristallen 4. In der axialen Richtung des PET-Detektionsmoduls ist eine elektrische Verstärkerschaltung (AMP) 6 angeordnet, d. h. hinter dem APD-Fotodiodenarray 5.
Das PET-Detektormodul ist wegen den Kristallen eine relativ teure Komponente. Für eine Serienlösung wären kostengünstige Ansätze vorteilhaft.
Ein anderer Vorschlag verwendet eine Gantry, in dessen z-Richtung (Längsrichtung) und Umfangsrichtung ein ausgedehntes Array aus APD/LSO-Detektoren angeordnet ist. In einer Basisanordnung sitzt eine MRI-Antenne innerhalb des PET-Detektors und ist von diesem zur gegenseitigen Störungsentkopplung durch einen PET-durchlässigen, MRI-kompatiblen HF-Schirm getrennt.
Üblicherweise hat ein MRI-Gerät in der Längsrichtung (z-Richtung) ein etwa 50 cm langes Gesichtsfeld (FOV). Ein PET-System hat üblicherweise in z-Richtung ein nur etwa 15 cm langes Gesichtsfeld (FOV). Zur Kostenreduktion für eine Serienlösung kann die Tatsache ausgenutzt werden, dass die MRI-Untersuchung im Allgemeinen deutlich länger dauert als die PET-Datenerfassung. Hierdurch wird es möglich, PET-Aufnahmen zeitlich sequenziell durch Verschieben des Detektormoduls zu erfassen. Wenn das MRI-Gerät in z-Richtung ein etwa 50 cm langes Gesichtsfeld hat, und das PET-System in z-Richtung ein etwa 15 cm langes Gesichtsfeld hat, dann müsste das PET-System 3 bis 4 mal verschoben werden, um das Gesichtsfeld des MRI-Geräts abzudecken. Der Nachteil dieses Verfahrens ist, dass eine mechanische Bewegung notwendig ist.
Die WO 2006/071922 A2 offenbart eine Vorrichtung zur überlagerten Magnetresonanztomographie- und Positronenemissionstomographie-Bilddarstellung, welche eine Magnetresonanztomographie-Röhre sowie eine Vielzahl von um die Längsrichtung der Magnetresonanztomographie-Röhre paarweise gegenüberliegend angeordneten Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten aufweist.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung vorzusehen, die einerseits preiswert herzustellen ist und andererseits keine Relativbewegung zwischen PET-System und MRI-Gerät durchführt.
Diese Aufgabe wird durch die Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Die Erfindung ist in den Unteransprüchen weitergebildet.
Erfindungsgemäß ist eine Anordnungsdichte der PET-Detektionseinheiten entlang der Längsrichtung so optimiert, dass das zweite Gesichtsfeld im wesentlichem gleich dem ersten Gesichtsfeld ist und dass im Zentrum des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung mehr PET-Detektionseinheiten (3) weggelassen sind als an dessen Rand in der z-Richtung. Dadurch wird in vorteilhafter Weise die Anzahl der PET-Detektionseinheiten optimiert, so dass die Kosten für die PET-Detektionseinheiten reduziert sind und keine Relativbewegung zwischen PET-System und MRI-Gerät erforderlich ist.
Mit Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen werden nunmehr bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung beschrieben.
In den Zeichnungen zeigen
1 Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß der vorliegenden Erfindung;
2 eine Anordnung von PET-Detektionseinheiten in einer Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;
3 eine Anordnung von PET-Detektionseinheiten in einer Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;
4 eine Anordnung von PET-Detektionseinheiten in einer Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung; und
5 schematisch eine perspektivische Ansicht der Struktur eines herkömmlichen PET-Detektionsmoduls gemäß dem Stand der Technik.
Im Folgenden werden die Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.
Die 1 zeigt eine Vorrichtung 1 zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung 1 besteht aus einer bekannten MRI-Röhre 2.
Die MRI-Röhre 2 definiert eine Längsrichtung z, die sich orthogonal zur Zeichnungsebene der 1 erstreckt und in den 2 bis 4 gezeigt ist. Die in den 2 bis 4 gezeigte y-Richtung entspricht einer abgewickelten Umfangsrichtung der MRI-Röhre 2.
Wie dies in der 1 gezeigt ist, sind koaxial innerhalb der MRI-Röhre 2 mehrere, um die Längsrichtung z paarweise gegenüberliegend angeordnete PET-Detektionseinheiten 3 angeordnet. Die PET-Detektionseinheiten 3 bestehen vorzugsweise aus einem APD-Fotodiodenarray 5 mit einem vorgeschalteten Array aus LSO-Kristallen 4 und einer elektrischen Verstärkerschaltung (AMP) 6. Die Erfindung ist aber nicht auf die PET-Detektionseinheiten 3 mit dem APD-Fotodiodenarray 5 und dem vorgeschalteten Array aus LSO-Kristallen 4 beschränkt, sondern zur Detektion können gleichsam auch anders geartete Fotodioden, Kristalle und Vorrichtungen verwendet werden.
Die Bildverarbeitung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung erfolgt durch einen Rechner 7.
Entlang ihrer Längsrichtung z definiert die MRI-Röhre 2 ein zylindrisches, erstes Gesichtsfeld. Die Vielzahl der PET-Detektionseinheiten 3 definiert entlang der Längsrichtung z ein zylindrisches, zweites Gesichtsfeld. Erfindungsgemäß stimmt das zweite Gesichtsfeld der PET-Detektionseinheiten 3 im wesentlichem mit dem ersten Gesichtsfeld der MRI-Röhre 2 überein. Realisiert wird dies durch eine entsprechende Anpassung der Anordnungsdichte der PET-Detektionseinheiten 3 entlang der Längsrichtung z.
Die 2 zeigt eine derartige Anordnung der PET-Detektionseinheiten 3 sowie die Struktur der PET-Detektionseinheiten 3 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
Zwischen zwei benachbarten APD-Fotodiodenarrays 5 mit den jeweils vorgeschalteten Arrays aus LSO-Kristallen 4 ist ein Abstand vorhanden, wodurch ein schachbrettartiges Muster entsteht.
Hier wird außerdem deutlich, dass die AMP 6 jeweils nicht in der axialen Richtung der PET-Detektionseinheit 3 angeordnet sind, sondern in einer Ebene parallel zu der Längsrichtung z neben den dazugehörigen LSO-Kristallen 4 und APD-Fotodioden 5. Die AMP 6 sind also neben den dazugehörigen LSO-Kristallen 4 und APD-Fotodioden 5 angeordnet, so dass jede PET-Detektionseinheit 3 einen geringeren Raum in der radialen Richtung des Gantry einnimmt.
Bei dem ersten Ausführungsbeispiel können sowohl das erste Gesichtsfeld als auch das zweite Gesichtsfeld zum Beispiel eine Länge von 50 cm in der z-Richtung haben.
Die in der 2 gezeigte Anordnung der PET-Detektionseinheiten 3 in der Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel beruht auf den folgenden Überlegungen.
Würde das zweite Gesichtsfeld auf klassische Weise durch homogene Belegung der gesamten Gantry mit PET- Detektionseinheiten 3 aufgespannt werden, dann ergibt sich bedingt durch die so genannte 3D-Technik (z. B. „Theory and Practice of 3D PET, B. Bendriem, D. Townsend”) eine Empfindlichkeitsverteilung, die im Zentrum wesentlich höher ist als am Rand des zweiten Gesichtsfelds. Des Weiteren würde diese erhöhte Empfindlichkeit nochmals die PET-Messzeit verkürzen. Da aber aufgrund der Anforderungen der MRI der Patient weiterhin an dieser Position zur Messung liegen bleiben muss, ist diese erhöhte Empfindlichkeit nicht notwendig.
Es ist die Zielsetzung, das PET-System so auszulegen, dass zwar ein zur MRI-Röhre 2 identisches Gesichtsfeld betrachtet wird (Messablauf), aber auch die Messzeit identisch ist.
Daher ist es möglich, das PET-System mit reduzierter Empfindlichkeit zu bauen. Vorteilhaft ist, wenn die Empfindlichkeit insbesondere im Zentrum reduziert wird, da hier durch die vorstehend erwähnte 3D-Technik ohnehin die höchste Empfindlichkeit vorhanden ist.
Eine denkbare Möglichkeit wäre, im Zentrum des PET-Systems kürzere Kristalle zu verwenden. Dies würde signifikant Kosten sparen, da die Kristalle sehr teuer sind. Eine weitere denkbare Möglichkeit wäre, im Zentrum des PET-Systems ganze Kristalle wegzulassen und die dann fehlende Information durch Interpolation wiederzugewinnen. Ein Ansatz hierzu ist, jeden zweiten Kristall wegzulassen. Dies ist nicht sehr kosteneffizient, da pro PET-Detektionseinheit 3 dennoch die Kosten für die AMP 6 etc. anfallen.
Es ist vorzuziehen, zumindest im Zentrum des PET-Systems jede zweite PET-Detektionseinheit 3 wegzulassen. Dies führt zu einer signifikant höheren Kostenersparnis und bietet zusätzlich die Möglichkeit, die notwendige AMP 6 (Vorverstärker und Leitungstreiber) neben der dazugehörigen PET-Detektionseinheit 3 anzubringen. Dies spart Platz in radialer Richtung des Gantry, der in einem MRI-System extrem teuer ist. Diese Lösung ist in der 2 gezeigt.
Die 3 zeigt eine weitere Anordnung von PET-Detektionseinheiten 3 in einer Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
Das zweite Ausführungsbeispiel ist hinsichtlich des ersten Ausführungsbeispiels dahingehend abgewandelt, dass die PET-Detektionseinheiten 3 am Ende des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung jeweils so orientiert sind, dass das LSO-Kristallarray 4 und das APD-Fotodiodenarray 5 zur Mitte der MRI-Röhre 2 orientiert sind und die dazugehörige AMP 6 zum Rand der MRI-Röhre 2 orientiert ist.
In vorteilhafter Weise ist an den äußeren Rändern des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung jeweils ein voller Ring bestehend aus den LSO-Kristallarrays 4 und den APD-Fotodiodenarrays 5 angeordnet, deren AMP's 6 außerhalb des zweiten Gesichtsfelds sitzen, um die Empfindlichkeit am Rand zu steigern.
Die 4 zeigt eine Anordnung von PET-Detektionseinheiten 3 in einer Vorrichtung zur überlagerten MRI- und PET-Bilddarstellung gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
Das dritte Ausführungsbeispiel ist hinsichtlich des zweiten Ausführungsbeispiels dahingehend abgewandelt, dass im Zentrum des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung mehr PET-Detektionseinheiten 3 weggelassen sind als an dessen Rand in der z-Richtung.
Zur Optimierung sollte das System simuliert werden und dann eine optimierte Belegung definiert werden, vorzugsweise anhand einer Modulation-Transfer-Function (MTF).
Das erste bis dritte Ausführungsbeispiel haben die folgenden Vorteile: Zunächst werden Kosten eingespart aufgrund der reduzierten Anzahl der PET-Detektionseinheiten 3.
Zusätzlich wird radialer Platz in der Gantry eingespart, da die AMP 6 neben den dazugehörigen LSO-Kristallarrays 4 und APD-Fotodiodenarrays 5 angeordnet ist. Auch dies führt zu einer billigeren MRI-Systemintegration.
Ein weiterer Vorteil ist die Tatsache, dass die Abmessungen des Gesamtsystems bis auf weiteres durch den Magneten der MRI-Röhre 2 vorgegeben werden. Die Anforderungen, eine PET-Gantry aus Design- und Klaustrophobiegründen möglichst kurz und klein zu halten, entfallen somit ohnehin.

Claims

Vorrichtung (1) zur überlagerten Magnetresonanztomographie- und Positronenemissionstomographie-Bilddarstellung, gekennzeichnet durch eine Magnetresonanztomographie-Röhre (2), die entlang ihrer Längsrichtung (z) ein erstes Gesichtsfeld definiert; eine Vielzahl um die Längsrichtung (z) paarweise gegenüberliegend angeordnete Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3); wobei die Vielzahl Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) entlang der Längsrichtung (z) ein zweites Gesichtsfeld definiert; und eine Anordnungsdichte der Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) entlang der Längsrichtung (z) so optimiert ist, dass das zweite Gesichtsfeld im wesentlichem mit dem ersten Gesichtsfeld übereinstimmt und dass im Zentrum des zweiten Gesichtsfelds in der z-Richtung mehr PET-Detektionseinheiten (3) weggelassen sind als an dessen Rand in der z-Richtung.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) jeweils ein Avalanche-Fotodiodenarray (5) mit einem vorgeschalteten Lutetium-Oxyorthosilikat-Kristallarray (4) und eine elektrische Verstärkerschaltung (6) aufweisen.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei zwischen zwei benachbarten Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) ein Abstand zumindest entsprechend einer Positronenemissionstomographie-Detektionseinheit (3) vorhanden ist.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 2 oder 3, wobei in einer Positronenemissionstomographie-Detektionseinheit (3) die elektrische Verstärkerschaltung (6) in einer Ebene, die parallel zu der Längsrichtung (z) ist, neben dem Lutetium-Oxyorthosilikat-Kristallarray (4) und/oder dem Avalanche-Fotodiodenarray (5) angeordnet ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 4, wobei die Positronenemissionstomographie-Detektionseinheiten (3) am Ende des zweiten Gesichtsfelds jeweils in der Längsrichtung (z) so orientiert sind, dass das Lutetium-Oxyorthosilikat-Kristallarray (4) und/oder das Avalanche-Fotodiodenarray (5) zur Mitte der Magnetresonanztomographie-Röhre (2) orientiert sind und die elektrische Verstärkerschaltung (6) zum Rand der Magnetresonanztomographie-Röhre (2) orientiert ist.
Vorrichtung gemäß einem der vorherigen Ansprüche, wobei zumindest in Zentrum der Vorrichtung (1), insbesondere des PET-Systems, jede zweite Positronenemissionstomographie-Detektionseinheit (3) weggelassen ist.