DE102008058488A1

DE102008058488A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Aufbereitung von kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahmen

Info

Publication number: DE102008058488A1
Application number: DE102008058488A
Authority: DE
Inventors: Axel Martinez-Möller; Stephan Dr. Nekolla
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2008-11-21
Filing date: 2008-11-21
Publication date: 2010-06-10
Anticipated expiration: 2028-11-22
Also published as: US8237441B2; US20100156416A1; CN101732048A; DE102008058488B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestimmen der effektiven Zählrate von Photonen in einer kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahme, das die Schritte umfasst: a) Erfassen von MR-Signalen mit einer MR-Vorrichtung (5) in einem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer MR-Aufnahme (16; 26) von einem Untersuchungsobjekt (1) mit mehreren Gewebearten (12 - 15; 19 - 21), die jeweils einen spezifischen MR-Parameter aufweisen; b) Zuordnen von mehreren Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten (24) zu den mehreren Gewebearten (12 - 15; 19 - 21) in Abhängigkeit von dem MR-Parameter durch eine Zuordnungseinheit, so dass jeweils ein Emissionstomographiedämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht; c) Erfassen von Photonen in dem Untersuchungsobjekt mit einer Emissionstomographievorrichtung in dem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer Emissionstomographieaufnahme (31; 34) und d) Wichten der Emissionstomographieaufnahme mit den Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten durch eine Korrekturvorrichtung zum Ermitteln der effektiven Zählrate in den mehreren Gewebearten und zum Erzeugen einer korrigierten Emissionstomographieaufnahme (35). Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine entsprechende Vorrichtung für die Durchführung des Verfahrens.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum bildlichen Darstellen von funktionellen Vorgängen im Körper und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Bestimmen der effektiven Zählrate von Photonen in einer kombinierten Magnetresonanz-Emissionstomographieaufnahme nach dem Oberbegriff von Anspruch 1 bzw. Anspruch 11 mit dem Ziel der nachträglichen Verbesserung von Emissionstomographieaufnahmen.
In der medizinischen Bildgebung ist die Abbildung physiologischer Vorgänge im Körper ein wesentliches Hilfsmittel geworden. Die physiologischen Vorgänge können dabei mithilfe von radioaktiven Tracern sichtbar gemacht werden, die sich in einem Organ ansammeln. Vielfach werden dazu radioaktive Präparate verwendet, die Positronen emittieren, die über ihre Annihilierung mit Elektronen der Umgebung nachgewiesen werden. Bei der Annihilierung der Positronen werden Paare kollinearer Photonen mit jeweils 511 keV Energie emittiert, die jeweils einen Detektor erreichen. Bei Koinzidenz der Detektorsignale stammen die nachgewiesenen Photonen offensichtlich von demselben Ereignis. Auf diese Art lassen sich Positronenemissionstomographie-(PET-)Aufnahmen von einem Patienten erzeugen.
Desgleichen lassen sich auch Aufnahmen beispielsweise mittels Emissionstomographie (Single Photon Emission Computed Tomography, SPECT) machen.
Bei der Aufnahme von Emissionstomographie-Spektren und insbesondere PET-Spektren sind die Zählraten der Aufnahmen aufgrund der Koinzidenzbedingungen in der Regel nicht sehr hoch, und im Sinne einer guten Statistik ist man bestrebt, alle abgestrahlten Photonen wie z. B. alle 511 keV-Photonen aus der Positronenannihilierung zu erfassen. Dies ist deswegen schwierig, da viele Photonen dieser Energie in dem umliegenden Gewebe gestreut werden. Das zu lösende Problem besteht darin, dass einige von den Photonen in dem Körper Wechselwirken, bevor sie den Detektor des Emissionstomographiegerätes erreichen. Um diese Wechselwirkung berücksichtigen zu können, müssen für jede Ereignislinie, d. h. die Linie, die bei Positronenannihilierung zwei Detektorsegmente miteinander verbindet, Dämpfungsfaktoren ermittelt werden. Den entsprechenden Streuverlust an Photonen bezeichnet man allgemein als Dämpfung der Photonen, beispielsweise der 511 keV-Strahlung im Gewebe.
Es gibt Bestrebungen im Stand der Technik, die Dämpfung der Strahlung im Nachhinein rechnerisch zu kompensieren. Dazu wird den einzelnen Gewebearten jeweils ein Dämpfungskoeffizient zugeordnet. Mit dem Dämpfungskoeffizienten wird anschließend zu jedem räumlichen Bereich der Aufnahme (Voxel) die tatsächliche Erzeugungsrate von Positronen errechnet.
Die Verteilung der Gewebearten im Körper erhält man bislang hauptsächlich durch Computer-Tomographie-(CT-)Messungen, die eine sehr genaue Lokalisierung der einzelnen Organe ermöglichen.
Verschiedene Ansätze sind im Stand der Technik bekannt, um eine Dämpfungs- und Streuungskorrektur der Zählrate bei Emissionstomographieaufnahmen wie PET und SPECT vorzunehmen.
Einmal können die Dämpfungsfaktoren aus Transmissionsaufnahmen mit externen radioaktiven Präparaten abgeleitet werden. Außerdem können Dämpfungsfaktoren herangezogen werden, die aus der Segmentierung von Transmissionsaufnahmen stammen, welche mit externen radioaktiven Präparaten gewonnen wurden. Die Segmentierung wird hier vorgenommen, um Rauschen vor der Übertragung in die Emissionstomographieaufnahme zu unterdrücken. Ferner werden Dämpfungsfaktoren eingesetzt, die aus einem geometrischen Modell des abgebildeten Objekts errechnet wurden. Schließlich werden Dämpfungsfaktoren verwendet, die aus Transmissionsaufnahmen mit Röntgenquellen, in der Regel PET/CT- und SPECT/CT-Geräte gewonnen wurden.
Bei den heutigen PET-CT-Aufnahmegeräten basiert die Ermittlung von Dämpfungswerten hauptsächlich auf den CT-Daten. Im einzelnen misst man dabei zunächst die Dämpfungsfaktoren für jedes einzelne Voxel in der Dämpfungskarte und führt dann eine Integration über jede Ereignislinie durch.
Es ist jedoch nicht möglich, PET- und CT-Messungen gleichzeitig und damit an demselben Ort durchzuführen. Beide Messungen können nicht ohne weiteres registriert (miteinander zur Deckung gebracht) werden. Insgesamt hat damit aufgrund der unterschiedlichen Aufnahmezeit von CT-Aufnahme und PET-Aufnahme die Kombination von CT und PET zur Bestimmung von PET-Dämpfungskoeffizienten erheblich Nachteile. Wünschenswert wäre die Auswertung von Magnetresonanz-(MR-)Daten zur Bestimmung von PET-Dämpfungskoeffizienten. Die Kombination von Magnetresonanz- und PET-Messungen bietet den Vorteil, dass diese beiden Messungen gleichzeitig und am selben Ort durchgeführt werden können. Bei den PET-MR-Aufnahmegeräten können die MR-Daten zur Ermittlung der Dämpfung von 511 keV-Photonen herangezogen werden. Wie CT-Messungen liefert auch die MR-Messung eine sehr genaue Information über die räumliche Anordnung von Gewebe im Körper. Die Zuordnung der Dämpfungskoeffizienten zu den Gewebebereichen erfolgt in Abhängigkeit von der jeweiligen Gewebeart, d. h. Wasser hat eine andere Dämpfung von 511 keV-Photonen als Fettgewebe.
Die Zuordnung der Dämpfungskoeffizienten zu den Gewebebereichen ist in der Regel jedoch sehr aufwendig. Es muss geklärt werden, auf welche Art und Weise die MR-Daten verarbeitet werden müssen, um eine Dämpfungskarte erstellen zu können, die eine zufriedenstellende Rekonstruktion der PET-Ereignisse aus der PET-Aufnahme ermöglichen und so ein Ergebnis liefern, das mit CT-basierenden Dämpfungskoeffizienten vergleichbar ist.
Dämpfungskoeffizienten wurden in Verbindung mit neurologischen PET-Aufnahmen u. a. in den folgenden Veröffentlichungen untersucht.
H Zaidi et al. beschreiben in "Magnetic resonance imagingguided attenuation end scatter corrections in three-dimensional brain positron emission tomography", Med Phys 2003, 30, 937–948, MR-basierende Dämpfungsfaktoren für PET-Aufnahmen vom Kopf, wobei eine Segmentierung mittels Fuzzy-cluster-Technik eine T1-gewichteten MR-Aufnahme vorgenommen wird. Die Voxel wurden als Luft, Schädelknochen, Gehirn und Nasenhöhlen interpretiert, und es wurde ihnen ein theoretischer, gewebeabhängiger Dämpfungskoeffizient zugewiesen, der anschließend Gauß-geglättet wurde.
Von E. Rota Kops et al. wird in "MRI based attenuation correction for brain PET images" in: Buzug TM, Holz D, Bongartz J, Kohl-Bareis M, Hartmann U, Weber S, Hrsg., "Advances in Medical Engineering", Berlin, 2007; 93–97, die Segmentierung von T1-gewichteten MR-Aufnahmen in Gehirn, Knochen, weiches Gewebe und Nebenhöhlen beschrieben. Die Dämpfungskoeffizienten, die dem elementaren Aufbau und der Dichte wie auch der Photonenenergie von 511 keV entsprechen, wurden entsprechend zugeordnet. Es wurden Dämpfungstabellen mit bis zu vier Komponenten erzeugt.
Von M. Hofmann et al. wird in "A machine learning approach for determining the PET attenuation map from magnetic resonance images", IEEE NSS-MIC 2006; 115, ein Ansatz zur Automatisierung der Erkennung von unterschiedlich dämpfenden Gewebebereichen beschrieben.
Ebenfalls von M. Hofmann at al. wird in "Attenuation Correction: Method and Validation", IEEE NSS-MIC 2007, die Registrierung spezieller MR-Daten gegenüber einem MR-Atlas, der seinerseits mit einer CT-Aufnahme registriert ist, beschrieben. Die CT-abgeleiteten Koeffizienten werden anschließend in Zusammenhang mit bekannten Zusammenhängen aus lokalen Bildabschnitten eingesetzt.
Zu Ganzkörperaufnahmen im PET-Verfahren wird in US2008/0135769 ein Verfahren zum Korrigieren der Dämpfung in einer PET-Aufnahme beschrieben. Aus MR-Daten werden die Dämpfungskoeffizienten abgeleitet, und anschließend werden die PET-Aufnahmen mit den Dämpfungskoeffizienten überarbeitet.
Aus US2006/006641 ist ein Speichermedium zum Erzeugen eines Abbildes bekannt, mit dem ein nuklearmedizinisches Bild erzeugt werden kann, wobei der Atlas einen Satz mit magnetischen Resonanzdaten und einen Satz von Korrekturdaten in Zusammenhang mit dem magnetischen Referenzdatensatz umfasst.
Von T. Beyer et al. wird in "MR-based attenuation correction for torso-PET/MR imaging: pitfalls in mapping MR to CT data", Nucl. Med. Mol. Imaging, 2008; 35; 1142–6 vorgeschlagen, eine Pseudo-CT-Aufnahme zu erzeugen, die aus MR-Daten durch Anpassen eines Histogramms von MR- und CT-Daten gewonnen wird.
Es ist Aufgabe der Erfindung, unter Heranziehung von MR-Daten eine effizientere Ausbeute von Emissionstomographieereignissen zu gewährleisten und damit die Erkennung von Strukturen in Emissionstomographiemessungen wie PET-Aufnahmen zu verbessern.
Diese Aufgabe wird gelöst durch das Verfahren nach Anspruch 1 sowie die Vorrichtung nach Anspruch 11. Bevorzugte Ausführungsformen sind Gegenstand der jeweiligen Unteransprüche.
Die Erfindung beruht auf der folgenden Überlegung. Aus MR-Daten werden mit einfachen Mitteln die Dämpfungskoeffizienten für (PET-)Photonen in jedem Voxel (Volumenelement der Aufnahme) abgeleitet und in einer sogenannten Dämpfungskarte zusammengefasst. Die Dämpfungskoeffizienten werden anschließend in vier Klassen unterteilt (”segmentiert”), die eine geeig nete Dämpfungskorrektur von Emissionstomographie-Daten ermöglichen. Damit wird die Ortsauflösung der Dämpfungskarte bewusst reduziert.
Im einzelnen bedeutet das, dass zunächst die verschiedenen dämpfenden Gewebearten identifiziert werden, die für eine (PET-)Ganzkörperaufnahme relevant sind. In Reihenfolge der zunehmenden Dämpfung wurden von den Erfindern fünf Klassen identifiziert: Hintergrund, Lungengewebe, Fettgewebe, weiches Gewebe, Knochengewebe. Da die automatische Erkennung von Knochengewebe technisch aufwendig und fehleranfällig ist, wurde das Knochengewebe jedoch nicht weiter berücksichtigt. Es stellte sich überraschend heraus, dass dies in der klinischen Anwendung keine wesentliche Beeinträchtigung bei der Auswertung der korrigierten PET-Aufnahmen bedingte und damit als tolerierbar angesehen werden kann. Das Knochengewebe kann weichem Gewebe in Bezug auf Dämpfung der (511 keV-)Photonen gleichgestellt werden. Damit reduziert sich die Anzahl der zu berücksichtigenden Klassen auf vier: Hintergrund, Lungengewebe, Fettgewebe, weiches Gewebe. Das bedeutet, dass in der neuen Dämpfungskarte auf die Segmentierung (Erkennung) von Knochengewebe verzichtet wird, da es nur schwer aus den MR-Daten zu extrahieren ist. Überraschenderweise führt dies nicht zu Beeinträchtigungen bei der medizinischen Auswertung der Bilddaten, obgleich Knochengewebe einen vom übrigen Gewebe abweichenden Dämpfungsfaktor aufweist. Um eine Dämpfungskorrektur bei den erfassten Emissionstomographie- bzw. PET-Aufnahmen vornehmen zu können, werden die Dämpfungskarten über jede PET-Ereignislinie (”line of response”) integriert, so dass man eine Dämpfungstabelle erhält, die für die Korrektur der erfassten PET-Aufnahme verwendet werden kann.
Dementsprechend umfasst das erfindungsgemäße Verfahren zum Bestimmen der effektiven Zählrate von Photonen in einer kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahme die Schritte:

a) Erfassen von MR-Signalen mit einer MR-Vorrichtung in einem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer MR-Aufnahme von einem Untersuchungsobjekt mit mehreren Gewebearten, die jeweils einen spezifischen MR-Parameter aufweisen;
b) Zuordnen von mehreren Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten zu den mehreren Gewebearten in Abhängigkeit von dem MR-Parameter durch eine Zuordnungseinheit, so dass jeweils ein Emissionstomographiedämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht;
c) Erfassen von Photonen in dem Untersuchungsobjekt mit einer Emissionstomographievorrichtung in dem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer Emissionstomographieaufnahme und
d) Wichten der Emissionstomographieaufnahme mit den Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten durch eine Korrekturvorrichtung zum Ermitteln der effektiven Zählrate in den mehreren Gewebearten und zum Erzeugen einer korrigierten Emissionstomographieaufnahme.

Bevorzugte Ausführungsformen des Verfahrens sind dadurch gekennzeichnet, dass als weiteres Merkmal oder als Kombination von weiteren Merkmalen:

– mehreren Gewebearten ein gemeinsamer Emissionstomographiedämpfungskoeffizient zugeordnet wird, wenn sich ihre MR-Parameter um weniger als einen vorgegebenen Schwellenwert unterscheiden;
– zusammenhängende Gebiete gleicher und/oder ähnlicher Gewebeart durch ein Raumfilter mit einer vorgegebenen Strukturlänge erkannt werden;
– die Strukturlänge weniger als 5 mm beträgt, so dass kleinräumige Gebiete und insbesondere Blutgefäße erkannt werden;
– von den MR-Parametern nur die vier MR-Parameter berücksichtigt werden, die jeweils einer Klasse für Lunge, weiches Gewebe, Fettgewebe, Hintergrund entsprechen;
– eine Strukturerkennung durchgeführt wird, bei der insbesondere eine Abfolge von drei aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern einer Knochenstruktur zugeordnet wird;
– die MR-Aufnahme mit einer T1-Sequenzmessung erzeugt wird;
– die MR-Aufnahme mit einer Dixon-Sequenzmessung erzeugt wird;
– aus der Dixon-Sequenz in Abhängigkeit von dem jeweiligen MR-Parameter Bereiche mit einem Fettanteil und Bereiche mit einem Wasseranteil extrahiert werden;
– die MR-Aufnahme mit einer Protonen-gewichteten Sequenzmessung erzeugt wird.

Die entsprechende erfindungsgemäße Vorrichtung zum Bestimmen der effektiven Zählrate von Photonen in einer kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahme umfasst:

a) eine MR-Vorrichtung in einem MR-Emissionstomographiegerät zum Erfassen von MR-Signalen und zum Erzeugen einer MR-Aufnahme von einem Untersuchungsobjekt mit mehreren Gewebearten, die jeweils einen spezifischen MR-Parameter aufweisen;
b) eine Zuordnungseinheit zum Zuordnen von mehreren Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten zu den mehreren Gewebearten in Abhängigkeit von dem MR-Parameter, so dass jeweils ein Emissionstomographiedämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht;
c) eine Emissionstomographievorrichtung in dem MR-Emissionstomographiegerät zum Erfassen von Photonen in dem Untersuchungsobjekt und zum Erzeugen einer Emissionstomographieaufnahme und
d) eine Korrekturvorrichtung zum Wichten der Emissionstomographieaufnahme mit den Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten zum Ermitteln der effektiven Zählrate in den mehreren Gewebearten und zum Erzeugen einer korrigierten Emissionstomographieaufnahme.

Bevorzugte Ausführungsformen der Vorrichtung umfassen als weiteres Merkmal oder als Kombination von weiteren Merkmalen, dass:

– die Zuordnungseinheit mehreren Gewebearten einen gemeinsamen Emissionstomographiedämpfungskoeffizient zuordnet, wenn sich ihre MR-Parameter um weniger als einen vorgegebenen Schwellenwert unterscheiden;
– ein Raumfilter zum Erkennen von zusammenhängenden Gebieten gleicher und/oder ähnlicher Gewebeart vorgesehen ist, das eine vorgegebene Strukturlänge aufweist;
– die Strukturlänge weniger als 5 mm beträgt, so dass kleinräumige Gebiete und insbesondere Blutgefäße erkannt werden;
– die Zuordnungseinheit vier MR-Parameter zuordnet, die jeweils einer Klasse für Lunge, weiches Gewebe, Fettgewebe, Hintergrund entsprechen;
– die Zuordnungseinheit einer Struktur mit einer Abfolge von drei aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern in einem vorgegebenen Intervall eine Knochenstruktur zuordnet;
– die MR-Vorrichtung eine T1-Sequenzvorrichtung ist;
– die MR-Vorrichtung eine Dixon-Sequenzvorrichtung ist;
– die Dixon-Sequenzvorrichtung eine Phase-Unwrap-Vorrichtung umfasst, zum Extrahieren von Bereichen mit einem Fettanteil und Bereichen mit einem Wasseranteil;
– die MR-Vorrichtung eine Protonen-Sequenzvorrichtung ist.

Es ist u. a. ein Vorteil der vorliegenden Erfindung, dass die Ermittlung der Dämpfungskoeffizienten für Ganzkörper-Emissionstomographie aus räumlich registrierten Magnetresonanzdaten verwendbar sind sowohl in kombinierten MR-Emissionstomographie-Geräten wie MR-Positronemissionstomographen (MR-PET) als auch in MR-Emissionstomographen (MR-SPECT). Ferner ist die Anwendbarkeit der Erfindung unproblematisch: Sie ist einfach zu implementieren, da keine zusätzliche Hardware benötigt wird, kein Patientenatlas benötigt wird und keine komplexen Algorithmen eingesetzt wird. Außerdem kann die Segmentierung in die vier Klassen schnell und ohne großen rechentechnischen Aufwand erfolgen. Darüber hinaus ist das erfindungsgemäße Verfahren robust und reproduzierbar, d. h. die eingesetzten Algorithmen sind stabil und nicht störanfällig bei normalen Patientendaten.
Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen von MR- PET-Messungen, wobei Bezug genommen wird auf die beigefügte Zeichnung.
1 zeigt ein kombiniertes MRT-PET-Gerät nach dem Stand der Technik in perspektivischer Darstellung.
2 zeigt das kombinierte MRT-PET-Gerät nach 1 im Querschnitt.
3 zeigt eine CT-Graustufenaufnahme von einem Brustkorb.
4 zeigt das zu 3 gehörige Graustufen-Histogramm.
5 zeigt eine MR-Graustufenaufnahme von einem Brustkorb.
6 zeigt das zu 5 gehörige Graustufen-Histogramm.
7A und B zeigen eine in Fettanteil, Wasseranteil separierte Dixon-MR-Aufnahme, 7C und D zeigen eine MR-basierende bzw. eine CT-basierende Dämpfungskarte zu 7A und B.
8 bis 11 zeigen jeweils eine MR-Aufnahme, eine CT-Aufnahme, einer MR-basierende Dämpfung bzw. eine CT-basierende Dämpfung.
12 bis 14 zeigen jeweils eine CT-basierende Dämpfungskarte, eine PET-Aufnahme bzw. eine korrigierte PET-Aufnahme mit überlagerter CT-Aufnahme.
15 bis 17 zeigen jeweils eine MR-basierende Dämpfungskarte, eine PET-Aufnahme bzw. eine korrigierte PET-Aufnahme mit überlagerter MR-Aufnahme.
Die Zeichnung ist nicht maßstäblich. Gleiche oder gleich wirkende Elemente sind mit denselben Bezugszeichen versehen.
In 1 ist die Kombination von Positronenemissionstomographie (PET) und Magnetresonanztomographie (MRT) dargestellt. Bei der Kombination aus PET und MRT wird ein Proband 1 in einen Untersuchungsraum 2 gebracht. Der Untersuchungsraum 2 ist unmittelbar von einer PET-Vorrichtung 3 umgeben, die eine Detektoreinrichtung 4 umfasst. In der PET-Vorrichtung 3 werden Positronen nachgewiesen, die durch radioaktiven Zerfall im Körper des Probanden 1 freigesetzt werden. Um dies zu erreichen, werden dem Probanden vor der Untersuchung entsprechende Medikamente bzw. Präparate (Radiopharmaka) verabreicht, bei denen ein radioaktives Isotop eingebaut ist und sich entsprechend der Körperfunktion im Gewebe anreichert. Die mit einer Anfangsenergie zwischen 0 eV und einigen MeV freigesetzten Positronen werden im umgebenden Gewebe gestreut und dadurch immer weiter abgebremst. Ab einer bestimmten kinetischen Energie können sie von einem Elektron eingefangen werden und annihilieren mit diesem nach 0,1 ns bis 150 ns, wobei meistens zwei 511 keV-Photonen mit diametral zueinander verlaufender Flugbahn ausgesendet werden. Die Detektoreinrichtung 4 ist in der Regel eine Anordnung von (nicht gezeigten) Szintillationskristallen, die ringförmig um den Untersuchungsraum 2 herum angeordnet sind. In den Szintillationskristallen werden die Photonen mit der Energie von 511 keV (Annihilationsstrahlung der Positronen) in Lichtquanten umgewandelt, die dann ihrerseits an (nicht gezeigte) Photodetektoren geleitet werden, vorzugsweise direkt oder über (nicht gezeigte) Lichtwellenleiter, welche in Abhängigkeit von der Anzahl der Lichtquanten elektrische Ausgangssignale erzeugen.
Um die Untersuchungsergebnisse der PET-Messung bei dem Probanden 1 anatomisch zuordnen zu können, ist die PET-Vorrichtung mit einer MRT-Vorrichtung 5 kombiniert, in welcher gleichzeitig mit der PET-Aufnahme eine MR-Aufnahme gemacht wird. Beide Vorrichtungen werden im folgenden anhand von 2 erläutert, in der ein Aufbau einer kombinierten PET- und MRT-Apparatur im Querschnitt dargestellt ist. Der Untersuchungsraum 2 der kombinierten PET-/MRT-Apparatur wird im wesentlichen durch eine Gradientenspule 6 in einem Gehäuse 7 und eine Hochfrequenzantenneneinrichtung 8 definiert. Der Proband 1 befindet sich teilweise in dem Untersuchungsraum 2. Außen um den Untersuchungsraum 2 herum ist die Gradientenspule 6 angeordnet, die in dem Untersuchungsraum 2 ein Magnetfeld erzeugt. Die Gradientenspule ist lediglich für die Kodierung der räumlichen Information zuständig. Die Polarisierung bzw. Ausrichtung der Spins erfolgt durch einen (nicht gezeigten) Hauptfeldmagneten, der die Gradientenspule konzentrisch umschließt. Durch das Magnetfeld werden die Spins der Atomkerne im Körper des Probanden 1 wenigstens teilweise ausgerichtet, so dass die Entartung ihrer magnetischen Quantenzahl aufgehoben wird. Mit der Hochfrequenzantenneneinrichtung 8 werden Übergänge zwischen den nicht mehr entarteten Zuständen induziert. Die Relaxationssignale der Übergänge werden mit derselben Hochfrequenzantenneneinrichtung aufgefangen und an eine (nicht dargestellte) Aufbereitungselektronik weitergeleitet. Anschließend werden sie für die Auswertung grafisch dargestellt.
Die so gewonnenen MR-Daten können, wie von den Erfindern erkannt, besonders vorteilhaft für die Dämpfungs- und Streuungskorrektur von Emissionstomographie-(ET-)Daten eingesetzt werden. Dabei werden Bildverarbeitungstechniken eingesetzt, um jedes Voxel der MR-Daten einer der vier Klassen Hintergrund (Luft bzw. Leerraum), Lunge, Fettgewebe, weiches Gewebe zuzuordnen. Anschließend werden jeder dieser vier Klassen vorgegebene Dämpfungsfaktoren zugewiesen. Beispielsweise entspricht der Hintergrund einem Dämpfungsfaktor 0/cm, die Lunge 0,18/cm, Fettgewebe 0,086/cm und weiches Gewebe 0,1/cm. Die Klassifizierung erfolgt anhand der MR-Signalintensität in dem Voxel (oder der Umgebung des Voxels), so dass beispielsweise nicht alle Voxel innerhalb der Lunge notwendigerweise als Lunge eingeordnet werden. Wenn an diesem Ort die MR-Signale dem von weichem Gewebe ähneln, so wird dieser Voxel als weiches Gewebe angesehen. Dies kann beispielsweise dann geschehen, wenn Schatten in der Lunge auftauchen, die zu einem Lungenödem oder zu einem Bereich mit einer erhöhten Gefäßdichte gehören können. Nach diesen Schritten enthält die Dämpfungskarte für jedes Voxel die Dämpfungsfaktoren für die Patienten, und schließlich werden die Dämpfungsfaktoren anderer Komponenten innerhalb des Untersuchungsraums des ET-Geräts (Bett, elektronische Komponenten) zu der Dämpfungskarte hinzuaddiert.
Zum allgemeinen Verständnis der Auswertung von Bilddaten eines Patienten sind in 3 und 4 CT-Aufnahmen des Brustkorbs eines Patienten dargestellt. 3 zeigt die CT-Aufnahme als Graustufenaufnahme 9. Von dieser CT-Graustufenaufnahme 9 wird ein Histogramm erzeugt, dessen Verlauf 10 in 4 dargestellt ist. Auf der Abszisse in 4 sind die Grauwerte gezeigt, und auf der Ordinate ist deren Häufigkeit in der Aufnahme nach 3 gezeigt. Beide Skalen sind in beliebigen Einheiten dargestellt. In dem Histogramm 10 sind Strukturen deutlich erkennbar, die einzelnen Gewebearten zugeordnet werden können. So ergibt sich bei der Aufnahme in der Regel ein ausgeprägtes Hintergrundsignal, das in der Aufnahme je nach Darstellung einen extrem hellen oder extrem dunklen Anteil bildet. Dieser Anteil ist in 4 durch den Rahmen 11 angedeutet. Als weitere Gewebeart lässt sich Lungengewebe in der Aufnahme identifizieren, das durch einen Rahmen 12 angedeutet ist. Auch Fettgewebe ist in der Aufnahme erkennbar und wird durch den Rahmen 13 kenntlich gemacht. Neben Fettgewebe ist der Wasseranteil im Gewebe die Hauptkomponente und findet sich als deutliches Signal in dem Bereich 14. Schließlich trägt Knochengewebe zu der Strukturierung der CT-Graustufenaufnahme bei. Da in der in 3 gezeigten Aufnahmeschicht nur die Rippen und Rückenwirbel berücksichtigt sind, ist der Anteil des Knochengewebes an dem Bildsignal relativ gering und findet sich als am stärksten absorbierende bzw. streuende Strahlung in dem gestrichelt dargestellten Bereich 15 wieder. Allgemein trägt Knochengewebe nur einen kleinen Teil zu Absorptionsmessungen bei.
Die Erfinder haben erkannt, dass aufgrund seines relativ geringen Beitrags das Knochengewebe bei der Ableitung von Dämpfungskoeffizienten vernachlässigt werden kann. Dies ist für die Verwendbarkeit von heutigen MR-Aufnahmen zur Ableitung von Dämpfungskoeffizienten sehr hilfreich.
Das Verfahren zum Bestimmen der effektiven Zählrate von PET-Ereignissen in einer MR-PET-Aufnahme umfasst die folgenden Schritte. Aus den mit der MR-Vorrichtung 5 des kombinierten MR-PET-Aufnahmegerätes erfassten MR-Signalen wird eine MR-Aufnahme von dem Untersuchungsobjekt 1 erzeugt. In dieser MR-Aufnahme sind analog zu der CT-Graustufenaufnahme 9 nach 3 mehrere Gewebearten erkennbar, die je nach MR-Parameter unterschiedliche Graustufen aufweisen. Eine derartige MR-Aufnahme 16 ist in 5 gezeigt. Die Graustufen entsprechen in dieser Aufnahme unterschiedlichen T1-Werten, welche wiederum durch die jeweilige chemische Umgebung der angeregten Wasserstoffatome bedingt sind. Die MR-Aufnahme 16 stellt wiederum die Bilddaten dar, die in einer Aufnahme von einem Brustkorb gewonnen wurden. Auch zu der MR-Aufnahme wird ein Histogramm 17 erstellt, das in 6 gezeigt ist. Wiederum stellt das Hintergrundsignal einen wesentlichen Anteil der Aufnahme dar und ist durch den Rahmen 18 hervorgehoben. Das Lungengewebe trägt zu dem Histogramm im Bereich 19 bei, während weiches Gewebe mit einem hohen Wasseranteil für die Häufung der Grauwerte im Rahmen 20 verantwortlich ist. Schließlich ist Fettgewebe durch Grauwerte im Rahmen 21 dargestellt. Knochengewebe lässt sich (anders als in der CT-Graustufenaufnahme 9) im Histogramm 17 einer MR-Aufnahme der gezeigten Art nicht ohne weiteres durch einen spezifischen Grauwert identifizieren.
Die Grauwerte der MR-Aufnahme 16 in 5 entsprechen dem jeweiligen T1-Wert des angeregten Wasserstoffatoms. Neben dem T1-Wert kann in der MR-Aufnahme auch die Phaseninformation des MR-Signals ausgewertet werden. Dies geschieht in einer sog. Dixon-Sequenzaufnahme. Auch bei einer solchen MR-Aufnahme ist das erfindungsgemäße Verfahren anwendbar, wie im folgenden anhand von 7A bis 7D erläutert wird.
In 7 sind eine MR-Aufnahme und eine CT-Aufnahme desselben Untersuchungsobjektes einander gegenüber gestellt. In 7A und 7B ist eine Zweipunkt-Dixon-Sequenzaufnahme gezeigt, bei der das MR-Signal bereits in einen Fettanteil 22 und einen Wasseranteil 23 aufgespaltet wurde. Der Fettanteil 22 in 7A und der Wasseranteil 23 in 7B sind im wesentlichen komplementär zueinander, nur bei einigen Organen sind sowohl Wasseranteil als auch Fettanteil sichtbar. Jedem Voxel in den beiden Aufnahmen 22 und 23 kann ein eigener Dämpfungskoeffizient für die Dämpfung von PET-Photonen zugewiesen werden. Dies geschieht analog zu den Schritten, die ausgehend von der T1-MR-Graustufenaufnahme 16 zu einer Dämpfungskarte geführt haben. Die Dämpfungskoeffizienten, die man aus dem Fettanteil 22 und dem Wasseranteil 23 in 7A und 7B ableitet, werden anschließend kombiniert und ergeben eine Dämpfungskarte 24, wie sie in 7C gezeigt ist. In dieser Dämpfungskarte 24 ist jedem Voxel in den MR-Teilaufnahmen 7A und 7B vom Fett- bzw. Wasseranteil 22 bzw. 23 ein Dämpfungswert zugeordnet, der in der kombinierten Dämpfungskarte nach 7C wiederum als Grauwert gezeigt ist. Vorzugsweise wird dabei jedes Voxel in der MR-Aufnahme als gewichtete Mischung aus mehr als einer Dämpfungsklasse angesehen (z. B. 30% Fettgewebe, 70% weiches Gewebe), wenn es in beiden Darstellungen 22 und 23 auftaucht. In diesem Fall wird dem Voxel ein aus den vorgegebenen Dämpfungsfaktoren entsprechend gemittelter Wert zugewiesen.
Die Dämpfungskarte nach 7C ist einer Dämpfungskarte 25 gegenübergestellt, die auf CT-Bilddaten basiert. In beiden Karten 24 und 25 sind das Lungengewebe wie auch größere Organe mit homogener Gewebestruktur gut erkennbar. Darüber hinaus lassen sich in beiden Dämpfungskarten 24 und 25 gleichen Voxels gleiche Dämpfungskoeffizienten zuordnen, d. h. die Grauwerte in den beiden Karten entsprechen einander. Somit ist die Dämpfungskarte 24, die auf MR-Daten basiert, in gleicher Weise anwendbar wie die Dämpfungskarte 25, die auf CT-Werten basiert.
Lungengewebe ist wegen seiner extremen Graustufe, die sehr dem Hintergrund ähnelt, kritisch bei der Auswertung der MR-Rohdaten. Um Dichteschwankungen des Lungengewebes bei einem oder mehreren Patienten Rechnung zu tragen, wird denjenigen Voxels, die in der MR-Aufnahme Lungengewebe zugeordnet sind, vorzugsweise ein variabler Dämpfungsfaktor zugewiesen, der von der MR-Signalintensität an diesem Ort abhängt.
Eine weitere Gegenüberstellung von MR-Aufnahme und CT-Aufnahme mit daraus abgeleiteter Dämpfungskarte ist in 8 bis 11 gezeigt. In 8 ist eine MR-Aufnahme 26 eines Brustkorbes in horizontaler Ebene (transaxial) gezeigt. Eine entsprechende CT-Aufnahme 27 ist in 9 gezeigt. In beiden Fällen ist die Lage der inneren Organe mit ähnlicher Genauigkeit erkennbar, wobei Knochengewebe aber vor allem in der CT-Aufnahme sichtbar ist.
In 10 ist eine Dämpfungskarte 28 gezeigt, die aus der MR-Aufnahme 26 abgeleitet ist. Analog ist in 11 eine Dämpfungskarte 29 gezeigt, die aus der CT-Aufnahme 27 abgeleitet ist. Bei beiden Dämpfungskarten 28 und 29 ist die Verteilung der Dämpfungskoeffizienten im wesentlichen gleich. Mit anderen Worten, die Dämpfung der PET-Photonen im Gewebe kann sowohl aus CT-Aufnahmen als auch aus MR-Aufnahmen abgeleitet werden. Das hat zur Folge, dass die CT-Aufnahme ersetzt werden kann durch eine MR-Aufnahme. Die MR-Aufnahme hat gegenüber der CT-Aufnahme den Vorteil, dass sie zeitgleich mit der PET-Aufnahme vorgenommen werden kann und damit eine Registrierung mit der PET-Aufnahme ohne Schwierigkeiten möglich ist, während bei der Registrierung von CT-Aufnahme und PET-Aufnahme eventuelle Verschiebungen und Bewegungen des Patienten zwischen den Aufnahmen berücksichtigt werden mussten.
Die den Gewebearten in Abhängigkeit von dem jeweiligen MR-Parameter zugeordneten Dämpfungswerte werden anschließend auf eine PET-Rohaufnahme angewendet. Die Bearbeitung der PET-Aufnahme mit den Dämpfungskoeffizienten wird im folgenden anhand von 12 bis 1 erläutert.
In 12 ist eine CT-basierende Dämpfungskarte 30 einer Ganzkörperaufnahme dargestellt. In 13 ist eine PET-Ganzkörperaufnahme 31 gezeigt, in der eine größere Schwärzung eine größere Radioaktivität anzeigt. In der PET-Aufnahme 31 ist bereits berücksichtigt, dass in der eigentlichen Messung nur ein Teil der radioaktiven Strahlung nachgewiesen wird. Die PET-Aufnahme 31 zeigt daher die mit der Dämpfungskarte 30 gefalteten Messergebnisse als korrigierte PET-Aufnahme. Die kombinierte CT-PET-Abbildung 32 ist in 14 dargestellt.
Als Vergleich zu den 12 bis 14 ist in 15 bis 17 das Verfahren mit MR-basierten Dämpfungskoeffizienten dargestellt. In 15 ist eine MR-basierende Dämpfungskarte 33 einer Ganzkörperaufnahme dargestellt. In 16 ist eine PET-Ganzkörperaufnahme 34 gezeigt, in der eine größere Schwärzung eine größere Radioaktivität anzeigt. In der PET-Aufnahme 34 ist bereits berücksichtigt, dass nur ein Teil der radioaktiven Strahlung nachgewiesen wird, da diese teilweise im Gewebe verloren wird, d. h. aus ihrer ursprünglichen Richtung abgelenkt wird und damit den Detektor nicht mehr erreicht und kein Koinzidenzsignal mehr auslösen kann. Die PET-Aufnahme 34 zeigt daher die mit der MR-Dämpfungskarte 33 gewichteten Messergebnisse der PET-Aufnahme als korrigierte PET-Aufnahme. Die kombinierte MR-PET-Abbildung 35 aus MR-Aufnahme und PET-Aufnahme ist in 17 dargestellt und zeigt die effektiven Zählrate der 511 keV-Photoenen in den verschiedenen Gewebearten.
Es versteht sich für den Fachmann, dass für die Auswertung von PET-Aufnahmen mit einer ohnehin beschränkten Ortsauflösung auch die Auflösung der MR-basierten Dämpfungskarten auf einen optimalen Wert reduziert werden kann, um den Rechenaufwand so gering wie möglich zu halten. Zu diesem Zweck wird mehreren Gewebearten ein gemeinsamer PET-Dämpfungskoeffizient zugeordnet, wenn sich ihre Grauwerte im Histogramm (MR-Parameter) um weniger als einen vorgegebenen Schwellenwert unterscheiden.
Im übrigen sollen auch lokal begrenzte Besonderheiten bei der Auswertung der PET-Aufnahmen keine Störung darstellen oder Artefakte bilden. Dazu werden zusammenhängende Gebiete mit gleicher oder ähnlicher Gewebeart durch ein Raumfilter erkannt (connected component analysis). Bei diesem Raumfilter werden Gebiete gleicher Gewebeart daraufhin überprüft, ob sie direkt zueinander benachbart sind. Ist dem so, so werden sie als zusammenhängend und damit als Teil eines größeren Organs wie z. B. der Lunge erkannt. Dazu ist eine Strukturlänge des Raumfilters vorgegeben, bis zu welcher ein MR-Parameter als zu einem Organ gehörig angesehen wird.
Das Raumfilter erwies sich als besonders erfolgreich in Fall von Lungengewebe. Die Segmentierung der Lunge war relativ aufwendig, da teilweise die gleiche Intensität wie beim Hintergrund erkannt wurde. Eine Differenzierung war hier jedoch möglich durch das Raumfilter, mit dem zusammenhängende Bereich wie eben auch größere Bereiche mit Luft erkannt wurden.
In der umgekehrten Richtung können analog kleinräumige Gebiete und insbesondere Blutgefäße erkannt werden und virtuell durch benachbartes Gewebe ersetzt werden (morphological closing filter). Auf diese Art wird eine Fehlinterpretation von Voxeln im Knochengewebsbereich, Herzbereich und Aorta als Luft bei ihrer Einordnung in die genannten vier Gewebeklassen vermieden, insbesondere wenn sie ein sehr schwaches MR-Signal zeigen.
Insgesamt werden so vorzugsweise von den MR-Parametern nur die vier MR-Parameter berücksichtigt, die jeweils einer Klasse für Lunge, weiches Gewebe, Fettgewebe, Hintergrund entsprechen. Unabhängig davon können in weiteren bevorzugten Ausführungsformen des Verfahrens auf Mustererkennungs-Algorithmen (pattern recognition) angewendet werden. So kann beispielsweise eine Strukturerkennung durchgeführt werden, bei der eine Abfolge von drei aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern, d. h. hell/dunkel/hell einer Knochen struktur zugeordnet wird. In diesem Fall kann eine weitere Klasse eingeführt werden, die für Knochenstrukturen steht und einen eigenen vorgegebenen Dämpfungsfaktor aufweist.
Allgemein lässt sich das erfindungsgemäße Verfahren auf verschiedene Arten optimieren. So können Daten von mehreren (direkt oder abwechselnd hintereinander erfassten) MR-Aufnahmen für die Segmentierung verwendet werden. Dies ist beispielsweise mit Dixon-Mehrpunkt-Daten oder Kombinationen aus T1- und T2-Daten möglich. Experimentell wurde das erfindungsgemäße Verfahren bei T1-gewichteten Sequenzen, bei Einpunkt-Dixon-Sequenzen und bei Zweipunkt-Dixon-Sequenzen getestet, wobei die Dixon-Sequenzen jeweils eine Aufnahme für den Wasseranteil und den Fettanteil lieferten. In allen drei Fällen wurden zufriedenstellende Ergebnisse erzielt. Die Intensität der Aufnahme wurde jeweils in Stufen unterteilt, und abhängig von der Stufe des Voxels, wurde das Voxel einer Klasse zugeordnet. Hierbei galt für die Dixon-Sequenz, dass bei gleichzeitig vorhandenem Wasser- und Fettanteil das Voxel als Mischung aus beidem betrachtet wurde, z. B. 70% Wasseranteil, 30% Fettanteil. Anderenfalls wurde das Voxel ausschließlich einer einzigen Klasse zugeordnet. Knochenrand zeigte generell ein sehr niedriges Signal, das vom Algorithmus folgerichtig als Hintergrund interpretiert wurde; das gleiche geschah bei manchen Voxels beim Herz oder bei größeren Blutgefäßen aufgrund des Blutflusses dort. Diese Fehlzuordnung ließ sich mit dem morphologischen Filter vermeiden, dessen Strukturgröße 5 mm betrug. Alle Strukturen mit einer Ausdehnung unterhalb dieser Länge wurden ersetzt durch benachbartes Gewebe. Das Ergebnis des morphologischen Filters war durchgehend zufriedenstellend.
Das Segmentierungsmodell kann weiter vereinfacht werden. Statt vier Klassen braucht es nur zwei oder drei Klassen (z. B. nur Luft und weiches Gewebe) bzw. eine Mischung davon aufzuweisen. Bei der so vereinfachten Segmentierung kann eine MR-Sequenz verwendet werden, die nicht speziell für Dämpfungskorrektur ausgelegt ist, so dass der Arbeitsablauf opti miert wird, auf Kosten einer etwas weniger genauen Dämpfungskorrektur.
Für die Bildverarbeitungsschritte zur Segmentierung der MR-Daten können je nach verwendeter MR-Sequenz unterschiedlich komplexe Verfahren eingesetzt werden. Ein einfacher Schwellenwertansatz (in Kombination mit morphologischen Prozessen, um Voxels aufzufüllen, die einen Knochenrand oder Blutgefäße enthalten) liefert gute Ergebnisse bei der Segmentierung einer Protonen-gewichteten Sequenz.
Eine (nicht gezeigte) Vorrichtung zur Durchführung des bisher beschriebenen Verfahrens, d. h. zum Bestimmen der effektiven Zählrate von PET-Ereignissen in einer MR-PET-Aufnahme umfasst demnach die folgenden Elemente:
Eine MR-Vorrichtung 5 in einem kombinierten MR-PET-Aufnahmegerät dient zum Erfassen von MR-Signalen und zum Erzeugen einer MR-Aufnahme 16 bzw. 26 eines Untersuchungsobjekts 1. Dieses Untersuchungsobjekt 1 weist mehrere Gewebearten auf, die anhand des Aufnahmespektrums mit Parameterwerten 12 bis 15 bzw. 19 bis 21 identifiziert werden können.
Durch eine Zuordnungseinheit werden den mehreren Gewebearten in Abhängigkeit von dem jeweiligen MR-Parameter mehrere PET-Dämpfungskoeffizienten zugeordnet, so dass jeweils ein PET-Dämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht.
Eine PET-Vorrichtung 4 in dem kombinierten MR-PET-Aufnahmegerät erfasst PET-Ereignisse in dem Untersuchungsobjekt 1 und erzeugt eine PET-Aufnahme 31 bzw. 34.
Schließlich wird durch eine Korrekturvorrichtung die ursprüngliche PET-Aufnahme mit den ermittelten PET- Dämpfungskoeffizienten gewichtet, um die effektive Zählrate in den mehreren Gewebearten zu ermitteln und eine korrigierte PET-Aufnahme 35 zu erzeugen.
Dabei kann die Zuordnungseinheit einen vorgegebenen Schwellenwert abfragen, bei dessen Unterschreiten durch die Differenz von MR-Parametern benachbarter Gebiete mehreren Gewebearten einen gemeinsamen PET-Dämpfungskoeffizient zugeordnet bekommen. Diese Abfrage kann bei iterativer Reduzierung der Ortsauflösung seinerseits iterativ durchgeführt werden.
Um die Erkennung von Strukturen zu verbessern, ist insbesondere ein Raumfilter vorgesehen, mit dem zusammenhängende Gebieten gleicher und/oder ähnlicher Gewebeart (connected component analysis) erkannt werden. Als zusammenhängende Struktur wird dabei erkannt, was eine vorgegebene Strukturlänge aufweist. Insbesondere können auf diese Art auch kleinräumige Gebiete unterdrückt werden, wie insbesondere Blutgefäße, wenn ihre Strukturlänge weniger als 5 mm beträgt (morphological closing filter).
Allgemeiner können Strukturen anhand der Abfolge von Gebieten mit gleichen MR-Parametern erkannt werden. So kann eine Abfolge von drei in einem vorgegebenen Intervall aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern, die etwa Wasseranteil, Fettanteil, Wasseranteil entsprechen, einer Knochenstruktur zuordnet werden.
Wenn die MR-Aufnahme nicht mit einer T1-Sequenzvorrichtung vorgenommen wird, sondern mit einer Dixon-Sequenzvorrichtung, d. h. mit Vorauswertung von Wasser- und Fettsignal, dann kann diese Dixon-Sequenzvorrichtung eine Phasen-Unwrap-Vorrichtung umfassen.
Dem Fachmann ist klar, dass sich die Erfindung nicht nur auf Graustufenabbildungen beschränkt, sondern dass analoge Betrachtungen auch auf Darstellungen der MR-Werte mit abgestuftem Farbton, abgestufter Helligkeit und abgestufter Sättigung anwendbar sind.
In durchgeführten Versuchen wurden mit PET-CT und PET-MR gewonnene Patientendaten verglichen und Dämpfungskorrekturen unterworfen. Es stellte sich heraus, dass die Unterschiede zwischen PET-CT-Daten und PET-MR-Daten klein und für die klinische Anwendung unbedeutend waren. Dabei erforderte die PET-CT-Registrierung jedoch immer einen größeren Aufwand, da die PET-Aufnahme nicht gleichzeitig mit der CT-Aufnahme durchgeführt werden konnte. Dies entfällt bei der kombinierten PET-MR-Aufnahme, was einen wesentlichen Vorteil der zukünftigen Systeme darstellt.

1: Proband
2: Untersuchungsraum
3: Positronenemissionstomographie-Vorrichtung
4: Strahlungsdetektor zum Erfassen von Positronen-Annihilationsstrahlung
5: Magnetresonanztomographie-Vorrichtung
6: Gradientenspule
7: Gehäuse für Spule
8: Hochfrequenzantenneneinrichtung zum Senden von Anregungspulsen und Empfangen von Magnetresonanzsignalen
9: CT-Graustufenaufnahme von Brustkorb
10: Histogramm von CT-Graustufenaufnahme
11: CT-Hintergrundsignal
12: Lunge
13: Fettgewebe
14: weiches Gewebe
15: Knochengewebe
16: T1-MR-Graustufenaufnahme von Brustkorb
17: Histogramm von MR-Graustufenaufnahme
18: MR-Hintergrundsignal
19: Lunge
20: weiches Gewebe
21: Fettgewebe
22: Fettanteil
23: Wasseranteil
24: MR-basierende Dämpfungskarte
25: CT-basierende Dämpfungskarte
26: MR-Aufnahme
27: CT-Aufnahme
28: MR-basierende Dämpfungskarte
29: CT-basierende Dämpfungskarte
30: CT-basierende Dämpfungskarte
31: PET-Aufnahme
32: CT-PET-Aufnahme
33: MR-basierende Dämpfungskarte
34: PET-Aufnahme
35: MR-PET-Aufnahme

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

- US 2008/0135769 [0017]
- US 2006/006641 [0018]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- H Zaidi et al. beschreiben in ”Magnetic resonance imagingguided attenuation end scatter corrections in three-dimensional brain positron emission tomography”, Med Phys 2003, 30, 937–948 [0013]
- E. Rota Kops et al. wird in ”MRI based attenuation correction for brain PET images” in: Buzug TM, Holz D, Bongartz J, Kohl-Bareis M, Hartmann U, Weber S, Hrsg., ”Advances in Medical Engineering”, Berlin, 2007; 93–97 [0014]
- M. Hofmann et al. wird in ”A machine learning approach for determining the PET attenuation map from magnetic resonance images”, IEEE NSS-MIC 2006; 115 [0015]
- M. Hofmann at al. wird in ”Attenuation Correction: Method and Validation”, IEEE NSS-MIC 2007 [0016]
- T. Beyer et al. wird in ”MR-based attenuation correction for torso-PET/MR imaging: pitfalls in mapping MR to CT data”, Nucl. Med. Mol. Imaging, 2008; 35; 1142–6 [0019]

Claims

Verfahren zum Bestimmen der effektiven Zählrate von Photonen in einer kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahme, das die Schritte umfasst: a) Erfassen von MR-Signalen mit einer MR-Vorrichtung (5) in einem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer MR-Aufnahme (16; 26) von einem Untersuchungsobjekt (1) mit mehreren Gewebearten (12–15; 19–21), die jeweils einen spezifischen MR-Parameter aufweisen; b) Zuordnen von mehreren Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten (24) zu den mehreren Gewebearten (12–15; 19–21) in Abhängigkeit von dem MR-Parameter durch eine Zuordnungseinheit, so dass jeweils ein Emissionstomographiedämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht; c) Erfassen von Photonen in dem Untersuchungsobjekt mit einer Emissionstomographievorrichtung in dem MR-Emissionstomographiegerät zum Erzeugen einer Emissionstomographieaufnahme (31; 34) und d) Wichten der Emissionstomographieaufnahme mit den Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten durch eine Korrekturvorrichtung zum Ermitteln der effektiven Zählrate in den mehreren Gewebearten und zum Erzeugen einer korrigierten Emissionstomographieaufnahme (35).
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem mehreren Gewebearten ein gemeinsamer Emissionstomographiedämpfungskoeffizient zugeordnet wird, wenn sich ihre MR-Parameter um weniger als einen vorgegebenen Schwellenwert unterscheiden.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem zusammenhängende Gebiete gleicher und/oder ähnlicher Gewebeart durch ein Raumfilter mit einer vorgegebenen Strukturlänge erkannt werden (connected component analysis).
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem die Strukturlänge weniger als 5 mm beträgt, so dass kleinräumige Gebiete und insbe sondere Blutgefäße erkannt werden (morphological closing filter).
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem von den MR-Parametern nur die vier MR-Parameter berücksichtigt werden, die jeweils einer Klasse für Lunge (12; 19), weiches Gewebe (14; 20), Fettgewebe (13; 21), Hintergrund (11; 18) entsprechen.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem eine Strukturerkennung durchgeführt wird, bei der insbesondere eine Abfolge von drei aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern einer Knochenstruktur zugeordnet wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem die MR-Aufnahme mit einer T1-Sequenzmessung erzeugt wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die MR-Aufnahme mit einer Dixon-Sequenzmessung erzeugt wurde.
Verfahren nach Anspruch 8, bei dem aus der Dixon-Sequenz in Abhängigkeit von dem jeweiligen MR-Parameter Bereiche mit einem Fettanteil (22) und Bereiche mit einem Wasseranteil (23) extrahiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die MR-Aufnahme mit einer Protonen-Sequenzmessung erzeugt wurde.
Vorrichtung zum Bestimmen der effektiven Zählrate von PET-Ereignissen in einer kombinierten MR-Emissionstomographieaufnahme, die umfasst: a) eine MR-Vorrichtung (5) in einem MR-Emissionstomographiegerät zum Erfassen von MR-Signalen und zum Erzeugen einer MR-Aufnahme (16; 26) von einem Untersuchungsobjekt (1) mit mehreren Gewebearten (12–15; 19–21), die jeweils einen spezifischen MR-Parameter aufweisen; b) eine Zuordnungseinheit zum Zuordnen von mehreren Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten (24) zu den mehreren Ge webearten in Abhängigkeit von dem MR-Parameter, so dass jeweils ein Emissionstomographiedämpfungskoeffizient wenigstens einer der Gewebearten in dem Untersuchungsobjekt entspricht; c) eine Emissionstomographievorrichtung in dem MR-Emissionstomographiegerät zum Erfassen von Photonen in dem Untersuchungsobjekt und zum Erzeugen einer Emissionstomographieaufnahme (31; 34) und d) eine Korrekturvorrichtung zum Wichten der Emissionstomographieaufnahme mit den Emissionstomographiedämpfungskoeffizienten zum Ermitteln der effektiven Zählrate in den mehreren Gewebearten und zum Erzeugen einer korrigierten Emissionstomographieaufnahme (35).
Vorrichtung nach Anspruch 11, bei der die Zuordnungseinheit mehreren Gewebearten einen gemeinsamen Emissionstomographiedämpfungskoeffizient zuordnet, wenn sich ihre MR-Parameter um weniger als einen vorgegebenen Schwellenwert unterscheiden.
Vorrichtung nach Anspruch 12, bei der ein Raumfilter zum Erkennen von zusammenhängenden Gebieten gleicher und/oder ähnlicher Gewebeart (connected component analysis) vorgesehen ist, das eine vorgegebene Strukturlänge aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, bei der die Strukturlänge weniger als 5 mm beträgt, so dass kleinräumige Gebiete und insbesondere Blutgefäße erkannt werden (morphological closing filter).
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, bei der die Zuordnungseinheit vier MR-Parameter zuordnet, die jeweils einer Klasse für Lunge (Hohlräume), weiches Gewebe (s. t.), Fettgewebe (fat), Hintergrund entsprechen.
Vorrichtung nach Anspruch 14, bei der die Zuordnungseinheit einer Struktur mit einer Abfolge von drei aufeinander folgenden unterschiedlichen MR-Parametern in einem vorgegebenen Intervall eine Knochenstruktur zuordnet.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, bei der die MR-Vorrichtung eine T1-Sequenzvorrichtung ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, bei der die MR-Vorrichtung eine Dixon-Sequenzvorrichtung ist.
Vorrichtung nach Anspruch 18, bei der die Dixon-Sequenzvorrichtung eine Phasen-Unwrap-Vorrichtung umfasst, zum Extrahieren von Bereichen mit Fettgewebe und Bereichen mit weichem Gewebe.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, bei der die MR-Vorrichtung eine Protonen-Sequenzvorrichtung ist.