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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung eines bewegungskorrigierten PET-Bildes eines Untersuchungsbereichs in einer kombinierten MR-PET-Anlage und eine MR-PET-Anlage hierfür.
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Die Messung von PET-Bildern eines Untersuchungsbereichs erfordern typischerweise Messzeiten im Bereich von Minuten. Dadurch können bewegte Körperteile nur unscharf gemessen werden. Eine Möglichkeit, die Unschärfe in den erzeugten PET-Bildern zu vermindern besteht darin, das sogenannte Gating zu verwenden. Bei zyklischen Bewegungen wie beispielsweise der Atembewegung oder der Herzbewegung wird die zur Verfügung stehende Gesamtmesszeit auf die einzelnen Phasen der Bewegung aufgeteilt. Zur Erstellung des PET-Bildes werden dann nur die PET-Ereignisse berücksichtigt, die in einer bestimmten Phase der Bewegung auftreten. Hierdurch wird ein scharfes Bild, d.h. ein Bild ohne Bewegungsartefakte erreicht. Der Preis hierfür ist jedoch ein reduziertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis, da die Messzeit pro Bild reduziert wird. In vielen Anwendungsfällen ist es nicht notwendig, die Bewegung eines Organs im Untersuchungsbereich zeitlich aufzulösen, sondern es ist wichtiger beispielweise eine Läsion in dem Organ identifizieren zu können. Hierfür ist jedoch ein Bild mit einem optimierten Signal-zu-Rausch-Verhältnis notwendig. Die kann jedoch nur durch Verlängerung der Messzeit erreicht werden.
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Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, das in einer bestimmten Messzeit gemessene PET-Bild derart zu verbessern, dass das Signal-zu-Rausch-Verhältnis verbessert wird.
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Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Weitere Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
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Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Erzeugung eines bewegungskorrigierten PET-Bildes eines Untersuchungsbereichs in einer kombinierten MR-PET-Anlage bereitgestellt. In einem ersten Schritt des Verfahrens werden PET-Ereignisse aus dem Untersuchungsbereich in einem ersten Aufnahmezeitraum aufgenommen. Weiterhin werden in dem zumindest ersten Aufnahmezeitraum mehrere MR-Bilder des Untersuchungsbereichs aufgenommen. Anschließend wird eine zumindest zweidimensionale Bewegungsinformation des Untersuchungsbereichs auf Grundlage der mehreren MR-Bilder berechnet. Die Bewegungsinformation beschreibt hierbei die Bewegung des Untersuchungsbereichs während des ersten Aufnahmezeitraums. Das bewegungskorrigierte PET-Bild wird dann aus den PET-Signalen und unter Berücksichtung der berechneten Bewegungsinformation bestimmt. Erfindungsgemäß ist es möglich, mit der im Vergleich zu den PET-Bildern hohen Auflösung der MR-Bilder die Bewegung des Untersuchungsbereichs in dem ersten Aufnahmezeitraum zu bestimmen. Bei der Berechnung des bewegungskorrigierten PET-Bildes aus den PET-Ereignissen kann dann die Bewegung bestimmt und derart berücksichtigt werden, dass die Bewegung des Untersuchungsbereichs korrigiert wird und ein bewegungskorrigiertes PET-Bild errechnet wird. Dadurch ist es möglich, die PET-Ereignisse auch während der verschiedenen Lagen bei der Bewegung des Untersuchungsbereichs zu berücksichtigen. Dadurch können im Wesentlichen sämtliche während eines Aufnahmezeitraums gezählten PET-Ereignisse berücksichtigt werden zur Erzeugung des bewegungskorrigiertes PET-Bildes, und nicht nur die PET-Ereignisse, die während eines bestimmten Bewegungszustands detektiert wurden. Die MR-Bilder werden verwendet, die auftretende Bewegung zu korrigieren, sodass auch die PET-Ereignisse berücksichtigt werden können, die während der Bewegung stattfanden.
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Vorzugsweise ist die Bewegung des Untersuchungsbereichs eine zyklische Bewegung wie beispielsweise die Atembewegung oder die Herzbewegung. Die mehreren MR-Bilder werden in dieser Ausführungsform bevorzugt in verschiedenen Zeitabschnitten der zyklischen Bewegung aufgenommen, wodurch eine Bewegungsinformation in den einzelnen Zeitabschnitten erhalten wird. Hierbei wird vorzugsweise die Bewegung relativ zu einer Referenzposition des Untersuchungsbereichs in einzelnen Zeitabschnitten bestimmt. Bei der Atembewegung kann dies beispielsweise die Position des Untersuchungsbereichs (beispielsweise im Abdomen) sein, die der Untersuchungsbereich am Ende der Ausatmungsphase hat. Es ist auch möglich, jede andere reproduzierbare Position der zyklischen Bewegung zu verwenden.
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Es ist beispielsweise möglich, für jeden der Zeitabschnitte eine zumindest zweidimensionale Bewegungsabschnittsinformation des Untersuchungsbereichs zu bestimmen, wobei jede Bewegungsabschnittsinformation die Bewegung des Untersuchungsbereichs in dem zugehörigen Zeitabschnitt beschreibt. Aus den einzelnen MR-Bildern in verschiedenen Zeitabschnitten kann dann die Bewegung bestimmt werden, die der Untersuchungsbereich relativ zu einer Referenzposition durchgeführt hat. Allgemein kann die zumindest zweidimensionale Bewegungsinformation eine feste Translation des Untersuchungsbereichs, eine Rotation und/oder eine Deformation des Untersuchungsbereichs beinhalten. In Abhängigkeit von der auftretenden Bewegung kann nur eine starre Translation, eine Rotation und/oder eine Deformation bei der Bestimmung der Bewegung berücksichtigt werden. Die Bewegungsinformation kann zweidimensional die Bewegung in eine Ebene beschreiben, oder sie kann dreidimensional sein.
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In einer Ausführungsform ist es möglich, für die verschiedenen Zeitabschnitte der zyklischen Bewegung jeweils Zeitabschnitts-PET-Bilder zu erzeugen, wobei ein Zeitabschnitts-PET-Bild auf Grundlage der in dem zugehörigen Zeitabschnitt auftretenden PET-Ereignisse erzeugt wird. Das entstehende Zeitabschnitts-PET-Bild kann dann mit der zugehörigen Bewegungsabschnittsinformation des zugehörigen Zeitabschnitts korrigiert werden, sodass für jeden Zeitabschnitt ein korrigiertes Zeitabschnitts-PET-Bild entsteht. In diesem ist die in dem zugehörigen Zeitabschnitt auftretende Bewegung korrigiert. Durch Summation der einzelnen korrigierten Zeitabschnitts-PET-Bilder ist es möglich, das bewegungskorrigierte PET-Bild zu erzeugen.
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Bei der Summenbildung der korrigierten Zeitabschnitts-PET-Bilder für das bewegungskorrigierte PET-Bild können die einzelnen Zeitabschnitts-PET-Bilder gleich gewichtet werden. In einer anderen Ausführungsform ist es möglich, die Summenbildung in Abhängigkeit von der Größe der in einem Teilabschnitt auftretenden Bewegung durchzuführen. Dies bedeutet, dass ein Zeitabschnitts-PET-Bild geringer gewichtet wird, wenn in dem zugehörigen Zeitabschnitt die Bewegung größer war, als ein anderes Zeitabschnitts-PET-Bild, bei dem im zugehörigen Zeitabschnitt die Bewegung geringer war. Dadurch können potentielle Artefakte reduziert werden, die auftreten, wenn große Transformationen zur Berücksichtigung der Bewegung notwendig sind, um das Zeitabschnitts-PET-Bild zu erzeugen.
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In einer anderen Ausführungsform werden nicht notwendigerweise die Zeitabschnitts-PET-Bilder erzeugt, sondern es ist möglich, die einzelnen PET-Ereignisse und die aus den PET-Ereignissen bestimmte Ortsinformation derart zu korrigieren, dass die aus den MR-Bildern errechnete Bewegung berücksichtigt wird. Eine Möglichkeit ist hierbei, die dem jeweiligen PET-Ereignis zugehörige Flugbahn der Vernichtungsstrahlung zu bestimmen, auf der diese Vernichtungsstrahlung gelaufen ist. Mithilfe der zumindest zweidimensionalen Bewegungsinformationen können dann korrigierte Flugbahnen berechnet werden, die die Bewegung des Untersuchungsbereichs berücksichtigen. Aus diesen korrigierten Flugbahnen kann das bewegungskorrigierte PET-Bild berechnet werden. In diesem Zusammenhang ist es möglich, auf Grundlage der zumindest zweidimensionalen Bewegungsinformation deformierte Flugbahnen für die einzelnen Ereignisse zu bestimmen, die die jeweilige Bewegungsinformation berücksichtigen und das bewegungskorrigierte PET-Bild mithilfe der deformierten Flugbahnen berechnet wird. Hierbei können beispielsweise die gemessenen PET-Ereignisse entsprechend der Bewegungsinformation auf neue sogenannte Lines of Response verteilt werden. Hierbei kann ein fraktionelles Rebinning verwendet werden, welches ein PET-Ereignis entsprechend des Beitrages der Bewegung auf eine deformierte Line of Response verteilt.
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Zur Bestimmung der Bewegung in den einzelnen Zeitabschnitten ist es möglich, die MR-Bilder mit einer segmentierten Aufnahmetechnik aufzunehmen, bei der die zyklische Bewegung des Untersuchungsbereichs überwacht wird und ein Rohdatenraums bzw. k-Raum eines zu einem Zeitabschnitt gehörenden MR-Bildes nur dann mit Rohdaten gefüllt wird, wenn ein bestimmter Bewegungszustand der zyklischen Bewegung auftritt.
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Weiterhin ist es möglich, die mehreren MR-Bilder, die zur Bestimmung der zumindest zweidimensionalen Bewegungsinformation aufgenommen werden, gleichzeitig zur Bestimmung der Schwächungskorrektur verwendet werden. Die in den PET-Detektoren der PET-Einheit auftretende Gammastrahlung wird beim Durchgang durch den Untersuchungsbereich noch abgeschwächt. Mithilfe der MR-Bilder kann diese Abschwächung besser bestimmt werden, da mithilfe der MR-Bilder bestimmt werden kann, ob und welches Gewebe zwischen dem Entstehungsort der Strahlung und dem PET-Detektor liegt. In dieser Ausführungsform können die aufgenommenen MR-Bilder für unterschiedliche Zwecke verwendet werden, erstens für die Bestimmung der Schwächungskorrektur und zweitens für die Korrektur der Bewegung.
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Die Erfindung betrifft weiterhin eine kombinierte MR-PET-Anlage, die das bewegungskorrigierte PET-Bild erzeugen kann. Diese weist unter anderem eine PET-Einheit zur Aufnahme der PET-Ereignisse aus dem Untersuchungsbereich in dem ersten Aufnahmezeitraum auf und eine MR-Einheit zur Aufnahme der mehreren MR-Bilder. Weiterhin ist eine Recheneinheit vorgesehen, die eine zumindest zweidimensionale Bewegungsinformation des Untersuchungsbereichs auf Grundlage der mehreren MR-Bilder berechnet. Die Recheneinheit kann weiterhin das bewegungskorrigierte PET-Bild aus den PET-Ereignissen unter Verwendung der berechneten Bewegungsinformation bestimmen. Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.
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Hierbei zeigen:
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s1 schematisch eine kombinierte MR-PET-Anlage gemäß der Erfindung,
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2 schematisch die zyklische Bewegung des Untersuchungsbereichs und der Aufnahme der PET- bzw. MR-Daten,
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3 die Unterteilung der zyklischen Bewegung in einzelne Zeitabschnitte, wobei PET-Bilder der einzelnen Zeitabschnitte mit der jeweiligen Bewegung in den Zeitabschnitten korrigiert wird,
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4 eine andere Möglichkeit zur Bestimmung des bewegungskorrigierten PET-Bildes, bei der die einzelnen PET-Ereignisse direkt berücksichtigt werden, und
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5 ein Flussdiagramm mit noch einer Ausführungsform zur Berechnung des bewegungskorrigierten PET-Bildes.
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1 zeigt eine schematische Ausführungsform einer kombinierten MR-PET-Anlage 1. Diese weist eine MR-PET-Einheit 2 auf, mit einem Magneten 3 zur Erzeugung des Polarisationsfeldes B0 und den PET-Detektoren 4. Eine auf einer Liege 5 angeordnete Untersuchungsperson 14 kann in die kombinierte MR-PET-Einheit 2 eingeschoben werden. Über einen Injektor 6 kann der Untersuchungsperson, bei der ein PET-Bild des Untersuchungsbereichs 15 erzeugt werden soll, Radionuklide injiziert werden, beispielsweise 18F radioaktiv markierte Glukose. Ein Bewegungsdetektor 7 kann beispielsweise die während der Untersuchung auftretende Bewegung wie die Atembewegung oder Herzbewegung detektieren. Der Bewegungsdetektor kann bei der Herzbewegung beispielsweise ein EKG sein, bei der Atembewegung kann der Bewegungsdetektor 7 eine Markierung auf der Untersuchungsperson selbst detektieren, oder die Bewegung wird mithilfe der erzeugten MR-Bilder detektiert, beispielsweise durch Positionsbestimmung des Diaphragmas in MR-Bildern. Die Anlage weist weiterhin eine PET-Einheit 8 auf, die in der Lage ist, mithilfe der in den PET-Detektoren 4 detektierten Ereignisse ein PET-Bild zu berechnen. Wie mithilfe des Signals aus den PET-Detektoren 4 ein PET-Bild erzeugt werden kann, ist dem Fachmann grundsätzlich geläufig und wird hier nicht näher erläutert.
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Ebenso ist eine MR-Einheit 9 vorgesehen, die aus den MR-Signalen von einer nicht gezeigten Detektionsspule MR-Bilder erstellt. Wie durch Hochfrequenzpulse zur Auslenkung der Magnetisierung und durch Schalten von Magnetfeldgradienten MR-Signale erzeugt und detektiert werden können, ist dem Fachmann geläufig und wird hier nicht näher erläutert. Ebenso ist dem Fachmann bekannt, dass die beiden Einheiten, die MR-Einheit 9 und die PET-Einheit 8, in einer kombinierten Einheit wie dargestellt betrieben werden können. Zur Steuerung der gesamten Anlage ist eine Steuereinheit 11 vorgesehen. Die erzeugten MR- oder PET-Bilder oder sonstige Steuerinformationen können auf einer Anzeigeeinheit 13 angezeigt werden, wobei ein Anwender der Anlage über eine Eingabeeinheit 12 die MR-PET-Anlage steuern kann.
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Eine Recheneinheit 10 berechnet wie nachfolgend erläutert ein bewegungskorrigiertes PET-Bild.
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In 2 ist nun eine zyklische Bewegung des Untersuchungsbereichs dargestellt, wie sie während der Aufnahme der PET-Ereignisse auftreten kann. Im dargestellten Fall ist die zyklische Bewegung 20 beispielsweise eine Atembewegung wie sie von dem Bewegungsdetektor 7 detektiert wurde. Weiterhin ist ein erster Aufnahmezeitraum 25 gezeigt, während dessen die PET-Ereignisse aufgenommen werden. Diese PET-Ereignisse über den Aufnahmezeitraum 25 können als Funktion der Zeit gespeichert werden. In diesem sogenannten List Mode werden die einzelnen PET-Ereignisse mit der zugehörigen Zeit, wann das PET-Ereignis stattfand, gespeichert. Durch zeitliche Aufsummierung während des ersten Aufnahmezeitraums 25 können dann PET-Bilder erzeugt werden. Nach dem Stand der Technik war es beispielsweise möglich, nur die PET-Ereignisse in dem Zeitraum 21, hier dem ausgeatmeten Zustand, zu berücksichtigen. Hierdurch wird jedoch bei gegebener Aufnahmezeitspanne das Signal-zu-Rausch-Verhältnis geringer, da nicht alle PET-Ereignisse berücksichtigt werden können, oder der Aufnahmezeitraum muss entsprechend verlängert werden, um eine entsprechende Anzahl von PET-Ereignissen berücksichtigen zu können.
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Wie nachfolgend erläutert wird, ist es nun erfindungsgemäß möglich, sämtliche PET-Ereignisse während des ersten Aufnahmezeitraums 25 zu berücksichtigen. Über einen zweiten Zeitraum 26 werden mehrere MR-Bilder aufgenommen. Im dargestellten Beispiel entspricht der zweite Aufnahmezeitraum dem ersten Aufnahmezeitraum. Der Zeitraum 26 kann länger sein als der erste Zeitraum 25. Zumindest werden jedoch in dem ersten Zeitraum 25 ebenfalls MR-Bilder aufgenommen.
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Die aufgenommenen MR-Bilder können beispielsweise mit einer segmentierten Aufnahmetechnik erzeugt werden. Bei dieser segmentierten Aufnahmetechnik wird der zu einem MR-Bild zugehörige k-Raum immer nur dann mit MR-Signalen gefüllt, wenn ein bestimmter Bewegungsabschnitt der zyklischen Bewegung auftritt. Beispielsweise kann eine segmentierte Gradientenechosequenz für die MR-Bildgebung verwendet werden.
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Bezug nehmend auf 3 bedeutet dies beispielsweise, dass der Bewegungsabschnitt in mehrere Zeitabschnitte eingeteilt wird, im dargestellten Fall von 3 wurde die Atembewegung in sechs verschiedene Teilabschnitte eingeteilt. Die segmentierte Aufnahmetechnik kann nun derart verwendet werden, dass beispielsweise sechs verschiedene MR-Aufnahmen 31–36 aufgenommen werden, wobei jede MR-Aufnahme nur Signale aus einem bestimmten Zeitabschnitt der Bewegung berücksichtigt. Im dargestellten Fall werden beispielsweise zur Erstellung des MR-Bildes 32 nur MR-Signale detektiert und berücksichtigt, wenn sich der Untersuchungsbereich im zweiten Zeitabschnitt befindet, und das MR-Bild 36 nur, wenn sich der Untersuchungsbereich im Zeitabschnitt 6 befindet. Damit ist es möglich, die Bewegung des Untersuchungsbereichs relativ zu einer Referenzposition zu bestimmen. Als Referenzposition kann beispielsweise die Position des Untersuchungsbereichs bzw. der darin enthaltenen Organe am Ende des Ausatmungszyklus sein, d.h. beispielsweise der Zeitabschnitt 1 im Ausführungsbeispiel von 3. Für die einzelnen MR-Bilder 32–36 kann die Bewegung relativ zu dieser Referenzposition bestimmt werden. Die Bewegung kann beispielsweise eine Translation, Rotation und/oder Deformation sein. Für jeden der Zeitabschnitte können hieraus Bewegungsabschnittsinformationen 41–46 erzeugt werden. Die Bewegungsabschnittsinformationen enthalten jeweils die Bewegung im zugehörigen Zeitabschnitt relativ zur Referenzposition. Ist beispielsweise der Zeitabschnitt 1 die Referenzposition, so ist die Bewegungsabschnittsinformation 41 Null und die anderen Bewegungsabschnittsinformationen 42–46 beschreiben die Bewegung des Untersuchungsbereichs relativ zur Position des Untersuchungsbereichs, die er während der Zeitspanne 1 innehatte. Bei der Wahl der Referenzposition wird vorzugsweise eine Position verwendet, die gut reproduzierbar ist.
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Ebenso ist es möglich, in den einzelnen Zeitabschnitten, hier den Zeitabschnitten 1–6, die zu den Zeitabschnitten gehörigen PET-Ereignisse zur Erstellung eines Zeitabschnitts-PET-Bildes zu verwenden. Beispielsweise würden für das Zeitabschnitts-PET-Bild 51 nur die PET-Ereignisse berücksichtigt, die während des ersten Aufnahmezeitraums 25 und jeweils im ersten Zeitabschnitt der zyklischen Bewegung aufgetreten sind. Entsprechend werden die Zeitabschnitts-PET-Bilder 52–56 erzeugt. Die vorher berechnete Bewegungsabschnittsinformation 41–46 kann dann auf die jeweiligen Zeitabschnitts-PET-Bilder 51–56 angewendet werden, um jeweils ein korrigiertes Zeitabschnitts-PET-Bild 61–66 zu erzeugen. Die Bewegungsabschnittsinformation kann beispielsweise ein zwei- oder dreidimensionales Vektorfeld sein, das die Bewegung des Untersuchungsobjekts relativ zu einer Referenzposition beschreibt. In dem korrigierten Zeitabschnitts-PET-Bild 61–66 ist dann die relativ zur Referenzposition auftretende Bewegung des zugehörigen Zeitabschnitts berücksichtigt und korrigiert worden. Im oben angeführten Beispiel mit der Referenzposition am Ende des Ausatmungszyklus würde dies bedeuten, dass alle Bilder 61–66 ein PET-Bild des Untersuchungsbereichs zeigen, mit einer Lage des Untersuchungsbereichs wie er im ersten Zeitabschnitt auftritt. Ist beispielsweise der erste Teilabschnitt die Referenzposition, so zeigen die PET-Bilder 62–66 den Untersuchungsbereich in der Position des ersten Zeitabschnitts, da die relativ zum ersten Zeitabschnitt auftretende Bewegung korrigiert wurde. Anschließend ist es möglich, die einzelnen Zeitabschnitts-PET-Bilder aufzusummieren zur Bildung des bewegungskorrigierten PET-Bildes 70.
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Allgemein kann als Basis für das Summenbild, d.h. die Referenzposition, auch das PET-Bild verwendet werden, das bereits die beste Statistik aufweist, d.h. das PET-Bild, das die meisten PET-Ereignisse beinhaltet innerhalb der verschiedenen Zeitabschnitte der zyklischen Bewegung. Bei der Summenbildung zur Erzeugung des bewegungskorrigierten PET-Bildes 70 können die einzelnen Zeitabschnitts-PET-Bilder 61–66 einfach aufsummiert werden. Weiterhin ist es auch möglich, die Summe in Abhängigkeit von der Größe der Bewegungskorrektur zu gewichten. Das heißt, je höher eine Bewegungskorrektur zur Erzeugung der Zeitabschnitts-PET-Bilder war, desto geringer kann die ewichtung im Summenbild sein, um die durch die Bewegungskorrektur auftretenden Ungenauigkeiten zu reduzieren.
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In 4 ist eine weitere Ausführungsform gezeigt. In dieser Ausführungsform ist es nicht notwendig, die zu den jeweiligen Zeitabschnitten zugehörigen Zeitabschnitts-PET-Bilder zu erzeugen. Vielmehr werden die PET-Ereignisse und die bei dem PET-Ereignis errechnete Ortsinformation direkt korrigiert. Im obigen Teil von 4 ist wiederum die zyklische Atembewegung gezeigt, wobei wie in 3 ebenfalls eine Bewegungsabschnittsinformation 41–46 vorliegt, die die Bewegung des Untersuchungsbereichs in dem zugehörigen Zeitabschnitt relativ zu einer Referenzposition beschreibt. Die PET-Ereignisse 81–84, die zufällig verteilt während der Aufnahmezeitspanne 24 auftreten, werden detektiert. Der bei einem PET-Ereignis auftretende β+-Zerfall führt wie bekannt zur Vernichtung des Positrons und des Elektrons, wobei die entstehenden Vernichtungsstrahlen, die beiden γ-Quanten, in diametral entgegengesetzte Richtungen ausgestrahlt werden. Die ursprüngliche Position des β+-Zerfalls liegt auf der sogenannten Line of Response. In 4 sind zwei derartige Linien 91 und 92 dargestellt. In 4 ist für das PET-Ereignis die Linie 91 dargestellt, wobei beispielsweise berechnet wurde, dass der β+-Zerfall an der Position x1 stattgefunden haben muss. Im dargestellten Beispiel ist wiederum der Zeitabschnitt 1 die Referenzposition, sodass die Bewegung relativ zur Referenzposition bestimmt wird. Der im Zeitabschnitt 4 auftretende β+-Zerfall 83 wird jedoch detektiert, wenn sich der Untersuchungsbereich bewegt hat. Aus der zugehörigen Linie 92 wird beispielsweise abgeschätzt, dass der Zerfall wiederum an der Position x1 hätte stattfinden müssen. Aus der Bewegungsabschnittsinformation, die anhand der MR-Bilder bestimmt wurde, weiß man jedoch, dass das Gewebe, das sich im Zeitabschnitt 4 bei der Position x1 befand, sich im Zeitabschnitt 1 eigentlich bei x2 befand. Will man nun die verschiedenen PET-Ereignisse direkt aufsummieren, so kann diese Bewegung derart berücksichtigt werden, dass man aufgrund der MR-Bilder weiß, dass das Gewebe, das für den β+-Zerfall verantwortlich war und das im PET-Ereignis 83 sich widerspiegelt, das gleiche Gewebe ist, das im Referenzzeitabschnitt eigentlich bei der Position x2 liegt, wie es durch den Pfeil symbolisch dargestellt ist. Dies bewirkt, dass bei dem in 4 gezeigten Ausführungsbeispiel die gemessenen PET-Ereignisse entsprechende Bewegungsinformation auf neue Linien (Line of Responses) verteilt werden. Hierzu ist unter anderem ein fraktionelles Rebinning erforderlich, welches ein integrales PET-Ereignis entsprechend des Beitrags auf eine deformierte Linie verteilt, in 4 im dargestellten Beispiel auf die Linie 93.
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Grundsätzlich ist es möglich, die bei einem Multi-Ring-PET-Detektor aufgenommenen 3D-PET-Daten mittels einer 3D-Projektion zu rekonstruieren. Alternativ hierzu können die 3D-Datensätze einem sogenannten Rebinning-Algorithmus unterzogen werden. Das Grundprinzip hierbei ist, den 3D-Datensatz in einen äquivalenten 2D-Datensatz umzurechnen bzw. umzuverteilen. Dieser kann dann mit entsprechend geringerem Zeitaufwand unter Verwendung einer etablierten 2D-Rekonstruktionsmethode, wie beispielsweise der gefilterten Reproduktion, rekonstruiert werden.
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In 5 ist ein Flussdiagramm gezeigt, das die Schritte zur Berechnung eines bewegungskorrigierten PET-Bildes gemäß einer Ausführungsform der Erfindung zeigt. In einem ersten Schritt werden beispielsweise die PET- und MR-Daten detektiert (Schritt S1). Weiterhin ist es möglich, die vorhandenen MR-Bilder nicht nur zur Bewegungskorrektur, sondern auch zur Berechnung einer Schwächungskorrektur zu verwenden. Die an einem bestimmten Ort im Gewebe entstehenden Photonen durchlaufen vor dem Auftritt auf den Detektor Gewebe und Luft, wobei verschiedene Gewebearten durchlaufen werden können. Mithilfe der berechneten MR-Bilder ist es in guter Auflösung möglich, die gewebespezifische Schwächungskorrektur auf dem Weg des Photons zum Detektor zu bestimmen. Dies bedeutet, dass in einem Schritt S2 anhand der MR-Daten eine Schwächungskorrektur berechnet werden kann. Die gleichen MR-Bilder, die in Schritt S2 verwendet werden, können nun zur Berechnung einer Bewegungskorrektur verwendet werden, wie es in den 3 oder 4 im Detail beschrieben wurde. Anschließend ist es dann möglich, in Schritt S4 ein bewegungskorrigiertes PET-Bild mit gutem Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu berechnen.
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Zusammenfassend erlaubt es die Erfindung, ein PET-Bild mit hohem Signal- und Rauschverhältnis zu erzeugen, da im Wesentlichen sämtliche PET-Ereignisse zur Erzeugung des PET-Bildes verwendet werden können und die während des Aufnahmezeitraums entstehende Bewegung berücksichtigt wird. Vorzugsweise werden die erzeugten MR-Bilder ebenfalls zur Bestimmung der Schwächungskorrektur verwendet.
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Eine Möglichkeit, wie aus den gemessenen MR-Bildern eine Translation, Rotation oder Deformation eines Gewebes bestimmt werden kann, ist beispielsweise in Torsten Rohlfing et al. in „Modeling liver motion and deformation during the respiratory cycle using intensity-based free-form registration of gated MR images“, proceedings of SPIE, volume 4319, 2001 beschrieben.
