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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Hybridbildgebungsmodalität zur Erzeugung eines PET- oder SPECT-Bilddatensatzes.
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Die Positronen-Emissions-Tomographie, kurz PET, ist ein bildgebendes Verfahren zur Darstellung der räumlichen Verteilung einer radioaktiven Substanz in einem Untersuchungsobjekt. Als radioaktive Substanz wird ein Positronen emittierendes Radionuklid verwendet. Die emittierten Positronen werden bei Zusammenstoß mit einem Elektron zu zwei sich in gegensätzliche Richtungen entfernende Photonen umgewandelt. Diese werden mit einem Detektorring, der um das Untersuchungsobjekt angeordnet ist, erfasst. Erfolgt die Erfassung in einem vorgegebenen Zeitabschnitt, wird dies als Koinzidenz und damit als Annihilationsereignis bewertet. Die Linie, die die detektierenden Abschnitte des Detektorrings verbindet, wird „line of response“, kurz LOR, genannt. Da die Wegstrecke zwischen Emission des Positrons und Zusammenstoß kurz ist, wird festgelegt, dass sich die Emissionsquelle, also eine Stelle, an der sich Teile des Radionuklids befinden, auf oder nahe einer LOR befindet.
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Dabei lässt ein einzelnes Annihilationsereignis bzw. eine einzige LOR noch keinen Rückschluss auf eine räumliche Verteilung zu. Erst durch Aufzeichnung einer Mehrzahl von Annihilationsereignissen kann aus den einzelnen LOR, ein Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatz errechnet werden. Die LORs können in der zeitlichen Abfolge, in der sie aufgetreten sind, auch graphisch als sogenanntes Sinogramm dargestellt werden. Die genaue Berechnung eines Sinogramms und die Ermittlung eines Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatzes daraus ist beispielsweise in Fahey F.H., Data Acquisition in PET Imaging, J Nucl Med Technol 2002; 30:39-49 beschrieben.
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Im Folgenden wird unter der Aufnahme eines Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatzes die ortsaufgelöste Aufzeichnung von Annihilationsereignissen mit anschließender Errechnung des Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatzes verstanden.
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In Abhängigkeit der Radioaktivität des Radionuklids und der gewünschten Signalintensität variiert die Aufnahmedauer, sie liegt aber bei ungefähr wenigstens einer Minute.
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Bei diesen Aufnahmedauern besteht das Problem, dass sich der Untersuchungsbereich bzw. der untersuchte Patient bewegt. Das Radionuklid, das üblicherweise als Radiopharmakon verpackt ist und verstoffwechselt wurde, als Emissionsquelle wird dabei selbstverständlich mit verschoben, so dass der ermittelte Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatz verschmiert ist. Diese Verschmierung ist dementsprechend ein Bewegungsartefakt.
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Zur Vermeidung der Verschmierung ist es bekannt, parallel zur PET-Messung Anatomie-Bilddatensätze mit einem Magnetresonanzgerät oder einem Computertomographiegerät zu akquirieren. Aus den Bilddatensätzen werden dann Verschiebungsvektoren berechnet, die auf die LORs übertragen werden um die Bewegungsartefakte zu minimieren.
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Dieses Verfahren ist allerdings relativ zeitaufwändig und rechenintensiv, weshalb sich auf diese Art und Weise keine „Echtzeit“-Rekonstruktion eines Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensatzes durchführen lässt. Dies ist aber beispielsweise bei der Durchführung interventioneller Eingriffe wünschenswert.
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Die Ausführungen und Ausgestaltungen gelten analog auch immer für Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT)-Aufnahmen und -Bilddatensätze. Im Unterschied zu PET werden Gammastrahler verwendet, die mit Kollimatoren erfasst werden. Es gibt weitere Unterschiede, die jedoch allesamt im Hinblick auf das erfindungsgemäße Verfahren nicht relevant sind. Im Folgenden wird der Einfachheit halber vor allem auf PET Bezug genommen.
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Aus
DE 10 2005 017 492 A1 geht ein Verfahren zum rechnerischen Kompensieren einer periodischen Bewegung eines Organs hervor. Dabei werden aus dreidimensionalen Computertomographie- oder Magnetresonanzbildern Bewegungsvektoren für jedes Volumenelement gewonnen, um mit diesen Bewegungsvektoren Bewegungsartefakte in PET- oder SPECT-Bilddatensätzen zu minimieren.
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DE 10 2007 009 182 A1 offenbart ein Verfahren zur Selektion von PET-Messsignalen zur Verringerung von Bewegungsartefakten in PET-Bildern. Dabei werden k-Raum-Zeilen von MR-Messungen zur Ermittlung von Phasen einer periodischen Bewegung verwendet und anhand dieser PET-Messsignale berücksichtigt oder verworfen.
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Der vorliegenden Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Hybridbildgebungsmodalität anzugeben, mit der sich Positronen-Emissions-Tomographie-Bilddatensätze oder SPECT-Bilddatensätze mit verringerten Bewegungsartefakten bei verringertem Rechenaufwand berechnen lassen.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß mit einem Verfahren zur Erzeugung eines PET- oder SPECT-Bilddatensatzes gemäß Anspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Erfindungsgemäß werden parallel zur Aufnahme der PET-Messsignale mit einem Positronen-Emissions-Tomographiegerät Anatomie-Bilddatensätze mit einer zweiten Bildgebungsmodalität aufgenommen. Diese müssen im Hinblick auf die PET-Messsignale weder den identischen Untersuchungsbereich abbilden, noch müssen sie identische Auflösungen, Schichtdicken oder Ähnliches aufweisen. Die Anatomie-Bilddatensätze müssen mit den PET-Messsignalen nur in dem abgebildeten Teil des Untersuchungsobjekts überlappen, in dem eine Kombination der jeweiligen Informationen für notwendig erachtet wird.
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Die Anatomie-Bilddatensätze der zweiten Bildgebungsmodalität werden bevorzugt mit identischen Parametern aufgenommen, um aufwändige Postprocessingschritte zu vermeiden. Es ist aber beispielsweise möglich, die Auflösung zu verringern, ohne dass die Auswertung merklich verzögert wird.
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Als zweite Bildgebungsmodalität kommen insbesondere Computertomographiegeräte oder Magnetresonanzgeräte in Betracht, da es bereits Hybridbildgebungsmodalitäten bestehend aus einem Positronen-Emissions-Tomographiegerät und einem Computertomographiegerät oder einem Magnetresonanzgerät gibt und bei diesen Hybridgeräten eine Registrierung der jeweiligen Bilddaten entfällt oder extrem vereinfacht ist.
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Um zu einem beliebigen Messzeitpunkt t` der PET-Messung einen bewegungsartefaktverringerten Positronen-Emissions-Tomographiebilddatensatz zu ermitteln wird ein zu diesem Messzeitpunkt t` aufgenommener Anatomie-Bilddatensatz herangezogen, im Folgenden Anatomie-Referenzbilddatensatz genannt. Danach wird zu wenigstens einem Teil der weiteren parallel zu der PET-Messung aufgenommenen Anatomie-Bilddatensätze die Ähnlichkeit mit dem Anatomie-Referenzbilddatensatz ermittelt. Zur Erstellung des Positronen-Emissions-Tomographiebilddatensatzes werden dann nur diejenigen Messsignale verwendet, bei denen der zugehörige Anatomie-Bilddatensatz ähnlich zum Anatomie-Referenzbilddatensatz ist.
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Der Begriff Ähnlichkeit definiert üblicherweise einen kontinuierlichen bzw. fließenden Wert. In der vorliegenden Anmeldung kann auch mit der Ermittlung der Ähnlichkeit des Anatomie-Bilddatensatzes zum Anatomie-Referenzbilddatensatz gemeint sein, dass ein die Ähnlichkeit beschreibender Wert oder mehrere die Ähnlichkeit beschreibenden Werte über oder unter einem oder mehreren Schwellenwerten liegen. Die Werte über diesem Schwellenwert sind dann kontinuierlich ermittelbar. Der Schwellenwert kann aber auch ein Ausschlusskriterium sein, dann gibt es lediglich zum Anatomie-Referenzbilddatensatz ähnliche und unähnliche Anatomie-Bilddatensätze, eine weitere Differenzierung ist in dieser Ausgestaltung aufgrund der Verwendung als Ausschlusskriterium für PET-Messsignale nicht nötig.
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Dadurch werden alle Messsignale ausgefiltert, bei denen die Bewegung im Vergleich zum Anatomie-Referenzbilddatensatz „zu groß“ ist. Alle anderen sind im Hinblick auf die Ähnlichkeit der Anatomie-Bilddatensätze zum Anatomie-Referenzbilddatensatz gewichtet.
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Alternativ oder zusätzlich zur Gewichtung mittels Ähnlichkeit können die PET- oder SPECT-Messsignale mit einer temporalen Gewichtungsfunktion multipliziert werden. Bei dieser kann es sich um eine Rechteckfunktion oder eine Gaußfunktion handeln. Bei einer additiven Gewichtung werden die PET- oder SPECT-Signale doppelt gefiltert, einmal im Hinblick auf die Ähnlichkeit des korrespondierenden, d.h. zum Messzeitpunkt des Messsignals aufgenommenen, Anatomie-Bilddatensatzes mit dem Anatomie-Referenzbilddatensatz und zweitens zeitlich im Hinblick auf den zeitlichen Abstand zum Anatomie-Referenzbilddatensatz.
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Bei Verwendung einer Rechteckfunktion ist es sinnvoll, diese als erste anzuwenden, da dies gleichbedeutend mit einer Reduzierung der zu berücksichtigenden Anatomie-Bilddatensätze ist.
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Das erfindungsgemäße Verfahren ist im Vergleich zu bekannten Verfahren schneller ausführbar, da die Berechnung von Translations- oder Rotationsvektoren entfällt.
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Besonders vorteilhaft kann das Verfahren bei periodischen Bewegungen, beispielsweise durch den Herz- oder Atemrhythmus verursachten Bewegungen, angewandt werden. Bei periodischen Bewegungen führt das erfindungsgemäße Verfahren dazu, dass nur Messsignale berücksichtigt werden, die bei einer bestimmten Phase des Zyklus bzw. einem Bereich um eine bestimmte Phase aufgenommen wurden. Wie weit der Bereich ausfällt legt unter anderem der Schwellenwert fest. Dadurch ist es beispielsweise möglich, einen PET-Bilddatensatz zum Zeitpunkt der Einatmung und einen zum Zeitpunkt der Ausatmung oder der Systole und der Diastole zu erzeugen.
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Dabei sind grundsätzlich zwei Grundsituationen vorstellbar. Die Aufnahme eines PET-Messsignals dauert ca. einige Mikrosekunden und liegt unter der Aufnahmedauer eines Anatomie-Bilddatensatzes. Dabei ist zu beachten, dass nur die Aufnahme eines PET-Messsignals, nicht aber eines PET-Bilddatensatzes, der aus einer Vielzahl von PET-Messsignalen berechnet wird, so schnell von statten geht.
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Die durchschnittliche Dauer zwischen der Aufnahme zweier PET-Messsignale hängt von der Radioaktivität und der Menge des Radionuklids ab. Dadurch kann es zu folgenden Situationen kommen:
- Während der Aufnahme eines Anatomie-Bilddatensatzes werden ein oder mehrere PET-Messsignale aufgenommen. In diesem Fall werden alle PET-Messsignale, unabhängig davon, ob es eines oder mehrere sind, bei der Rekonstruktion des PET-Bilddatensatzes berücksichtigt, sofern die Ähnlichkeit des Anatomie-Bilddatensatzes zum Anatomie-Referenzbilddatensatz über dem vorgegebenen Schwellenwert liegt.
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Es kann aber auch vorkommen, dass kein PET-Messsignal während der Aufnahme eines Anatomie-Bilddatensatzes auftritt. Dann wird der Anatomie-Bilddatensatz verworfen, da er hinsichtlich der Rekonstruktion des PET-Bilddatensatzes keine Informationen liefert.
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Die Ähnlichkeit zwischen zwei Anatomie-Bilddatensätzen kann auf mehrere Arten ermittelt werden.
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In einer ersten Alternative wird die Ähnlichkeit zwischen zwei Bilddatensätzen mittels einer Mustererkennung ermittelt. Dabei werden bestimmte Merkmale des Anatomie-Bilddatensatzes extrahiert (feature extraction) und mit aus dem Anatomie-Referenzbilddatensatz gewonnenen Merkmalen verglichen. Hier sind auch komplexere Entscheidungsregeln als ein einzelner Schwellenwert möglich, um eine Ähnlichkeit oder Unähnlichkeit zwischen einem Anatomie-Bilddatensatz und dem Anatomie-Referenzbilddatensatz festzulegen.
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In einer zweiten Alternative kann die Ähnlichkeit zwischen zwei Bilddatensätzen mittels einer nicht-rigiden Registrierung ermittelt werden. Dabei können entweder sogenannte landmarks berücksichtigt werden oder das gesamte Bild. Die letztgenannte Alternative ist bevorzugt, da der Rechenaufwand geringer ist, auch wenn die Güte der Registrierung nicht so optimal ist.
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In einer dritten Alternative kann die Ähnlichkeit zwischen zwei Bilddatensätzen mittels eines Subtraktionsbildes ermittelt werden. Bei dieser Ausgestaltung wird ein Anatomie-Bilddatensatz vom Anatomie-Referenzbilddatensatz oder umgekehrt pixelweise abgezogen und vom Referenzbild oder den Absolutwerten des Referenzbildes die Summe ermittelt. Die Absolutwertbildung kann nötig sein, da sich andernfalls negative und positive Differenzwerte gegeneinander aufheben. Unterschreitet die Summe einen vorgegebenen Schwellenwert, so ist eine Ähnlichkeit vorhanden. Die Ähnlichkeit zweier Anatomie-Bilddatensätze ist also umgekehrt proportional zur berechneten Summe.
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In einer vierten Alternative ist es möglich, ein Korrelationsmaß zur Ermittlung der Ähnlichkeit zweier Anatomie-Bilddatensätze heranzuziehen.
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Vorzugsweise kann die Ähnlichkeit lediglich in einem vorgegebenen, insbesondere automatisch vorgegebenen, Bereich der Anatomie-Bilddatensätze ermittelt werden. Gerade bei Anatomie-Bilddatensätzen ist oft ein großer Bereich am Rand nur mit Rauschsignal gefüllt. Dieses liefert bei der Ermittlung von Ähnlichkeiten keinen Beitrag und kann daher außer Acht gelassen werden. Der Bereich, der zur Ermittlung einer Ähnlichkeit herangezogen wird kann beispielsweise durch Maskenbildung im Anatomie-Referenzbilddatensatz oder einem anderen Anatomie-Bilddatensatz gewonnen werden. Dafür wird ein Schwellenwert vorgegeben und alle Bildelemente bzw. Pixel, deren Zahlenwert über dem Schwellenwert liegt, erhalten im Maskenbild den Zahlenwert „1“ oder einen anderen von null verschiedenen Wert. Alle anderen Bildelemente werden mit null belegt.
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Dieser Schwellenwert kann automatisch bestimmt werden beispielsweise aus dem Maximalwert des Anatomie-Bilddatensatzes oder dem Mittelwert aller Bildelemente oder dem Mittelwert aller Bildelemente, die über dem Rauschsignal liegen, oder auch aus dem Rauschsignal selbst. Die Höhe des Rauschsignals kann aus Randbereichen des Anatomie-Bilddatensatzes bestimmt werden.
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Daneben kann die Maske auch ein Rechteck oder ein Kreis oder eine andere geometrische Form wie eine Ellipse sein, die in der Mitte des Bildes liegt. Der Durchmesser oder die Seitenlängen und die genaue Positionierung können fest oder anhand des Untersuchungsprotokolls vorgegeben werden.
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Vorzugsweise kann anhand weiterer Signale, insbesondere eines EKGs, wenigstens eine Periodizität einer periodischen Bewegung ermittelt und bei der Ermittlung der Parameter der temporalen Gewichtungsfunktion berücksichtigt werden. Insbesondere bei parallelen Magnetresonanzaufnahmen beispielsweise des Herzens liegt immer ein EKG an einem Patienten an. Die Signale dieses EKGs können dann auch dazu eingesetzt werden, die Periode bzw. Periodizität des Herzschlags zu ermitteln. Diese Information kann beispielsweise verwendet werden, um die Linienbreite einer gaußförmigen Gewichtungsfunktion oder den Abstand und die Länge mehrerer Rechteckfunktionen als Gewichtungsfunktion optimiert einzustellen.
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Die der vorliegenden Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird auch gelöst mit einer Hybridbildgebungsmodalität. Diese umfasst ein Positronen-Emissions-Tomographiegerät und wenigstens eine zweite Bildgebungsmodalität, insbesondere ein Magnetresonanzgerät und/oder ein Computertomographiegerät, sowie eine Steuerungseinrichtung, die zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorangehenden Ansprüche ausgebildet ist.
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Die Implementierung der vorgenannten Verfahren in der Steuervorrichtung kann dabei als Software oder aber auch als (fest verdrahtete) Hardware erfolgen.
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Die vorteilhaften Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens korrespondieren zu entsprechenden Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Hybridbildgebungsmodalität. Zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen wird somit auf die entsprechenden Verfahrensmerkmale und deren Vorteile verwiesen.
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Weitere Vorteile, Merkmale und Besonderheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung vorteilhafter Ausgestaltungen der Erfindung.
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Dabei zeigen
- 1 eine erfindungsgemäße Hybridbildgebungsmodalität,
- 2 PET-Messsignale und Anatomie-Bilddatensätze in zeitlicher Abfolge,
- 3 ein Sinogramm,
- 4 eine erste Gewichtungsfunktion,
- 5 eine zweite Gewichtungsfunktion,
- 6 eine dritte Gewichtungsfunktion,
- 7 eine vierte Gewichtungsfunktion, und
- 8 ein Ablaufschema des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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1 zeigt eine Hybridbildgebungsmodalität 1 bestehend aus einem Magnetresonanzgerät 2 mit einem darin angeordneten Detektorring 3 und einer Steuereinheit 4. Weitere Komponenten des Magnetresonanzgeräts 2 wie Gradientenspulen, Anregungs- und Detektionsspule, Patiententisch wie auch des Positronen-Emissions-Tomographiegeräts sind der Übersichtlichkeit halber nicht dargestellt.
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Der Detektorring 3 des Positronen-Emissions-Tomographiegeräts ist im homogenen Bereich des Hauptmagnetfelds des Magnetresonanzgeräts 2 angeordnet, so dass gleichzeitige Messungen mit beiden Bildgebungsmodalitäten möglich sind. Die Anregungsspule, auch „body coil“ genannt, kann mit dem Detektorring als Einheit ausgestaltet sein, um den Platz für den Patienten nicht unnötig einzuschränken.
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Durch diesen starren Aufbau ist gleichzeitig eine Registrierung der mit den unterschiedlichen Bildgebungsmodalitäten aufgenommenen Bilder gegeben.
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Das beschriebene Verfahren ist als Software in der Steuereinheit 4 realisiert. Insbesondere kann es nach Positionierung des Patienten und Gabe eines Radiopharmakons „auf Knopfdruck“ durchgeführt werden.
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2 zeigt den zeitlichen Zusammenhang zwischen PET-Messsignalen 5, 6, 7,8, 9, 10, 11, und 12 sowie den Magnetresonanzbilddatensätzen 13, 14, 15, 16, 17, und 18. Diese sind über die Achse 19, die eine Zeitachse ist, dargestellt. Die Dauer der Aufnahme eines Magnetresonanzbilddatensatzes liegt zeitlich selbst bei Verwendung eines extrem schnellen Aufnahmeverfahrens wie TrueFisp im Bereich von einigen 100 Millisekunden. Daher werden während der Aufnahme der Magnetresonanzbilddatensätze 13 und 16 zwei bzw. drei PET-Messsignale 5 und 6 bzw. 8, 9 und 10 erfasst.
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Während der Akquisition der Magnetresonanzbilddatensätze 14, 17 und 18 wird dagegen jeweils nur ein PET-Messsignal 7, 11 bzw. 12 detektiert. Während der Aufnahme des Magnetresonanzbilddatensatzes 15 findet dagegen überhaupt kein Annihilationsereignis statt. Abhängig von der Art der Gewichtung kann der Magnetresonanzbilddatensatz verworfen werden. Findet eine Gewichtung anhand der Ähnlichkeit statt, mit oder ohne zusätzliche temporale Gewichtung, wird der Magnetresonanzbilddatensatz 15 nicht benötigt. Bei einer temporalen Gewichtung ist lediglich sicherzustellen, dass das Entfernen des Magnetresonanzbilddatensatzes zu keiner veränderten zeitlichen Einordnung der verbleibenden Magnetresonanzbilddatensätze 13, 14, 16, 17 und 18 führt.
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Grundsätzlich kann die PET-Messung wie auch die Aufnahme der Magnetresonanzbilddatensätze beliebig lange durchgeführt werden. Die Messungen können automatisch nach einer vorgegebenen Anzahl an Zählereignissen des Positronen-Emissions-Tomographiegeräts abgebrochen werden, bei Überschreiten einer Maximalmessdauer oder in Abhängigkeit des Signal-Rausch-Verhältnisses eines aus gewichteten PET-Messsignalen berechneten Positronen-Emissions-Tomographiebilddatensatzes.
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3 zeigt ein Sinogramm 20 der PET-Messsignale 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11 und 12 sowie weiterer PET-Messsignale. Jedes PET-Messsignal stellt eine Zeile im Sinogramm 20 dar. Die mit fortschreitender Zeit aufgenommenen PET-Messsignale sind von oben nach unten untereinander gereiht. Da im Sinogramm 20 die zeitliche Abfolge der PET-Messsignale gewahrt ist, kann eine temporale Gewichtung auch direkt an einem Sinogramm 20 bzw. der zugrunde liegenden Datenmatrix durchgeführt werden.
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4 zeigt die Anwendung einer Gaußfunktion 21 auf ein Sinogramm 20. Dabei wird die Mitte 22 der Gaußfunktion 21 dem Zeitpunkt t`, zu dem ein PET-Bilddatensatz erstellt werden soll, zugeordnet. Es ist nicht notwendig, dass zu jedem Punkt der Gaußfunktion 21 ein entsprechendes PET-Messsignal oder eine Zeile im Sinogramm 20 vorliegt. Legt man den Zeitpunkt t` auf das letzte PET-Messsignal bzw. die letzte Zeile des Sinogramms 20, so findet sich für die rechte Hälfte der Gaußfunktion 21 kein Gegenpart. Dies ist selbstverständlich kein Problem, die Gaußfunktion kann auf einen entsprechenden Zeitbereich beschränkt werden. Die Stärke der Gewichtung ist mittels der Achse 23 gegeben.
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Im entsprechenden gewichteten Sinogramm 24 sind die Teile, die mit einer geringen Gewichtung aus den Randbereichen der Gaußfunktion 21 gewichtet sind, gestrichelt dargestellt. Aus diesem Sinogramm 24 kann anschließend ein Bewegungsartefaktreduzierter PET-Bilddatensatz berechnet werden. Selbstverständlich ist die Berechnung nicht von einer Darstellung der PET-Messsignale als Sinogramm abhängig.
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5 zeigt eine Gewichtungsfunktion 25, die aus Ähnlichkeiten zwischen Anatomie-Bilddatensätzen gewonnen wurde. Um den Zeitpunkt 26, der den Referenzzeitpunkt t` darstellt, herum finden sich die ähnlichsten Anatomie-Bilddatensätze, weshalb im zentralen Bereich 27 der Gewichtungsfunktion 25 die höchsten Funktionswerte liegen. Die Achse 23 gibt wiederum die Stärke der Gewichtung an.
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Zu vom zentralen Bereich 27 etwas entfernten Seitenbereichen 28 und 29 finden sich ebenfalls noch Anatomie-Bilddatensätze mit einer genügenden Ähnlichkeit, d.h. einer Ähnlichkeit über einem oder mehreren Schwellenwerten. Da die Ähnlichkeit der zu den Seitenbereichen gehörigen Anatomie-Bilddatensätze zum Anatomie-Referenzbilddatensatz geringer ist als im zentralen Bereich 27 ist der Funktionswert jeweils entsprechend niedriger.
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6 zeigt eine alternative Gewichtungsfunktion 30. Die Ähnlichkeiten der Anatomie-Bilddatensätze zu einem Anatomie-Referenzbilddatensatz sind im zentralen Bereich 31 höher als im Seitenarm 32. Der Zeitpunkt 33 entspricht dem gewählten Zeitpunkt t`, für den der PET-Bilddatensatz berechnet werden soll.
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Zum Zeitpunkt 34 hat sich das Untersuchungsobjekt unwillkürlich und nichtperiodisch bewegt, weshalb die für den Zeitraum danach ermittelten Ähnlichkeiten alle unterhalb des oder der Schwellwerte bewegen und daher die entsprechenden PET-Messsignale ausgeschlossen werden.
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7 zeigt die Anwendung einer Rechteckfunktion für periodische Bewegungen. Dabei werden anhand der Ähnlichkeiten einer Anzahl von Anatomie-Bilddatensätzen Bewegungsperiodizitäten beispielsweise der Atmung und des Herzschlags eines Untersuchungsobjektes festgestellt. Ausgehend von einem vorgebbaren Zeitpunkt 35 können dann anhand der Periodizitäten Rechteckfenster 36, 37 und 38 angegeben werden, aus denen PET-Messsignale berücksichtigt werden.
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Zusätzlich kann auf diese PET-Messsignale noch eine weitere temporale Gewichtung in Form einer Gaußfunktion multipliziert werden, wie es bereits zu 4 ausgeführt wurde.
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8 zeigt ein Ablaufschema zur Erstellung eines PET-Bilddatensatzes. In Schritt S1 wird ein Patient in die Hybridbildgebungsmodalität 1 verbracht und es werden alle notwendigen messvorbereitenden Schritte wie Shimmen des Magnetfelds eines Kernspintomographen vorgenommen. Im zweiten Schritt werden gleichzeitig die Messdatenaufnahme mittels des Positronen-Emissions-Tomographiegeräts wie auch des Magnetresonanzgeräts gestartet, wobei jeweils der Zeitpunkt der Aufnahme eines PET-Messsignals wie auch eines Magnetresonanzbilddatensatzes gespeichert werden.
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In Schritt S3 werden die mit dem Magnetresonanzgerät aufgenommenen Rohdaten zu Bilddatensätzen prozessiert, um auf diesen eine Ähnlichkeitsberechnung durchführen zu können.
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Im folgenden Schritt S4 ist durch einen Benutzer oder automatisch ein Zeitpunkt t` vorzugeben, zu dem ein PET-Bilddatensatz ermittelt werden soll.
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Ausgehend vom Zeitpunkt t` ist der Anatomie-Referenzbilddatensatz festgelegt und für diesen werden die Ähnlichkeiten mit den anderen Anatomie-Bilddatensätzen ermittelt (Schritt S5). Dabei kann folgendes Verfahren zur Optimierung der Rechenleistung angewandt werden:
- Ausgehend vom Anatomie-Referenzbilddatensatz werden die zeitlich am nähesten gelegenen Anatomie-Bilddatensätze zuerst herangezogen. Sinkt die Ähnlichkeit der Anatomie-Bilddatensätze zum Anatomie-Referenzbilddatensatz mit zunehmendem Zeitabstand immer mehr und insbesondere unter einen Abbruchschwellenwert, so wird die Ermittlung der Ähnlichkeiten abgebrochen und die Ähnlichkeitswerte werden auf null gesetzt. Dieses Abbruchverfahren kann bei allen Ausgestaltungen verwendet werden.
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In Schritt S6 werden die PET-Messsignale zusätzlich mit einer Gaußfunktion gewichtet.
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Im letzten Schritt S7 wird aus den doppelt gewichteten PET-Messsignalen ein PET-Bilddatensatz ermittelt. Dieser ist aufgrund der Gewichtungen Bewegungsartefakt-minimiert.
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Es versteht sich außerdem von selbst, dass unter Bezug auf einzelne Ausgestaltungen beschriebene Merkmale auch bei anderen Ausgestaltungen bzw. Ausführungsformen realisiert werden können, außer wenn dies ausdrücklich anders beschrieben ist oder sich aus technischen Gründen von selbst verbietet.
