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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bewegungskorrektur von Emissionscomputertomographiedaten in einem Kombinationsgerät zur Magnetresonanztomographie und Emissionscomputertomographie.
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Emissionscomputertomographiemessungen, insbesondere die Positronenemissionstomographie (PET), sind wertvolle Verfahren, um insbesondere Informationen über metabolische, pharmakologische oder molekulare Prozesse zu erhalten. Da bei einem Emissionscomputertomographieverfahren hohe Strahlendosen vermieden werden sollen, sind einer maximalen zu verwendenden Strahlendosis enge Grenzen gesetzt. Daher erfordern Messungen mit Emissionscomputertomographieverfahren regelmäßig Messzeiten im Bereich von Minuten. Werden nun bewegte Objekte untersucht, wobei insbesondere bei der Untersuchung von Lebewesen eine Bewegung der inneren Organe nicht vermeidbar ist, können dadurch nur unscharfe Messungen erreicht werden.
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Eine bekannte Abhilfe hierfür ist die Korrektur der Bewegungen. So ist es beispielsweise möglich, Bewegungsdaten aus PET-Daten zu schätzen, in denen beispielsweise der Schwerpunkt des strahlenden Bereichs verfolgt wird. Alternativ hierzu werden Gating-Verfahren verwendet, das heißt Verfahren, in denen nur Detektionsereignisse einer bestimmten Bewegungsphase genutzt werden. Gating ist beispielsweise durch die Aufnahme eines Elektrokardiogramms während der Emissionscomputertomographiemessung und Sortierung der Daten anhand des Herzzyklus möglich. Neben der Nutzung von Daten nur einer Phase ist auch die Nutzung von Daten mehrerer Phasen durch eine Bewegungskorrektur möglich. Hier ist allerdings zu beachten, dass eine Bewegungskorrektur allein aus Emissionstomographiedaten durch das rauschbehaftete Signal erschwert wird.
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Es sind auch Verfahren bekannt, in denen Emissionstomographiedaten durch Computertomographiedaten aus einem durchstrahlenden Verfahren korrigiert werden. Dies bietet den Vorteil, dass gleichzeitig mit relativ kontrastreichen Bildern aus dem Computertomographen, die zur Bewegungskorrektur genutzt werden können, auch Informationen über die Dämpfung der Strahlung durch das Gewebe ermittelt werden können. Soll jedoch eine periodische oder pseudoperiodische Bewegung eines inneren Organs korrigiert werden, so müssen für jeden Bewegungszyklus mehrere Aufnahmen angefertigt werden. Dies führt zu einer deutlichen Erhöhung der Strahlenbelastung.
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Aus C. Tsoumpas et al., Phys. Med. Biol. 56 (2011) 6597–6613, ist bekannt, dass bei Nutzung von kombinierten PET-MR-Daten auch eine Bewegungskorrektur der PET-Daten durch die Magnetresonanzdaten möglich ist. Während die Druckschrift ausschließlich mit simulierten PET-Daten arbeitet, zeigt sie, dass eine Bewegungskorrektur von Emissionscomputertomographiedaten durch Magnetresonanzdaten zumindest möglich ist. In diesem Fall wird durch eine Optimierung des Messprotokolls und Anpassungen in der Auflösung die MR-Messzeit zwar verkürzt, dennoch wird nur eine Zeitauflösung von 0,7 Sekunden erreicht. Sollen schnellere Bewegungen, wie beispielsweise eine Herzbewegung aufgrund des Pulses korrigiert werden, so ist diese Zeitauflösung nicht ausreichend. Um eine Bewegung überhaupt zuverlässig abbilden zu können, sollten mehr als zwei Bilder pro Bewegungszyklus aufgenommen werden. Um eine genauere Form der Bewegung oder Asymmetrien der Bewegung zu erkennen, sind noch höhere Zeitauflösungen erforderlich. Ein reines Reduzieren der Messauflösung kann die Messzeit zwar verringern, dabei nimmt jedoch die Ortsauflösung ab.
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Der Erfindung liegt damit die Aufgabe zugrunde, ein demgegenüber verbessertes Verfahren zur Bewegungskorrektur anzugeben.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren zur Bewegungskorrektur der oben genannten Art gelöst, das die folgenden Schritte umfasst:
- – Einbringen des Untersuchungsobjekts in einen Untersuchungsbereich des Kombinationsgeräts,
- – Aufnahme von Emissionscomputertomographiedaten über einen Messzeitraum und Speichern von Detektionsereignissen und diesen zugeordneten Detektionszeitpunkten,
- – Messung von Magnetresonanzdaten wenigstens zweier Teilbereiche des Untersuchungsbereichs zu je mindestens zwei Zeitpunkten während des Aufnahmezeitraums der Emissionscomputertomographiedaten und Speicherung der Magnetresonanzdaten und der Aufnahmezeitpunkte,
- – Ermittlung wenigstens einer Bewegungsinformation, die
- – eine Bewegung eines Bereichs des Untersuchungsobjekts zu einem ersten Zeitpunkt relativ zur Position zu einem zweiten Zeitpunkt beschreibt aus den zum ersten Zeitpunkt und den zum zweiten Zeitpunkt aufgenommenen Magnetresonanzdaten, für jeden Teilbereich,
- – Ermittlung eines Bewegungsmodells, das die Bewegung des Untersuchungsobjekts beschreibt, für das gesamte Untersuchungsobjekt aus den Bewegungsinformationen der Teilbereiche,
- – Berechnung der bewegungskorrigierten Emissionstomographiedaten aus den Detektionsereignissen, den Detektionszeitpunkten und dem Bewegungsmodell.
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Der Erfindung liegt die Idee zugrunde, dass es für eine präzise Bewegungskorrektur nicht notwendig ist, die Bewegung im gesamten Raum zu erfassen, sondern dass es ausreicht, die Bewegungen an einigen ausgewählten Positionen zu bestimmen. Bewegungen des Gewebes an Zwischenpositionen können anschließend mit Hilfe eines Modells, das beispielsweise aus den Daten einer hochauflösenden Magnetresonanztomographieaufnahme des gesamten Untersuchungsbereichs und/oder einer Vielzahl zuvor aufgenommener Bilder vergleichbarer Untersuchungsobjekte ermittelt werden kann, berechnet werden. Gegenüber einer generellen Reduzierung der Auflösung bietet dieser Ansatz den Vorteil, dass in den besonders bewegungsrelevanten Bereichen eine Bildgebung mit hoher zeitlicher Auflösung erfolgen kann, während wenig relevante Bereiche überhaupt nicht abgebildet werden. Dadurch kann insgesamt in sehr kurzen Zeiten ein Datensatz gemessen werden, der hochaufgelöste Bewegungsinformationen über ein Untersuchungsobjekt gibt. So kann beispielsweise mit einer hohen Wiederholungsfrequenz ausschließlich der Bildbereich, in dem das Herz liegt, abgebildet werden und mit einer etwas niedrigeren Wiederholrate ein Bildbereich, der Informationen über eine Zwerchfellbewegung gibt, abgebildet werden.
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Es werden also zwei oder mehrere kleinere Bereiche, möglicherweise mit unterschiedlicher Wiederholrate, abgebildet. Aus den Abbildungen dieser Bereiche lassen sich Bewegungsinformationen gewinnen, die auf ein im Speicher einer Auswertungseinrichtung vorliegendes Modell übertragen werden können. Mit Hilfe dieses Modells kann in guter Annäherung die Gesamtbewegung des Gewebes, auch in Bereichen, die nicht durch die MR-Daten aufgenommen sind, bestimmt werden. Es wird also aus einer Vielzahl von Bewegungsinformationen, die jeweils aus einem Bereich ermittelt werden, und einem zuvor festgelegten Bewegungsmodell eine Gesamtbewegung bestimmt. Damit ist eine Berechnung einer zeitlich und örtlich hochaufgelösten Bewegung möglich.
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Das durch die ermittelten Bewegungsinformationen parametrisierte Bewegungsmodell tritt also an die Stelle des 4D-Datensatzes aus der Druckschrift von Tsoumpas et al. Das Bewegungsmodell stellt also Bewegungsdaten für jeden mit dem PET-Scanner aufgenommenen Punkt im dreidimensionalen Raum dar. Aus den Bewegungsinformationen für jeden Punkt im dreidimensionalen Raum und den Detektionszeitpunkten der Detektionsereignisse können bewegungskorrigierte PET-Daten berechnet werden. Im einfachsten Fall kann dies durch schlichtes Gating, also das Auswählen von Daten, die zur gleichen Bewegungsphase gehören, erfolgen. Solange sich die Gesamtbewegung zyklisch wiederholt, ist also eine Errechnung eines Gesamtbildes aus einem Untersatz der PET-Daten möglich. Schon in diesem einfachen Fall hat jedoch das Gating per MR-Daten Vorteile gegenüber einem Gating durch externe Triggerung oder einem Gating ausschließlich aus den PET-Daten. Das Gating ist beim erfindungsgemäßen Verfahren ausschließlich abhängig von einer tatsächlichen Bewegung, es wird also direkt ein Bewegungsverlauf gemessen und dieser nicht aus weiteren Daten abgeleitet. Gegenüber einem Gating aus PET-Daten oder durch Daten weiterer Messeinrichtungen, wie beispielsweise eines Atemgürtels, wird eine größere Verlässlichkeit und Genauigkeit erreicht.
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Um einen besseren Kontrast zu erreichen, wird als einfachstes Verfahren der bewegungskorrigierten PET-Datenrekonstruktion üblicherweise ein Reconstruct-Transform-Average (RTA)-Ansatz verfolgt. Üblicherweise wird durch ein externes, oder aus den PET-Daten ermitteltes, Gatesignal ein Bewegungszyklus in mehrere Phasen unterteilt. Für jede dieser Phasen wird zunächst getrennt ein Rekonstruktionsbild berechnet. In den üblichen Verfahren wird dann aus PET-Daten eine Transformation zwischen den einzelnen Phasen berechnet. Anschließend werden alle Phasen so transformiert, dass sie einer gemeinsamen Bewegungsphase entsprechen und das Gesamtbild wird durch Mittelung der verschiedenen bewegungskorrigierten Phasen berechnet. Problematisch ist hier jedoch die große Störanfälligkeit der PET-Daten sowie der häufig geringe Kontrast. Damit wird die zuverlässige Berechnung einer Transformation erschwert. Hier hat das erfindungsgemäße Verfahren wesentliche Vorteile, da zur Berechnung der Rücktransformation die MR-Daten, bzw. das aus diesen berechnete Bewegungsmodell genutzt wird. Es stehen also zur Transformationsberechnung zwischen den PET-Daten verschiedener Bewegungsphasen hochaufgelöste und rauscharme Daten zur Verfügung. Damit kann die Qualität der Rekonstruktion verbesserte und Artefakte vermieden werden.
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Alternativ wird bei der Motion-Compensated Image Reconstruction (MCIR) die Bewegungskompensation in die Bildrekonstruktion integriert. Auch hier hat das Vorliegen eines Gesamtbewegungsmodells, das für jeden Punkt im dreidimensionalen Raum eine Bewegung des Gewebes angibt, große Vorteile. Werden Bewegungsdaten ausschließlich aus PET-Daten ermittelt, so sind Gewebebereiche, die kein Kontrastmittel aufgenommen haben, nicht zu erkennen. Damit kann die Bewegung dieser Gewebeteile auch nicht genutzt werden, um Bewegungsfelder zu errechnen. MR-Daten bilden insbesondere den Wassergehalt im Damit kann hier das gesamte Gewebe kontrastreich abgebildet werden. Es stehen also bessere Ausgangsdaten zur Verfügung, um Bewegungsfelder für die einzelnen Raumpunkte zu berechnen.
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Die Nutzung der Bewegungsfelder zur Rekonstruktion soll hier am simplen Beispiel der Rückprojektion erläutert werden. Ähnlich können die Bewegungsdaten auch in iterativen Rekonstruktionsverfahren genutzt werden. Diese Verfahren sind im Stand der Technik bekannt und sollen hier nicht näher erläutert werden. Zum Verständnis des Prinzips der Rekonstruktion ist jedoch die Erläuterung am Beispiel der Rückprojektion ausreichend. Bei PET-Daten kann eine Linie, auf der die Zerstrahlung eines Positrons und eines Elektrons in zwei Protonen erfolgt, eindeutig bestimmt werden. Bei der Rückprojektion wird somit der Wert aller Voxel, also dreidimensionalen Pixel, die auf dieser Linie liegen, um einen gewissen Betrag erhöht. Durch die Überlagerung aller gemessenen Zerfallsereignisse entsteht ein Bild. Die Bildqualität kann noch durch Filterung verbessert werden. Nachdem nun aus dem Bewegungsmodell für jeden Punkt im Raum eine relative Bewegung zu einer Ausgangsposition bekannt ist, können nun die Werte der Punkte die gemäß dem Bewegungsmuster gegenüber der geraden Koinzidenzlinie verschoben sind, erhöht werden. Damit wird insgesamt ein bewegungskorrigiertes Bild errechnet.
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Es ist beim erfindungsgemäßen Verfahren besonders vorteilhaft, wenn für wenigstens einen der Teilbereiche die Magnetresonanzdaten ein- oder zweidimensional aufgenommen werden. Im einfachsten Fall werden bei MR-Tomographieaufnahmen Daten derart aufgenommen, dass eine Ebene des Abbildungsbereichs angeregt wird, durch ein Gradientenfeld eine Phasenverschiebung in eine weitere Richtung erzeugt wird und in eine dritte Richtung ein Magnetfeldgradient überlagert wird, der beim Aufnehmen die Frequenzen der Kernspins gegeneinander verschiebt. Um also einen dreidimensionalen Bereich abzubilden, sind in diesem Fall so viele Aufnahmen erforderlich wie das Produkt der Punktzahlen in zwei Richtungen des Bildes.
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Um beispielsweise eine zweidimensionale Ebene aufzunehmen, kann nur in einer Ebene angeregt werden. Die weiteren Anregungen der benachbarten Ebenen, um ein dreidimensionales Bild zu erhalten, sind nicht notwendig. Alleine damit kann die Aufnahmegeschwindigkeit um mehrere Größenordnungen erhöht werden. Zweidimensionale Messungen mit dem MR-Tomographen sind, abhängig von dem Messprotokoll, typischerweise in ca. 10 ms möglich.
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Für gewisse Bereiche kann auch eine Anregung mit einem 2D Hochfrequenzpuls erfolgen. In diesem Fall werden nur Kernspins entlang einer Gerade angeregt. Es ist also keine weitere Phasenkodierung notwendig, es muss ausschließlich ein Gradientenfeld in die Richtung der Gerade überlagert werden, um entlang dieser Gerade eine Verschiebung der Resonanzfrequenz zu erreichen. Somit ist ausschließlich ein Hochfrequenzpuls und das Auslesen, während ein Gradientenfeld in einer Richtung anliegt, notwendig. Eine solche Messung kann in ca. einer ms erfolgen.
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Damit können sehr schnell Bewegungsinformationen aufgenommen werden, wenn durch ein interessierendes Objekt beispielsweise zwei oder drei senkrecht zueinander stehende Ebenen gelegt werden und für jede dieser Ebenen eine MR-Messung erfolgt. Soll eine noch schnellere Datenaufnahme erfolgen, kann es teils auch vorteilhaft sein, ausschließlich Schnittgeraden durch Objekte zu messen. So können beispielsweise im interessierenden Bereich neun Schnittebenen und zehn Schnittgeraden gemessen werden und die Messung kann weiterhin schneller als 100 ms sein, wodurch immer noch eine Auflösung des Herzschlags in mehrere Phasen möglich ist.
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Zur Aufnahme eines eindimensionalen Magnetresonanzdatensatzes kann ein zweidimensionaler Hochfrequenzpuls genutzt werden.
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In vielen Fällen setzt sich die Gesamtbewegung innerhalb eines Untersuchungsobjekts aus mehreren Bewegungen zusammen, die auf verschiedenen Zeitskalen ablaufen. Um eine optimale Messung der Bewegungen zu erreichen ist es daher vorteilhaft, wenn sich das Zeitintervall zwischen zwei Aufnahmen von Magnetresonanzdaten des ersten Teilbereichs von dem Zeitintervall zwischen zwei Aufnahmen von Magnetresonanzdaten mindestens eines zweiten der Teilbereiche unterscheidet. So können beispielsweise Bewegungen in einem Bereich, in dem sehr schnelle Bewegungen erwartet werden, durch die Messung einiger weniger Messgeraden in diesem Bereich ermittelt werden. Damit ist eine Ermittlung der Bewegungsinformationen in wenigen ms möglich. Für Bereiche, die sich langsam bewegen, sind hingegen zweidimensionale oder gar dreidimensionale Aufnahmen in einem beschränkten Bereich möglich. Erfolgt die Aufnahme für verschiedene Bereiche hintereinander, so kann es vorteilhaft sein, das Messprotokoll für Messungen an Bereichen, die in größerem zeitlichem Abstand erfolgen, durch schnellere Messungen für andere Bereiche zu unterbrechen. Es ist selbstverständlich auch möglich, den gesamten Untersuchungsbereich als einen der Bereiche festzulegen. In diesem Fall kann mit einer niedrigen Abtastrate, das heißt im Abstand von mehreren Sekunden, ein MR-Datensatz aufgenommen werden, der genutzt werden kann, um beispielsweise die Bewegung des gesamten Körpers zu korrigieren. Gleichzeitig können mit einem Messintervall von einigen wenigen oder einigen wenigen zehn ms Bereiche gemessen werden, in denen eine sehr schnelle Bewegung erwartet wird.
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Ergänzend oder alternativ ist es auch möglich, dass die Auflösungen der Magnetresonanzmessungen in mindestens zwei der Teilbereiche unterschiedlich sind. Häufig ist in einigen der aufgenommenen Bereiche zur Voraussage der Gesamtbewegung in einem Bewegungsmodell eine hohe Auflösung der Messung erforderlich, in anderen Bereichen ist es jedoch ausreichend, niedrigere Auflösungen zu nutzen, um Informationen über die Bewegung zu gewinnen. Dadurch, dass die einzelnen Bereiche unabhängig voneinander aufgenommen werden, können in diesem Fall für verschiedene Bereiche unterschiedliche Auflösungen genutzt werden. Zudem ist es auch möglich, die Auflösungen in unterschiedliche Raumrichtungen unabhängig voneinander anzupassen. So kann beispielsweise in einem Bereich hochauflösend in eine erste Richtung und niedrig aufgelöst in eine zweite Richtung gemessen werden, während in einem weiteren Bereich in die erste Richtung niedrig aufgelöst wird und in die beiden anderen Raumrichtungen höher aufgelöst gemessen wird. Durch die unabhängige Messung von MR-Daten in mehreren Messbereichen ist also für jeden Messbereich einzeln eine Abwägung zwischen räumlicher und zeitlicher Auflösung möglich.
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Er ist möglich, dass die Magnetresonanzmessungen von mindestens zwei der Teilbereiche zu unterschiedlichen Zeitpunkten erfolgen. In diesem Fall erfolgt jede der Messungen vollständig unabhängig, das heißt die Messungen werden so durchgeführt, als ob es sich um einzelne Messungen handeln würde. Alternativ kann zumindest die Anregung von mindestens zwei Teilvolumina zur Magnetresonanzmessung gleichzeitig erfolgen.
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In dem Fall, dass die Anregung der mindestens zwei Teilvolumen gleichzeitig erfolgt ist es möglich, dass eine gleichzeitige Magnetresonanzmessung für mindestens zwei Teilbereiche durch Nutzung mindestens zweier Lokalspulen erfolgt. Sollen zwei beabstandete Bereiche eines Untersuchungsobjekts aufgenommen werden, ist es somit möglich, gleichzeitig Messwerte aus zwei Bereichen aufzunehmen. In diesem Fall koppelt der näher an der Lokalspule gelegene Bereich deutlich stärker in die Lokalspule ein als der entfernter gelegene. Damit können Teile der Messungen parallelisiert werden.
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Zudem können gleichzeitige Magnetresonanzmessungen für mindestens zwei Teilbereiche durch Überlagerung eines zweiten Auslesegradienten erfolgen. Bei einer Überlagerung von zwei Auslesegradienten kommt es zunächst zu einer Summenbildung der magnetischen Felder. Damit erfolgt zunächst nur eine Drehung des Messbereichs. Nun ist es aber beispielsweise möglich, in eine Raumrichtung ein relativ schwaches Feld anzulegen, das ausschließlich dazu dient, die Resonanzen leicht gegeneinander zu verstimmen und somit eine Unterscheidung der Positionen entlang dieser Raumrichtung zu ermöglichen. In die andere Raumrichtung kann ein starkes Feld angelegt werden. Aufgrund der endlichen Ausdehnung des Messbereichs führt das schwache Feld nur zu einer Aufspaltung der Frequenzen innerhalb eines relativ schmalen Frequenzbandes. Sind die beiden Messbereiche ausreichend weit voneinander beabstandet und ist das zweite angelegte Feld stark genug führt dies dazu, dass die Frequenzaufspaltung der Resonanzfrequenzen der Kernspins zwischen den Bereichen so groß ist, dass die ausgelesenen Bänder für die Bereiche dennoch zu unterscheiden sind und nicht miteinander überlappen.
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Um eine Auflösung von schnellen Bewegungen einzelner Teile des Untersuchungsobjekts zu erlauben ist es vorteilhaft, wenn das Zeitintervall zwischen zwei Messungen zumindest eines Teilbereichs zwischen 1 bis 100 ms, insbesondere zwischen 1–40 ms ist. Im Bereich von 1 ms oder auch etwas darunter sind eindimensionale Messungen von Bereichen möglich. Messungen eines zweidimensionalen Bereichs sind in ca. 10 ms möglich. Werden die Messungen hintereinander ausgeführt, so ist zur Berechnung des kürzestmöglichen Zeitintervalls zu berücksichtigen, dass zumindest Teile weiterer Messungen in diesem Zeitintervall erfolgen sollen. Häufig ist jedoch nur für eine kleine Zahl von Messbereichen, bei denen es ausreichend ist, ein- oder zweidimensional zu messen, eine hochfrequente Messung notwendig. Andere Messbereiche können so gemessen werden, dass die Messung dieser langsamer zu messenden Bereiche mehrfach von schnellen Messungen der hochfrequent zu messenden Bereiche unterbrochen wird.
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Es ist besonders vorteilhaft, wenn die Emissionscomputertomographie eine PET-Tomographie ist. PET-Tomographie hat, insbesondere aufgrund der Tatsache, dass ein Messereignis durch eine Koinzidenz validiert werden kann und dass durch die beiden Koinzidenzen eine klare Linie angegeben ist, auf der das auslösende Ereignis zu verorten ist, viele Vorteile.
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Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt eine zeitlich besonders hochaufgelöste Bewegungskorrektur von Emissionstomographiedaten. Daher ist es insbesondere für schnelle Bewegungen in einem Untersuchungsobjekt sehr gut einzusetzen, insbesondere für die Korrektur der Bewegung des Herzens durch die Herzkontraktion.
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Die vorliegende Erfindung betrifft zudem eine kombinierte Emissionstomographie- und Magnetresonanztomographieeinrichtung, dadurch gekennzeichnet, dass diese zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorangehenden Ansprüche ausgebildet ist.
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Die weiteren Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den folgenden Ausführungsbeispielen und Zeichnungen. Dabei zeigen:
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1 ein schematisches Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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2 eine schematische Darstellung der Messbereiche zur Bewegungskorrektur von PET-Daten des Herzens,
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3 eine schematische Darstellung einer alternativen Anordnung der MR-Messbereiche zur Bewegungskorrektur eines Herzens,
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4 eine schematische Darstellung einer dritten möglichen Anordnung der MR-Messbereiche zur Durchführung einer Bewegungskorrektur der Bewegung eines Herzens,
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5 ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen kombinierten Emissionstomographie- und Magnetresonanztomographieeinrichtung, und
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6 eine schematische Darstellung einer vierten möglichen Anordnung der MR-Messbereiche zur Durchführung einer Bewegungskorrektur der Bewegung eines Herzens.
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1 zeigt schematisch einen Ablauf eines Verfahrens zur Bewegungskorrektur von Emissionscomputertomographiedaten in einem Kombinationsgerät zur Magnetresonanztomographie und Emissionscomputertomographie. Nach dem Beginn des Verfahrens S1 wird das Untersuchungsobjekt im Schritt S2 in einen Untersuchungsbereich des Kombinationsgeräts eingebracht. Hierbei ist es möglich, dass insbesondere im Emissionscomputertomographen nur Teile des Untersuchungsobjekts abgebildet werden können. In diesem Fall wird ein erster Bereich des Untersuchungsobjekts in den Untersuchungsbereich eingebracht und anschließend über eine automatische Verfahreinrichtung das Untersuchungsobjekt stückweise durch den Untersuchungsbereich verschoben.
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Nach dem Einbringen des Untersuchungsobjekts in den Untersuchungsbereich wird im Schritt S3 eine Emissionscomputertomographie des Untersuchungsobjekts aufgenommen. Bei der Emissionscomputertomographie werden Zerfallsereignisse eines Kontrastmittels im Untersuchungsobjekt registriert und mit ihrem Detektionsort und Detektionszeitpunkt gespeichert. Die Aufnahme einer Emissionstomographie dauert normalerweise mehrere Minuten. Daher kommt es, falls sich Teile des Untersuchungsobjekts bewegen, zu einer Bewegungsverschmierung der Aufnahme. Diese soll hier verhindern bzw. korrigiert werden.
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Um dies zu erreichen, werden in diesem Verfahren mindestens vier Magnetresonanztomographiemessungen durchgeführt. Die Magnetresonanztomographiemessungen erfolgen an mindestens zwei verschiedenen Bereichen. Es wird also für einen ersten Bereich in einem ersten Schritt S4 ein erster Magnetresonanztomographiedatensatz aufgenommen und in einem zeitlich beabstandeten Schritt S5 ein zweiter Magnetresonanztomographiedatensatz des gleichen Bereichs. Mit dem gepunkteten Bereich im Diagramm S6 ist gezeigt, dass neben den beiden Aufnahmen in Schritten S4 und S5 noch weitere Magnetresonanzaufnahmen des gleichen Bereichs durchgeführt werden können. Für einen zweiten Bereich wird in Schritt S7 ebenfalls eine erste und in Schritt S8 eine zweite Magnetresonanztomographie aufgenommen. Auch hier können wie mit dem gepunkteten Bereich S9 angedeutet mehrere weitere zeitlich beabstandete Messungen durchgeführt werden. Sogleich können wie mit dem gepunkteten Bereich S13 angedeutet weitere Untersuchungen an weiteren Bereichen parallel durchgeführt werden.
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Hierbei ist zu beachten, dass die aufgenommenen Bereiche beliebig unterschiedlich aufgenommen werden können. So kann beispielsweise in S4 und S5 eine hochaufgelöste dreidimensionale Magnetresonanztomographie aufgenommen werden, wobei jede Messung 30 Sekunden dauert, während der in S7 und S8 aufgenommene Bereich eindimensional aufgenommen wird und innerhalb einer ms aufgenommen wird. Es können aber auch gleichartige Bereiche aufgenommen werden, beispielsweise können in S4 und S5 eine Schnittebene durch ein Herz aufgenommen werden und in S7 und S8 eine weitere Schnittebene durch ein Herz. Die Art und Anzahl der aufzunehmenden Bereiche ist hier frei wählbar. Wesentlich ist, dass mehrere ein-, zwei- oder dreidimensionale Bereiche unabhängig voneinander aufgenommen werden, und dass für jeden dieser Bereiche mindestens zwei zeitlich beabstandete Aufnahmen angefertigt werden.
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In der Regel werden für jeden Bereich mehrere Aufnahmen angefertigt, wobei der Zeitabstand zwischen den Aufnahmen des einen Bereichs sich vom Zeitabstand zwischen den Aufnahmen eines anderen Bereichs unterscheiden kann. Nach Abschluss der Messung wird im Schritt S10 aus den Magnetresonanztomographien des ersten Bereichs, die in den Schritten S4 und S5 sowie potentiell in den weiteren Schritten S6 aufgenommen wurden, eine erste Bewegungsinformation gewonnen. Diese erste Bewegungsinformation kann beispielsweise eine eindimensionale Bewegungsinformation sein. Es kann sich bei der ersten Bewegungsinformation aber auch um eine Vielzahl von Einzeldaten handeln, die beispielsweise eine zweidimensionale Verformung einer Linie oder eine Verschiebung mehrerer Objekte beschreiben. Ebenso wird in Schritt S11 eine weitere Bewegungsinformation aus den in Schritt S7 und S8 sowie den potentiell in Schritt S9 weiteren aufgenommenen Magnetresonanztomographien ermittelt. Auch aus den weiteren im Bereich S13 angedeuteten Bereichen, in denen Magnetresonanztomographien erstellt wurden, können weitere Bewegungsinformationen ermittelt werden. Hier ist anzumerken, dass die Berechnung der Bewegungsinformationen, auch wenn sie hier als abschließender Schritt nach Abschluss der Emissionscomputertomographiemessung im Schritt S3 dargestellt ist, selbstverständlich schon ganz oder teilweise während der Emissionscomputertomographiemessung erfolgen kann.
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In Schritt S12 wird ein Bewegungsmodell berechnet. Die Berechnung des Bewegungsmodells nutzt die in Schritt S10 und Schritt S11 berechneten Bewegungsinformationen, sowie die eventuell für weitere Bereiche bestimmten Bewegungsinformationen. Ein Bewegungsmodell ist eine Vorschrift, wie aus den einzelnen Bewegungsinformationen der Bereiche die Bewegung der einzelnen Voxel, das heißt der dreidimensionalen Punkte der Emissionstomographiedaten berechnet werden kann. Solche Modelle können auf eine Vielzahl von Weisen erstellt werden. Zur Erstellung eines solchen Modells wird beispielsweise eine große Anzahl von gemessenen 4D-Datensätzen ähnlicher Untersuchungsobjekte ausgewertet.
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Um Informationen über schnelle Bewegungen zu erhalten, können zur Ermittlung des Bewegungsmodells beispielsweise kombinierte Datensätze aus Durchstrahlungscomputertomographen und MR-Computertomographen genutzt werden. Es ist auch möglich, das Bewegungsmodell aus anderen korrelierten Informationen, wie beispielsweise Elektrokardiogrammen, Atmungsmessungen, externen Videosystemen oder Ähnlichem, zu erhalten. Bewegungsmodelle können entweder manuell oder durch Simulation und/oder maschinelles Lernen erstellt werden. Es ist auch möglich, unbekannte Bereiche schlicht durch die Verwendung von B-Splines oder ähnlichen Interpolationsverfahren zu berechnen. Es wird also als Bewegungsmodell normalerweise ein Mischverfahren zwischen mathematischer Interpolation, dem Abgleich mit einem Modell, das aus einer Vielzahl vorheriger Messungen gebildet ist und einer Betrachtung allgemeiner Grundprinzipien wie der Erhaltung von Massen und Elastizität des Gewebes genutzt.
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Das Ergebnis der Berechnung des Bewegungsmodells in Schritt S12 ist im Wesentlichen äquivalent zu einem vierdimensionalen Magnetresonanzdatensatz. Der resultierende vierdimensionale Datensatz kann entweder explizit im Speicher abgelegt werden, oder die Bewegung der einzelnen Punkte kann durch das Modell parametrisiert sein. Wesentlich ist, dass für jeden der Voxel ein zeitlicher Bewegungsverlauf bestimmt wird. Dieses Bewegungsmodell wird in Schritt S14 genutzt, um die Emissionstomographiedaten zu korrigieren. Vorzugsweise wird hier ein MCIR-Algorithmus genutzt, da durch Berücksichtigung der Bewegung bereits bei der Bildrekonstruktion häufig bessere Ergebnisse erzielt werden. Sind die Messungen stark rauschbehaftet, kann es jedoch vorteilhaft sein, einen RTA-Algorithmus zu nutzen, der eventuell stabiler gegenüber Störungen ist. Zur Bildrekonstruktion selbst wird in der Regel ein iterativer Expectation-Maximisation-Algorithmus verwendet. Diese Algorithmen basieren darauf, dass ein dreidimensionaler Eingangsdatensatz in das Verfahren eingegeben wird, aus diesem Datensatz eine erwartete Verteilung der Emissionstomographie Detektorsignale berechnet wird und in einem iterativen Verfahren der Eingangsdatensatz so angepasst wird, dass die Abweichung zu den gemessenen Daten minimiert wird. Selbstverständlich ist jedoch auch die Nutzung von gefilterter Rückprojektion oder anderen Algorithmen möglich.
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Nach der Berechnung der korrigierten Emissionstomographiedaten S14 endet das Verfahren im Schritt S15 und die berechneten Daten können anschließend weiterverarbeitet oder dargestellt werden.
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2 bis 4 zeigen einige Beispiele, welche Bereiche zur Bewegungsdetektion genutzt werden können, um bei einem Emissionstomographieverfahren die Bewegung des Herzens zu kompensieren. 2 zeigt einen Mensch als Untersuchungsobjekt 1, wobei es Ziel ist, eine Bewegungskorrektur für eine PET-Tomographie des Herzens 2 durchzuführen. Für die Bewegung des Herzens 2 ist neben dem Schlagen des Herzens auch die Bewegung des Zwerchfells 3 entscheidend. Hier soll eine Bewegungskorrektur durch eine Messung von drei Bereichen durchgeführt werden. Zum einen wird eine durchs Herz verlaufende zweidimensionale Ebene 4 gemessen, daneben wird ein senkrecht dazu stehender eindimensionaler Bereich 5 sowie ein senkrecht zum Zwerchfell 3 stehender Bereich 6 gemessen.
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Die Bewegung des Zwerchfells 3 des Menschen 1 ist gut modellierbar. Ergänzend können vor der Durchführung der PET-Untersuchung bereits Aufnahmen des Untersuchungsobjekts angefertigt werden, die eine Anpassung des Modells an das Untersuchungsobjekt ermöglichen. Damit kann es ausreichend sein, eine einzelne Größe zu messen, um die Bewegung des Zwerchfells vollständig zu bestimmen. Daher wird in diesem Ausführungsbeispiel ausschließlich der eindimensionale Bereich 6 gemessen, um die Bewegung des Zwerchfells 3 zu detektieren. Das Zwerchfell hat einen Bewegungszyklus der der Atemfrequenz entspricht, das heißt, Bereich 6 muss nur auf einer Zeitskala von ca. 5 Sekunden mehrfach gemessen werden. Es ist also vollständig ausreichend, den Bereich 6 mit einer Zeitauflösung von ca. 500 ms zu messen.
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Die Bewegung des Herzens 2 selbst wird innerhalb der Bildebene durch eine Messung eines zweidimensionalen MR-Datensatzes 4 bestimmt. Ein solcher zweidimensionaler Datensatz kann in ca. 10 ms aufgenommen werden. Mit einem solchen Datensatz können zum einen Verschiebungen des Herzens innerhalb dieser Ebene festgestellt werden. Dies kann zusätzlich als Korrektur der Bewegung des Herzens durch Atmung genutzt werden. Zudem kann auch das Ausdehnen und Zusammenziehen des Herzens in der Ebene beobachtet werden.
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Zuletzt wird senkrecht zu dieser Ebene noch der Messbereich 5 ebenfalls eindimensional gemessen. Dies bietet mehrere Vorteile. Zum einen erlaubt die Messung des Bereichs 5 eine sehr hochfrequente Messung der Herzbewegung. Zum anderen wird zusätzlich zur Seitenausdehnung stets noch ein Wert zur Höhenausdehnung des Herzens angegeben. Damit kann die Bewegung des Herzens besser modelliert werden.
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Ergänzend ist anzumerken, dass unabhängig von der Art des Untersuchungsobjekts es möglich ist, dass schon nach Aufnahme einiger weniger MR-Datensätze pro Bereich eine Gesamtbewegung berechnet werden kann, und dass es auch möglich ist, dass diese berechnete Gesamtbewegung genutzt wird, um die Positionierung und Ausrichtung der gemessenen Bereiche anzupassen. So kann beispielsweise durch Auswertung des Messbereichs 4, also der Position des Herzens in der Ebene, die Position des Bereichs 5 angepasst werden und umgekehrt.
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3 zeigt eine weitere mögliche Anordnung der MR-Messbe- reiche zur Erkennung der Bewegung des Herzens. Hier werden drei zweidimensionale MR-Messungen genutzt. Der Bereich 4 verläuft wie bereits in 2 durch die Ebene des Herzens in der Bildebene. Zusätzlich werden die senkrecht zum Bereich 4 stehenden Ebenen 7 und 8 gemessen. Damit wird eine zweidimensionale Bewegung des Herzens in drei Richtungen ermittelt. Insbesondere für detaillierte Verformungsinformationen kann dies vorteilhaft sein. Eine solche Messung mehrerer Ebenen ist mit einem Wiederholungsintervall von 30–40 ms möglich. Damit kann die Bewegung des Herzens leicht in mehrere Phasen unterteilt werden, um anschließend die Bewegung zu korrigieren.
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4 zeigt eine Möglichkeit der Messbereichswahl für besonders hochfrequente Messungen. Hier werden ausschließlich eindimensionale Messbereiche genutzt. Zur Vermessung der Bewegung des Zwerchfells werden hier drei eindimensionale Messbereiche 6, 9 und 10 genutzt. Durch das Herz 2 werden vier eindimensionale Messbereiche 5, 11, 12 und 13 gelegt. Mit diesen Messbereichen ist eine gute Abschätzung einer Gesamtbewegung möglich. Die Nutzung von sieben eindimensionalen Messbereichen erlaubt eine Messung der Bewegung mit einer Zweitauflösung von weniger als 10 ms. Soll die Zeitauflösung der Messung noch weiter erhöht werden, ist es auch möglich, die Bewegungsdaten des Zwerchfells aus den Bereichen 6, 9 und 10 seltener zu ermitteln und dafür die Aufnahmefrequenz der Messbereiche am Herz 2, das heißt der Bereiche 5, 11, 12 und 13 zu erhöhen. Damit sind sogar Messungen mit einer Zeitauflösung von weniger als 5 ms möglich. Dies entspricht einer Messfrequenz von 200 Hz. Eine solch hohe Messfrequenz ist zur Messung des Herzens oder anderer Körperfunktionen von Menschen oder Tieren in der Regel nicht notwendig. Dennoch sind Emissionstomographiemessungen an Systemen vorstellbar, an denen Bewegungen mit einer solchen sehr hohen Frequenz ermittelt werden sollen.
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5 zeigt eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen kombinierten Emissionscomputertomographie- und Magnetresonanztomographieeinrichtung. Das Untersuchungsobjekt 1 wird hier auf einer Liege 14 in die kombinierte Emissionscomputertomographie- und Resonanztomographieeinrichtung eingebracht. Als Emissionstomograph kommt hier ein PET-Tomograph zum Einsatz. Neben den Hauptmagnetfeldspulen, Gradientenspulen und lokalen Aufnahmespulen umfasst die kombinierte Messeinrichtung auch mehrere parallele Ringe aus einer Vielzahl von Szintillationsdetektoren zur Detektion der durch Positronen-Elektronen-Annihilation erzeugten Photonen.
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Das kombinierte Messgerät 15 umfasst zahlreiche Anschlussmöglichkeiten für Lokalspulen, wodurch es möglich ist, an mehreren Messbereichen parallel Magnetresonanzmessungen durchzu- führen, wodurch die Messfrequenz weiter erhöht werden kann. Zudem weist die kombinierte Messeinrichtung 15 ein integriertes Steuergerät 16 auf. Während prinzipiell alle Steuer- und Messaufgaben einer kombinierten PET- und MR-Messeinrichtung 15 durch einen Computer 17 erfolgen können, ist es aus vielfältigen Gründen vorteilhaft, eine im Kombinationsgerät integrierte Steuereinrichtung 16 zu nutzen. Dies ist zum einen aus Sicherheitsgründen vorteilhaft, um zuverlässig ein sicheres Herunterfahren des Gerätes zu ermöglichen, zum anderen können damit zuverlässig und störungsfrei schnelle Messsequenzen genutzt werden. Die Steuereinrichtung 16 ist hier dafür ausgelegt, während einer PET-Datenaufnahme parallel mehrere unabhängige MR-Tomographiemessungen durchzuführen. Am Steuercomputer 17 können hierzu die Messbereiche ausgewählt werden. Dies kann bereits vollautomatisch bei der Wahl des zu verwendenden Bewegungsmodells erfolgen.
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6 zeigt eine weitere mögliche Anordnung der MR-Messbe- reiche zur Erkennung der Bewegung des Herzens. Hier werden eine Vielzahl zweidimensionaler MR-Messungen genutzt. Die zweidimensionalen Messbereiche 18 verlaufen parallel in sagittaler Richtung über der linken Körperhälfte eines Menschen 1. Die Größe der zweidimensionalen Messbereiche 18 ist so gewählt, dass der Körper in anterior-posterior-Richtung vollständig abgebildet wird und dass in Längsrichtung des Körpers zumindest das Herz 2 und das Zwerchfell 3 abgebildet werden. Zur größeren Klarheit sind hier acht zweidimensionale Messbereiche 18 abgebildet. Es kann vorteilhaft sein, mehr als die acht gezeigten Messbereiche 18 in der linken Körperhälfte zu messen. So können beispielsweise zwanzig Messbereiche 18 gemessen werden, wobei die Schichten der Messbereiche 18 jeweils 8–10 mm dick sind und die einzelnen Messbereiche 18 einen Abstand von 8–10 mm aufweisen. Bei einer solchen Messung ist eine zeitliche Auflösung im Bereich von 10–20 ms erreichbar. Eine Nutzung mehrerer einzelner Messbereiche 18 zur Ermittlung der Bewegung von Herz 2 und Zwerchfell 3 hat gegenüber der Nutzung einer dreidimensionalen Aufnahme den Vorteil, dass durch die Beabstandung der einzelnen zweidimen- sionalen Messbereiche 18 eine schnellere Messung möglich ist, die Messdaten aber dennoch nicht über einen weiteren Bereich verschmiert sind. Selbstverständlich kann die Anzahl der Messbereiche 18 je nach notwendiger zeitlicher und örtlicher Auflösung angepasst werden.
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Alternativ zur in 6 gezeigten Messung mit mehreren parallelen, beabstandeten Bereichen 18 ist auch eine ähnliche Messung möglich, bei der die einzelnen zweidimensionalen Bereiche in koronaler Orientierung aufgenommen werden. Auch hier sollten sich die Messbereiche 18 zumindest über das Herz 2 und teilweise das Zwerchfell 3 erstrecken. Bei Nutzung koronaler paralleler Messbereiche können besonders zuverlässige Messungen beispielsweise bei Nutzung von ca. 40 Schichten erreicht werden. In diesem Fall ist eine zeitliche Auflösung von ca. 20–40 ms erreichbar.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- C. Tsoumpas et al., Phys. Med. Biol. 56 (2011) 6597–6613 [0005]
- Tsoumpas et al. [0010]
