專利名稱：用于計算正電子發射斷層造影的吸收參數的值的方法
技術領域：
本發明涉及一種用于借助磁共振斷層造影計算用于檢查對象的正電子發射斷層造影的吸收參數的位置分辨的值的方法，以及一種磁共振設備、一種用于正電子發射斷層造影的方法和一種正電子發射斷層造影儀。
背景技術：
正電子發射斷層造影(PET)是用于功能成像的廣泛使用的方法。在檢查時對檢查對象或受檢人員給予弱放射性物質，其在生物體中的分布借助PET來觀察。由此，可以描繪生物體的生化和生理功能。作為放射藥物，在此例如使用利用放射性核素標記的分子，所述放射性核素發射正電子。利用多個環形圍繞受檢人員布置的探測器來檢測在正電子衰減時通過受檢人員身體中的電子所形成的以互相180°的角度被發射的高能光子。根據所確定的物理過程，例如可以優選地將具有511X103電子伏特的初始能量的光子用于PET。僅僅跟蹤利用兩個相對的探測器所記錄的相合事件。可以將這些事件與按照互相180°的角度發出的光子相對應。從這些所記錄的、相合的衰減事件中可以推導出檢查區域中放射性核素的位置分布并且計算一系列截面圖像。典型地，PET數據的位置分辨率小于其他成像方法，例如計算機斷層造影(CT)或磁共振斷層造影(MRT)的分辨率。衰減時所形成的光子在經過物質時可以被吸收，其中吸收概率取決于通過物質的路徑長度和相應的吸收參數μ。組織中的吸收通過衰減校正系數ACF來描述。衰減校正系數ACF通過下式給出ACF=EXP (-ΙΝΤ ( μ (r) dr))，其中，EXP表示指數函數并且INT dr表示在光子從原點到探測器的傳播路徑r上的線積分。換言之，吸收參 數μ也就是光子在體積元素內部的吸收的概率的度量。從吸收參數μ的值中可以定量地計算 出吸收概率。例如，當要進行PET數據的定量分析，以便例如獲得在受檢人員的區域中標記的物質的積聚的定量化時，或者要達到特別高分辨率的PET成像時，值得努力的是，使用衰減校正系數ACF對PET數據進行衰減校正。如果進行衰減校正，則在所述確定中的不可靠性對經過衰減校正的PET數據的精度具有大的影響。例如，如果僅以特定的不可靠性來確定吸收參數μ，即，吸收參數μ的值具有明顯錯誤，則根據衰減校正系數ACF指數地取決于吸收參數μ這一事實，衰減校正系數ACF也具有不可靠性。對于PET數據的盡可能精確的校正，所述校正也考慮高階，例如二階的效果(例如PET散射，所謂的“scatter correction,散射修正”)，可能需要無失真的衰減校正圖(所謂的μ-map)，S卩，吸收參數μ的值的參數圖。此外，散射縮放(所謂的“scatter scaling”)可能需要對象輪廓的精確說明。因為，借助吸收參數μ的值的參數圖進行的射線的衰減的校正需要對進行衰減的結構和對象的方位的知識。已知不同的方法來產生這樣的參數圖。例如，可以借助組合的PET/CT系統或組合的PET/MRT系統來確定參數圖。在PET/MRT系統的情況下，PET設備和磁共振(MR)設備可以集成地在一個設備中呈現。例如在根據MR數據確定參數圖的情況下可以借助合適的MR拍攝技術來實驗地區分例如脂肪、水、肺和背景，并且為這些不同的區域分配吸收參數μ的不同值。相應的方法對于CT數據是已知的。然而，MR數據的視野或可測量體積由于磁場均勻性和梯度場的線性的物理技術上的局限而在所有三個空間方向上受到限制。典型地，通過超導管型線圈磁鐵產生MR設備的基本磁場。患者或檢查對象位于管中的磁體內部。在管的邊緣附近，即MR設備的視野外部，出現MR數據中的強烈位置失真。特別強的失真例如不能滿足或只能有限地滿足對MR圖像的位置忠實(Ortstreue)的特殊要求。基于這樣的要求，典型地確定MR設備的視野。利用常規的MR拍攝技術于是在視野外部不能實現或只能有限實現忠于原始的成像。因為對于后面的PET測量的參數圖的確定來說是關鍵的對象，例如，患者的手臂，也可能位于在檢查對象外部的該區域上，所以也需要在那里確定參數圖。為此參見G.Delso et al.“Theeffect of limited MR field of view in MR/PET attenuation correction” in Med.Phys.37 (2010) 2804-2812。例如，可以在事后根據PET數據本身來仿真參數圖的位于MR設備的通常的視野外部的那些部分。為此參見 J.Nuyts et al.“Completion of a Truncated Attenuationimage from the Attenuated PET Emission Data，，in IEEE Nucl.Sc1.Symp.Conf.ReCOrd2010。但是，這樣的方法一般在數學上是復雜、費時的并且需要高的計算容量。此外，這樣的技術還受到可用的PET放射性核素的限制，因為一些物質(例如銣)僅有限地在檢查對象的邊緣區域例如手臂中積聚。也存在關于可分辨的時間動力學的限制，因為放射性核素的積聚本身可以導致復雜的動力學。因為此外待校正的PET數據本身作為校正參數的計算基礎被考慮，所以可能出現系統的誤差或者呈現固有的不可靠性。
發明內容
因此，本發明要解決的技術問題是，提供一種在使用MR設備的條件下對于檢查對象的PET計算吸收參數的位置分辨的值、即參數圖的改進技術。本發明要解決的技術問題還在于，該參數圖在MR設備的視野內部在第一區域內部和在與第一區域緊鄰并且位于視野邊緣處的第二區域內部，位置分辨地具有吸收參數的值。按照本發明的一個方面，提供了一種借助磁共振斷層造影(MRT)計算用于檢查對象的正電子發射斷層造影(PET)的吸收參數的位置分辨的值的方法。該方法包括采集在第一區域內部的第一磁共振(MR)數據，其中第一區域位于磁共振設備的視野內部。該方法還包括從第一區域內部的第一 MR數據中位置分辨地計算吸收參數的第一值，以獲得三維(3D)參數圖，使得該參數圖在第一區域內部位置分辨地具有吸收參數的第一值。該方法還包括采集在第二區域內部的第二 MR數據，其中第二區域與第一區域緊鄰并且位于視野的邊緣處，以及根據第二區域內部的第二MR數據位置分辨地計算吸收參數的第二值。該方法還包括將3D參數圖擴展從第二 MR數據中所計算的吸收參數的第二值，使得該參數圖在第一區域和第二區域內部位置分辨地具有吸收參數的值。通過這樣的方法可以首先確定對于在MR設備的視野內部的區域的參數圖，然后從這里出發擴展參數圖。例如，可以 借助迪克松MR拍攝技術(Dixon-MR-Aufnahmetechnik)來采集第一 MR數據，其中，使用在回波時刻在脂肪和水中的磁化的相位，以便區別檢查對象中的脂肪和水分量。例如，可以利用這樣的迪克松MR拍攝技術區分脂肪組織、水、肺和背景。對于這些不同的類型可以分別計算吸收參數的相應值并且位置分辨地存儲在參數圖中。在這樣的情況中，計算可以意味著為不同的位置類型(也就是脂肪組織、水、肺和背景)分配吸收參數的不同的第一值。也已知如下的MR拍攝技術:即，其允許對位于MR設備的通常可用的視野外部，也就是例如位于管的邊緣區域中的檢查對象進行位置忠實的成像，即具有小的位置失真的成像。因為這樣的MR拍攝技術典型地由于物理技術上的局限而具有確定的限制，所以這些數據與為確定在MR設備的視野內部的區域中的參數圖而例如借助迪克松拍攝技術所采集的MR數據的直接組合是有問題的。在此，參數圖或“μ -map ”例如可以是3D矩陣，其為檢查對象內部的確定的位置點分配吸收參數的確定的值。可以為檢查對象內部的僅測得背景信號的位置(例如因為那里存在空氣)分配吸收參數的與例如存在脂肪或水的那些位置不同的值。例如對于空氣的吸收參數的值相應于空氣的密度與人組織的密度之比(大約1:1000)來說是非常小的(小于0.00011/cm)。檢查對象的軟組織例如具有0.ll/cm數量級的吸收參數值并且骨骼具有
0.171/cm的吸收參數值。典型地，通過相應的MR拍攝技術實現了在吸收參數的值的位置確定中的高精度。在第一區域內部可以這樣提供參數圖，使得其位置分辨地具有吸收參數的第一值。
在此，根據MR數據計算吸收參數的值例如可以包含基于MR數據進行數學計算運算或包含根據預定義的對應函數或閾值比較等從表中讀出值。在此，該計算不應該被狹窄地解釋為一種包括所需要的數學運算的步驟。在一種實施方式中，吸收參數的值的計算可以包括按照組織類型分割MR數據和為這樣所分割的MR數據分配吸收參數的值。也就是，例如不能直接從MR數據計算吸收參數，因為這些MR數據不能直接推導出電子密度。但是，使用分配了這樣所分割的組織類型的確定的吸收參數值，則可以允許精確確定參數圖。例如，在第二區域內部第一 MR數據可以比第二 MR數據具有更大的位置失真。于是可能發生，不能借助在第二區域內部的第一 MR數據以對于PET數據的衰減校正來說需要的精度來確定吸收參數的值。換言之，在第二區域內部的吸收參數的第一值具有大的誤差。其原因例如可以是常用的迪克松拍攝技術在第二區域內部具有大的位置失真，因為例如為對齊磁化而使用的MR設備的基本磁場在那里具有不均勻性和/或用于MR數據的位置編碼的梯度場具有非線性。例如，在第一區域和第二區域之間的邊界上第一 MR數據的位置失真可能超過閾值。該閾值可以這樣來選擇，使得當MR數據具有在閾值內部的位置失真時，用來進行衰減校正的精度對于各自的任務來說是足夠的。 就此而言，第二 MR數據可以借助MR拍攝序列來拍攝，所述拍攝序列包括具有其位置依賴性的非線性的梯度場的產生，使得在第二區域中非線性補償了基本磁場的位置非均勻性。典型地，如上所述，梯度場的非線性和MR設備的基本磁場的非均勻性是邊緣區域中，例如MR設備的管的邊緣區域中，即，在視野外部的MR數據的位置失真的原因。如果MR拍攝序列被構造為用于采集第二 MR數據，則梯度場的該非線性恰好與基本磁場的非均勻性補償，由此可以減小第二MR數據的位置失真或使得低于可容許的閾值。于是可以根據第二MR數據計算具有小的誤差的系數參數第二值。在此基礎上可以擴展參數圖，使得該參數圖例如為后面的衰減校正在第一和第二區域內部提供吸收參數的值。但是，在執行用于采集第二 MR數據的MR拍攝序列時的自由度由于在MR設備的視野的邊緣區域中的物理技術上的局限而可能受到限制。例如在第二區域中有可能不能執行迪克松MR拍攝技術。第一 MR數據也可以具有比第二 MR數據高的位置分辨率。特別地，例如可能的是，第一MR數據的位置分辨率在層選擇方向上，S卩，沿著MR設備的管并且平行于基本磁場的在軸向方向上，具有比第二MR數據小的位置分辨率。MR數據的位置分辨率對于可以用以確定吸收參數的值的位置分辨率來說是關鍵的。然而，吸收參數的值的和由此參數圖的盡可能高的位置分辨率，允許衰減校正的高精度。該方法相應地還包括:將從第二 MR數據中所計算的吸收參數的第二值根據吸收參數第一值的位置分辨率進行插值。例如，借助在第二值的兩個位置上相鄰的數據點之間的線性插值，也可以近似獲得對于位于具有實際上測量的第二值的位置之間的位置的第二值。由此可以均衡位置分辨率。在此，特別地在第二區域內部的插值可以考慮檢查對象的輪廓。這一點例如可以具有如下效果，即，可以避免在吸收參數值的數據點之間的線性插值，所述數據點位于檢查對象內部和外部，即，恰好布置在檢查對象的邊緣區域中。也就是，如果在這些數據點之間進行線性插值，則這樣獲得的近似的數據點可以比例如在已知檢查對象的輪廓時例如不是使用線性插值而是使用有級過渡時具有更高的不可靠性。這樣的有級過渡可以比逐漸過渡更好滿足實際情況，因為如上所述，對于空氣的吸收參數值與對于人組織的吸收參數值明顯不同。
也可以的是，所述插值還包括利用質量系數對從第二 MR數據中所計算的吸收參數第二值進行位置分辨的加權，其中，質量系數量化了相關的第二 MR數據的位置失真，并且所述插值以更高的質量系數更強地考慮了吸收參數第二值。也就是，在第二區域內部的第二 MR數據可以具有例如在位置上的明顯的不可靠性，S卩，位置上的失真或其他的信號噪聲。然而，該不可靠性作為第二 MR數據內部的位置的函數變化。如果此時第二 MR數據的部分具有比其他部分更小的位置分辨率，則所述插值可以更強地考慮吸收參數的那些從剛好具有更小的位置失真的第二 MR數據中所計算的第二值。該方法還可以包括確定通過第二 MR數據成像的檢查對象的方位和輪廓，其中，基于所確定的方位和輪廓進行對吸收參數的第二值的計算。該計算例如可以手動地或自動地或部分自動地進行。例如，對于檢查對象的位于所確定的輪廓內部的區域的計算，可以包括分配吸收參數的確定的第二值，并且對于位于所確定的輪廓外部的區域的計算可以包括分配吸收參數的另一個確定的第二值。吸收參數的該特定的第二值例如可以是對于檢查對象的該區域來說是特征性的實際的吸收參數值的平均值。也就是，如果例如受檢人員的手臂被安置在第二區域內部，則可以已知，手臂的吸收值的值平均例如為0.1至0.21/cm。此外，分配給位于輪廓外部的，即位于檢查對象外部的區域的吸收參數的另一個確定的第二值，可以與該確定的第二值不同并且例如與對于空氣的吸收參數值相同地選擇。
該方法還可以包括也在第一區域(μ )內部采集第二 MR數據(81)和將第二 MR數據分割為分別對第一和第二區域成像的第二 MR數據，和拋棄對第一區域成像的第二 MR數據。即，為采集第二 MR數據所使用的MR拍攝序列也可以在第一區域內部產生MR數據。于是值得努力的是，拋棄那些涉及第一區域的MR數據。在第一區域中可以根據第一 MR數據，例如借助迪克松MR拍攝技術產生參數圖。典型地，這樣計算的吸收參數第一值具有比在第一區域內部的吸收參數第二值更小的不可靠性。由此期望丟棄在第一區域內部的第二 MR數據并且由此不用于計算吸收參數值。可以不是同時而是先后，也就是以時間上的偏移拍攝第一 MR數據和第二 MR數據。于是，為了丟棄對第一區域成像的第二 MR數據，可以需要盡可能精確地例如根據MR數據本身來確定在第一和第二 MR數據內部第一區域的方位。換言之，值得做的是，對通過第一和第二 MR數據成像的結構進行比較，以便有針對地丟棄第二 MR數據并且例如最小化運動偽影。這一點例如可以包括將基于第一和第二MR數據的MR圖像進行配準，以便識別結構。由此出發，然后可以將第一區域定位在第一以及第二 MR數據中，并且在MR數據中精確找到區域的邊界。
按照另一方面，本發明涉及一種用于正電子發射斷層造影的方法，該方法包括PET數據的采集和借助衰減校正參數對PET數據的校正。在此，衰減校正參數從借助按照本發明的另一方面的方法中所獲得的、吸收參數值的參數圖而獲得。如果衰減校正參數從既在第一區域內部，又在與第一區域緊鄰的第二區域內部在MR設備的視野邊緣處位置分辨地具有吸收參數值的參數圖計算，則可以實現對于PET數據的衰減校正中的高精度。特別地，衰減校正也可以延伸到檢查對象的處于MR設備的視野邊緣處的那些部分。典型地，受檢人員的手臂可以位于此處。按照另一方面，本發明涉及一種磁共振設備，所述磁共振設備包括用于拍攝安置在MR設備的管中的檢查對象的MR數據的拍攝部件，其中，所述拍攝部件被配置為執行以下步驟:采集第一區域中的第一 MR數據，其中所述第一區域位于MR設備的視野內部，和采集第二區域內部的第二 MR數據，其中所述第二區域與第一區域緊鄰并且位于視野邊緣處。此外，磁共振設備還包括具有所連接的存儲器的處理器，其被配置為執行以下步驟:從第一區域內部的第一 MR數據中位置分辨地計算吸收參數的第一值，以便獲得三維的參數圖，使得第一區域內部的參數圖位置分辨地具有吸收參數的第一值，和從第二區域內部的第二 MR數據中位置分辨地計算吸收參數的第二值并且以從第二 MR數據中所計算的吸收參數第二值擴展所述3D參數圖，使得參數圖在第一區域內部和第二區域內部位置分辨地具有吸收參數的值。例如，受檢人員的手臂可以被安置在第二區域內部。于是吸收參數值的參數圖也可以包括MR設備的視野邊緣處的那些在其中安置了手臂的區域。由此，在PET測量中衰減校正參數的計算精度可以得到提高。特別地，例如第一區域在徑向方向上在相對于MR設備的中軸來說的第一半徑內部延伸，并且第二區域在徑向方向上在相對于中軸來說的第一半徑和第二半徑之間延伸，其中第二半徑大于第一半徑。MR設備的基本磁場例如可以沿著中軸,也就是在軸向方向上對齊。例如MR設備的管可以具有30cm的半徑，然而常規的測量區域，即，視野僅具有例如25cm的半徑。在視野外部和管內部的區域中在常規的MR拍攝序列情況下由于基本磁場的非均勻性和/或梯度場的非線性而可能出現強的位置失真。也就是例如第一半徑可以為25cm并且第二半徑幾乎為30cm。因為基本磁場的非均勻性和/或梯度場的非線性可能具有與軸向位置的依賴關系，所以第二區域的軸向尺寸受到限制。只有在在軸向方向上受到限制的第二區域內部可以利用確定的非線性來補償確定的非均勻性并且這樣獲得具有較小的位置失真的第二 MR數據。對于這樣的磁共振設備，可以實現與利用按照本發明的前述方面的方法可以實現的那些效果相應的效果。按照另一方面，本發明涉及一種正電子發射斷層造影儀，其包括拍攝部件，所述拍攝部件被構造為用于采集PET數據。正電子發射斷層造影儀還包括處理器，所述處理器被配置為借助衰減校正參數校正PET數據,其中衰減校正參數從吸收參數的值的參數圖中獲得，所述參數圖借助按照前述方面的方法獲得。對于這樣的正電子發射斷層造影儀，可以實現與利用按照本發明的前述方面的方法可以實現的那些效果相應的效果。在不脫離本發明保護范圍的情況下，上述特征不僅可以按照相應的詳細描述的組合來使用，而且也可以按照其他組合或單獨使用。
本發明的上述特征、特點和效果以及如何實現這些效果的方式，通過以下對實施例的描述將變得更清楚和明顯，結合附圖詳細解釋所述實施例。其中，圖1示出了磁共振設備的示意圖，圖2關于第一和第二區域示出了磁共振設備的測量區域，圖3A和3B示出·了按照一種實施方式的方法的流程圖，圖4示出了磁共振設備的管的示意性透視圖，圖5示出了按照另一個實施方式的流程圖，圖6示出了用于采集第二 MR數據的拍攝序列，圖7示出了在第一區域和第二區域中吸收參數值的參數圖，圖8示出了圖7的具有放大細節的參數圖，圖9示出了在吸收參數的相鄰的數據點之間的插值，圖10對于具有位置失真的吸收參數值示出了按照圖9的插值，圖11對于位于檢查對象內部和外部的吸收參數值示出了按照圖9的插值，圖12示出了借助從CT測量中所獲得的數據進行衰減校正后的PET圖像，圖13示出了 PET圖像，其中根據從PET數據本身中所仿真的數據進行了衰減校正，圖14示出了 PET圖像，其中借助按照本發明的方法進行了衰減校正，圖15示出了從第一 MR數據中所計算的參數圖，圖16示出了從第一和第二 MR數據中所計算的參數圖，圖17示出了 PET圖像，其中根據僅從第一 MR數據中所獲得的參數圖進行了衰減校正。
具體實施例方式圖1示出了 MR設備5的示意圖。在此，磁體I產生時間上恒定的強基本磁場，用于對齊檢查對象U (例如受檢人員)的檢查區域中的核自旋。例如基本磁場可以沿著在圖1中利用A表示的方向、即沿著MR設備5的管的軸向方向定向。檢查對象U在圖1的情況中是定位于臺23上的受檢人員。臺23可以沿著用A表示的方向被移動到磁共振設備5的管中并且沿著該方向有針對地定位。例如，通過基本場磁體I借助超導線圈產生基本磁場。圖1中沿著方向A示出了基本磁場的較大分量，其中在MR設備5的管的邊緣區域中可能出現例如在強度或方向上的偏差。在典型的球形測量體積M中給出了對于MR測量所要求的基本磁場的高均勻性，檢查對象U的待檢查的部分例如通過臺23的定位而被引入到所述測量體積中。例如，測量體積M可以包含MR設備5的對稱中心50。對稱中心50可以位于磁體I的中央線圈軸上，即，在管的中點或附近。測量體積M被布置在MR設備5的視野內部，因為在那里各個測量參數位于容差范圍內。為了支持均勻性要求并且特別是為了減小或抑制時間上不變的影響，在合適的位置上安裝由鐵磁材料構成的所謂的勻場片。時間上變化的干擾影響通過勻場線圈2和對于勻場線圈2的合適的控制器27來減小。在基本場磁體I中采用圓柱形梯度線圈系統3，其例如由三個部分繞組組成。每個部分繞組由相應的放大器24至26提供電流，用于在笛卡爾坐標系的各個方向上產生線性梯度場。放大器24至26分別包括數字/模擬轉換器，其由序列控制器18控制，以便時間正確地產生梯度脈沖。在梯度場系統3內部具有高頻天線4，所述高頻天線將由高頻功率放大器輸出的高頻脈沖轉換為磁交變場，用于激勵檢查對象U的核自旋的進動。高頻(HF)天線4由一個或多個HF發送線圈和以線圈的例如環形、線形或矩陣形布置的形式的多個HF接收線圈組成。高頻天線4的HF接收線圈也將從進動的核自旋出發的交變場，S卩，通常由一個或多個高頻脈沖和一個或多個 梯度脈沖組成的脈沖序列引起的核自旋回波信號，例如感應地轉換為電壓。該電壓可以作為測量信號被采集。該電壓經過放大器7被傳輸到高頻系統22的高頻接收通道8、8’。高頻系統22還包括發送通道9，在所述發送通道中產生用于激勵核磁共振的高頻脈沖。在此，將各個高頻脈沖根據由設備計算機20預先規定的脈沖序列在序列控制器18中例如數字地作為復數序列顯示。該數字序列作為實部和虛部分別經過輸入端12傳輸到高頻系統22中的數字/模擬轉換器并且從該數字/模擬轉換器傳輸到發送通道
9。在發送通道9中將脈沖序列加調制到高頻載波信號，其基頻相應于測量體積M中核自旋的共振頻率。經過放大器29將調制后的脈沖序列傳輸到高頻天線4的HF發送線圈。脈沖序列和對梯度場的控制的組合被稱為拍攝序列。發送/接收轉接器6允許在發送和接收運行之間的切換。高頻天線4的HF發送線圈將用于激勵核自旋的高頻脈沖輻射到測量體積M中并且采樣經過HF接收線圈所產生的回波信號。對于高頻系統22和序列控制器18的時間基礎被提供給合成器19。從所獲得的測量數據中，圖像計算機17可以重建MR圖像，作為MR數據的圖形表示。通過設備計算機或處理器20進行對測量數據、圖像數據和控制程序的管理以及MR數據的進一步處理。處理器20典型地也包括存儲器。通過終端13進行用于產生MR圖像(所述圖像例如在DVD21上或相應的數據載體上存儲)的相應的控制程序的選擇以及所產生的MR圖像的顯示，所述終端包括鍵盤15、鼠標16和顯示器14。然而，并非總是需要實際上顯示MR圖像，例如當設備計算機或處理器20不是為了產生MR圖像而是另外地進一步處理所產生的MR數據時。例如，處理器20可以從MR數據中計算吸收參數μ的位置分辨的值，所述值可以在3D參數圖中被綜合。可以通過處理器20根據確定的計算規則來進行這些值的計算。例如MR數據可以獲得提示，在確定的位置上存在哪種物質，例如脂肪組織、水、肺或背景。基于這些可以由處理器20從MR數據中獲得或計算的信息，處理器20可以為不同的位置點分配吸收參數μ的不同的值。例如，可以將物質的不同類型與吸收參數的確定的值的關聯事先借助終端13存儲，并且然后自動調用。設備計算機20也可以在MR數據中確定檢查對象U的輪廓，例如自動地借助圖像配準或手動地借助用戶輸入。如果確定了輪廓，則設備計算機20可以為檢查對象U的位于確定的輪廓內部的那些位置區域分配吸收參數的確定的值，并且將位于確定的輪廓外部，即，位于檢查對象外部的區域，分配吸收參數的另一個確定的值。例如對于空氣的吸收參數值可以比檢查對象的輪廓內部、即對于組織的吸收參數值小，等等。可以將由設備計算機20所提供的吸收參數值的參數圖用于對PET數據進行衰減校正。例如，MR設備5可以是組合的MR-PET設備5 (圖1中未示出)。于是也可以拍攝檢查對象U的PET數據，而例如無需代表受檢人員。然后，可以直接借助來自于處理器20的參數圖對這些PET數據進行衰減校正。但是，也可以將由處理器20所提供的參數圖輸出并且用于單獨的PET測量。PET設備對于專業人員來說是公知的，從而在此不作進一步解釋。特別地，處理器20可以對于例如來自于檢查對象U的不同區域或來自于MR設備5的管內部的不同區域的不同的MR數據，執行不同的技術，以便計算吸收參數μ的值。測量體積M例如在位置上受到基本磁場均勻性和梯度場的線性限制。在視野外部、也就是在其中基本磁場具有非均勻性并且梯度場具有非線性的區域中的測量(所述非均勻性和非線性例如大于閾值)，會導致基于 MR數據的圖像的強烈的位置失真。也就是說，檢查對象U的安置在測量體積M外部的區域，在MR圖像中看起來不是位于其實際所位于的位置處。MR設備5內部的測量體積M的精確大小，特別是徑向方向上的尺寸，取決于許多參數，例如基本場磁體的結構形狀和種類、電源、臥榻區域中的干擾體等。但是如此處示出的那樣，技術教導的可用性不受具體尺寸的限制。對于具有例如60cm管直徑的常規的磁共振設備5，測量體積M的直徑可以具有在從45cm至55cm或48cm至52cm的范圍內的值,特別是通常大約50cm。這意味著,沿著MR設備5的管的內周在大約5cm至15cm的邊緣區域中，或者8cm至12cm，特別是通常大約5cm處加強地出現位置失真。受檢人員U的手臂典型地位于在該區域中。例如為了對于PET數據的衰減校正也能夠考慮受檢人員U的手臂，必須這樣構造設備計算機20，使得其既在測量區域M內部，也在受檢人員U的手臂位于其中的、與測量區域緊鄰的區域中提供吸收參數μ的值的參數圖。以下，將與測量區域M并且由此與磁共振設備5的視野緊鄰的區域51稱為第二區域51。例如，在圖2中示出了位置失真V與沿著在圖1中用B表示的方向(S卩，相對于磁共振設備5的管來說的徑向方向)的位置的可能的依賴關系。在圖2中的實線描述了常規拍攝的第一 MR數據80的失真V。例如這些MR數據80可以借助迪克松拍攝技術拍攝，其中使用在回波時刻脂肪和水中的磁化的相位，以區分圖1的檢查對象U中的脂肪和水分量。該信息然后可以借助設備計算機20用于確定吸收參數值。如從圖2還可以看出的，這些第
一MR數據80在邊緣區域中具有強失真V。對于與對稱中心50的徑向距離，所述距離超過確定的值，例如在常規的MR設備中是25cm，失真V取這樣的強的值，使得第一 MR數據80具有明顯誤差。這樣的第一 MR數據80通常不能被使用來確定吸收參數μ的有說服力的值。然而公知這樣的方法，該方法允許，在徑向方向上緊鄰測量區域M的第二區域51中產生具有小的失真V的MR數據。這些第二 MR數據81在圖2中用虛線示出。例如，第二MR數據81可以借助如下的MR拍攝序列產生，所述拍攝序列通過梯度場的位置非線性在位置上這樣補償基本磁場的位置非均勻性，使得第二 MR數據81剛好不再具有失真V。這樣的方法是專業人員公知的，從而不再詳細討論。然而，用于采集第一 MR數據80和第二 MR數據81的MR拍攝序列互相明顯不同，例如在覆蓋的區域，位置分辨率，信息內容等方面，使得不可能直接組合MR數據80、81或者從中所計算的吸收參數μ的值。以下，根據圖3Α和3Β解釋一種方法，利用該方法既可以在使用第一和第二 MR數據80、81的條件下對于后面的PET位置分辨地計算吸收參數μ，也可以對在此基礎上的PET數據進行衰減校正。該方法以步驟SI開始。在步驟S2中，首先根據迪克松拍攝技術采集在第一區域M內部的第一 MR數據80。第一 MR數據80可以具有第一位置分辨率。第一區域M也可以沿著在圖1中用A表示的、MR設備5的管的軸向方向(即，在層選擇方向上)具有一定的尺寸。在此基礎上，可以在步驟S3中從第一 MR數據80中計算在第一區域M內部吸收參數μ的第一值。為此專業人員公知例如建立在不同的、從迪克松MR拍攝技術中所獲得的物質類型:組織、水、空氣、肺和吸收參數值之間的對應的方法。然后可以在步驟S4中，將位置分辨地計算的吸收參數μ的第一值存儲在參數圖中。參數圖可以具有矩陣形式并且從而為不同的位置點分配吸收參數μ的值。在步驟S5中，采集在第一和第二區域Μ、51中的第二 MR數據81。為此使用MR拍攝技術，如參考圖2在前面描述的那樣。這樣的拍攝技術允許，在第二區域51中的第二 MR數據81也具有小的失真V。這一點例如可以借助如下的MR拍攝序列來進行，該拍攝序列借助梯度場的位置非線性來補償MR設備5的基本磁場的位置非均勻性。然而，第二 MR數據81典型地具有關于在一個位置處的物質的更小的信息深度。使得不能像對于第一 MR數據在步驟S3中進行的那樣來確定吸收參數值。在步驟S6中，首先進行對第二 MR數據81的分割，即，識別第二 MR數據81的那些來自于第一區域M和第二區域51的部分。因為步驟S2和S5在時間上可以錯開地進行，并且MR數據80、81可以具有不同的位置分辨率等，所以步驟S6例如可以包括圖像配準或采用類似的方法，所述方法允許在第二 MR數據81中找到區域Μ、51的邊界。在步驟S7中，然后丟棄屬于第一區域的那些第二 MR數據81。這一點是期望的，因為對于第一區域M已經根據第一 MR數據80進行了吸收參數值的計算并且因此不再需要在該區域M中的第二 MR數據81。
在步驟S8中，然后確定第二 MR數據81中檢查對象U的輪廓和方位，所述第二 MR數據此時涉及第二區域51。該步驟例如也可以包含圖像配準或類似方法。由此出發，在步驟S9中，可以根據(來自于步驟S5的)第二 MR數據81以及(來自于步驟S8的)檢查對象U的所確定的輪廓和方位，來計算在第二區域51內部的吸收參數μ的第二值。例如，檢查對象U的位于輪廓內部的那些區域可以被分配吸收參數的確定的第二值并且檢查對象U外部的也就是布置在輪廓外部的那些區域被分配吸收參數μ的另一個確定的第二值。例如，確定的第二值可以與另一個確定的第二值不同并且對于檢查對象U的位于第二區域中的區域，例如受檢人員的手臂來說是特征性的，例如平均的值。在步驟SlO中，檢查第一 MR數據80的位置分辨率是否不等于第二 MR數據81的位置分辨率。特別地，第一以及第二 MR數據80、81的位置分辨率可以在不同的方向上具有不同的值，使得步驟SlO中的檢查可以對于三個空間維度分離地進行。為簡單起見，以下僅參考三個空間維度的一個。如果在步驟SlO中確定了，第一 MR數據80的位置分辨率等于第二 MR數據81的位置分辨率，則在步驟S13中可以進行參數圖的擴展，如從步驟S4中所獲得的那樣，并且具體來說擴展了從第二 MR數據81中所計算的吸收參數μ的第二值。因此第一值和第二值的位置分辨率相同。并且因為參數圖典型地具有三維矩陣結構，其中不同的矩陣元素分配不同的位置并且在相鄰的矩陣元素之間的空間距離例如取相同的值，所以在步驟SlO中必須確保，第一 MR數據80的位置分辨率與第二 MR數據81的位置分辨率是相稱的。也就是說，MR數據點的格柵(Raster )在第一和在第二 MR數據中例如是相同的。但是，如果在步驟SlO中確定了，第一 MR數據80的位置分辨率不等于第二 MR數據81的位置分辨率，則該方法前進到步驟S11。在那里首先對根據第二 MR數據81所計算的吸收參數μ的第二值利用質量系數Q加權，其中，質量系數Q量化在第二 MR數據81中的位置失真的強度。基于該加權，在步驟S12中在考慮輪廓和質量系數Q的條件下對從第
二MR數據81中所計算的吸收參數μ的第二值進行插值。例如，在插值時可以更強地考慮吸收參數μ的那些具有更高質量系數Q、也就是位置失真的更小的強度的那些第二值。插值的方式可以取決于，屬于吸收參數μ的第二值的位置是否僅位于檢查對象的輪廓內部或外部，或者是否在位于輪廓內部和外部的位置之間進行插值。也就是如果例如在吸收參數μ的那些僅位于輪廓內部、也就是檢查對象U內部的第二值之間進行插值，則可以進行線性插值，可能地在考慮質量系數Q的條件下進行。但是，如果在吸收參數μ的那些分別位于輪廓內部和外部的第二值之間進行插值，則例如可以替代線性插值而進行有級插值。通過在步驟S12中的插值可以實現，從第一 MR數據80中所計算的吸收參數μ的第一值的分辨率等于從第二 MR數據81中所計算的吸收參數μ的第二值的分辨率，盡管第一和第二MR數據的分辨率是不同的。于是，可以在步驟S13中相應地擴展參數圖。在步驟S14中，進行對正電子發射斷層造影數據的采集。在步驟S15中，對在步驟S14中所采集的PET數據借助來自于參數圖的吸收參數值通過執行衰減校正來進行校正。衰減校正可以包括在吸收參數沿著PET光子的傳播路徑上的線積分的形成。校正后的PET數據然后可以被繼續處理，例如作為PET圖像。該方法在步驟S16結束。以下，根據圖4至18詳細解釋各個方法步驟。首先，參考圖4詳細解釋第一部分區域M和第二部分區域51如何在幾何上相關。圖4中示出了 MR設備5的管。對稱中心50被表示為管的幾何中心。方向A在管的軸向方 向上延伸，方向B在徑向方向上延伸。此外，示出了受檢人員U的三個層60、61、62。這些層在圖1中也被圖形地示出。如從圖4可以看出的那樣，第二部分區域51在徑向方向B上相對于對稱中心50偏移地位于在第一 MR設備5的管的邊緣的方向上(但是還在管內部)，在所述第二部分區域中第一 MR數據80具有大的位置失真V，第二 MR數據81卻具有小的失真V。第一區域或者說測量區域M位于在對稱中心50和部分區域51之間的徑向方向上。第二區域51在軸向方向A上具有有限尺寸，因為僅在沿著方向A的確定的有限區域中基本磁場的非均勻性能夠通過梯度場，例如讀出梯度場或層選擇梯度場的非線性來補償。參考圖5和6所不出的兩個實施方式,它們表明，如何能夠借助MR拍攝序列對于檢查對象U的不同的層60、61、62拍攝第二 MR數據81。在圖5中示出的流程圖細分解了圖3A和3B的步驟S5。在步驟Tl中，首先測量基本磁場和梯度場。例如，可以在層61內部在對稱中心50附近進行對這兩個量的測量。在此基礎上確定梯度場的非線性。然后在步驟T2中，計算層選擇梯度和/或讀出梯度的最佳梯度強度，所述梯度在沿著軸向方向A的期望的位置上破壞性地疊加梯度場的非線性和基本磁場的非均勻性。然后，平行地進行步驟T3和T4。在此，將受檢人員U位于其上的臺23在步驟T3中連續地例如以恒定的速度這樣定位，使得不同的橫向層(例如層60、61、62)先后地包括第二區域51，在該第二區域上在步驟T2中計算了最佳的梯度強度。同時，總是可以對于相應的層在步驟T4中進行第二 MR數據81的采集。應當理解，也存在其他技術，以便沿著軸向方向A，也就是層選擇方向獲得第
二MR數據81的位置分辨率，盡管梯度場的非線性以及基本磁場的非均勻性取決于沿著該方向A的位置。然而這些技術導致，沿著該方向A的位置分辨率小于第一 MR數據80的相應的位置分辨率。圖6示出了這樣的替換實施方式，所述實施方式示出了用于采集第二 MR數據81的MR拍攝序列的執行。圖6示出了臺24沿著軸向方向A的位置與時間的關系。如從圖6可以看出的，與如參考圖5示出的連續定位不同，還進行順序定位，以借助拍攝序列65采集第二 MR數據81。從圖5和6可以看出，這樣獲得的第二 MR數據81在其位置分辨率方面受到限制或者說具有比第一 MR數據80更小的位置分辨率。圖7沿著通過方向A和方向B定義的平面示出了吸收參數的簡單參數圖70。圖形地表示了參數圖71的相應于第一區域M和第二區域51的區域。參數圖70在方向A上在第二區域51內部比第一區域M內部具有更小的位置分辨率。但是在方向B上其在兩個區域M、51中具有相同的位置分辨率。參數圖70典型地具有矩陣結構，其中不同的元素表示不同的位置。這一點參考圖8詳細示出。在圖8中，示例性地示出了參數圖70的四個元素。就像可以看出的那樣，為參數圖70的不同元素分配了不同的位置,在此通過坐標x、y和z表示,例如作為相對于MR設備5的對稱中心50或相對于其他參考點的偏移。雖然在按照圖8的實施方式的參數圖70中精確地在參數圖內部設置并存儲了位置點，但是參數圖70的不同元素例如也可以描述具有在參數圖70的不同元素之間的給定的距離的固定格柵。此外，在參數圖70中存儲了吸收參數μ的值90、91。例如該值90、91以ll/cm的單位存儲。在此，吸收參數值可以是從第一 MR數據80中所計算的第一值90或從第二 MR數據81中所計算的第二值91。有利的是，在第二區域51內部進行對吸收參數μ的第二值91的插值，如果該第二值在那里具有比在第一區域M中的第一值90更小的位置分辨率的話。在以下參考圖9、10和11來討論插值的可能性。
圖9示出了對于呈現所測量的第二 MR數據81并且計算了第二值91的位置α和β進行的線性插值(實線)，使得通過插值可以獲得在位于位置α和β之間的位置上吸收參數的第二值91。在圖10中，位置α，β和Y (在這些位置處確定了吸收參數μ的第二值91)具有位置上的一定的不可靠性。該不可靠性可能由于第二 MR數據81的失真引起，如前面已經解釋的那樣。該不可靠性在圖10中通過水平的誤差線段表示。例如質量系數Q可以與不可靠性成反比。相應地，在位置β處的吸收參數的第二值91比在位置α，和Y處的吸收參數的第二值91具有更小的質量系數Q。可以如下進行對第二值91的插值，使得具有更大的質量系數Q或更小的位置失真的那些第二值91被更強地考慮。這一點在圖10中圖形地通過在位置α，β和Υ之間的線性失真(實線)表示，其更小地考慮在位置β處的吸收參數μ的第二值91。也可以在第二值91的插值時考慮檢查對象U的輪廓。參考圖11詳細示出了這一點。圖11涉及一種情況，在該情況中位置α處于檢查對象U的輪廓內部，而位置β處于該輪廓外部。檢查對象U的輪廓在圖11中用垂直虛線圖形示出。與圖9和10中不同，在位置之間的第二值91的插值(實線)此時不是以線性方式，而是在考慮輪廓的條件下進行。例如就像圖11所示在位置α處的吸收參數的第二值91和位置β處的第二值91之間的過渡可以按照有級函數進行。典型地，這一點更好地符合自然情況。參考圖12至18，在以下將按照本發明的方法的結果與常規的方法進行比較。圖12圖形地示出了 PET數據100，其中衰減校正根據從CT數據所確定的吸收參數值進行。也就是圖12示出了對常規方法的參考。對衰減校正參數值的基于CT的計算，需要將患者置于明顯的射線輻射中。進 行衰減校正的一種替換可能性根據圖13示出。圖13示出了一種情況，在該情況中，根據吸收參數值90、91的參數圖進行了衰減校正，其根據開頭提到的Nuyts等人的方法進行。在此，僅采集在MR設備5的視野內部的MR數據。對于位于視野外部的區域的吸收參數值90、91，從PET數據100本身中來提取。圖14示出了具有如前面參考圖1至11解釋的衰減校正的PET圖像100。在圖15和16中圖形編碼地以不同的透視圖示出了參數圖70。在此，圖15示出僅根據在第一區域M內部(B卩，在MR設備5的視野內部)被采集的第一 MR數據80所建立的參數圖70。相應地，圖16示出了如前面例如參考圖3Α和3Β所解釋的那樣根據第一和第二MR數據80、81所建立的參數圖70。如根據圖16和15的比較可以看出的那樣，按照圖16的參數圖正是在受檢人員的例如手臂的邊緣區域中具有對吸收參數值90、91的更好采集。圖17示出了根據如圖15中所示的參數圖70產生的、也就是僅根據在第一區域M中的第一 MR數據80產生的PET數據100。如根據圖17和14的比較可以得出的，對于PET數據的精度來說重要的是，根據從第一和第二 MR數據80、81中所獲得的參數圖70 (參考圖16)進行改進的衰減校正。盡管通過優選的實施例詳細示出并描述了本發明，但是本發明不受所公開的例子的限制而是可以由專業人員從中導出其他變體，而不脫離本發明的保護范圍。
權利要求
1.一種用于借助磁共振斷層造影計算用于檢查對象(U)的正電子發射斷層造影(PET)的吸收參數(μ )的位置分辨的值(90，91)的方法，該方法包括: -采集在第一區域(M)內部的第一磁共振(MR)數據，其中所述第一區域(M)位于磁共振設備(5)的視野內部， -從第一區域(M)內部的第一 MR數據(80)中位置分辨地計算吸收參數(μ )的第一值(90)，以獲得三維(3d)參數圖(70)，使得該參數圖(70)在第一區域(M)內部位置分辨地具有吸收參數(μ )的第一值(90)， -采集在第二區域(51)內部的第二 MR數據(81)，其中所述第二區域(51)與所述第一區域緊鄰并且位于視野的邊緣處， -根據第二區域(51)內部的第二 MR數據(81)位置分辨地計算吸收參數(μ )的第二值(91)， -將3d參數圖(70)擴展從所述第二 MR數據(81)中所計算的吸收參數(μ )的第二值(91)，使得所述參數圖(70)在第一區域(M)和第二區域(51)內部位置分辨地具有吸收參數(μ )的值(90，91)。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，在所述第二區域(51)內部第一MR數據(80)比所述第二 MR數據(81)具有更大的位置失真(V)。
3.根據權利要求1或2所述的方法，其中，所述第二MR數據(81)借助MR拍攝序列(65)來拍攝，所述拍攝序列包括: -產生具有其位置依賴性的非線性的梯度場，使得在第二區域中該非線性補償基本磁場的位置非均勻性。
4.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，借助迪克松MR拍攝技術采集所述第一MR數據(80 )，其中，使用在回波時刻在脂肪和水中的磁化的相位，以便區別檢查對象中的脂肪和水分量。
5.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述第一MR數據(80)具有比所述第二MR數據(81)高的位置分辨率。
6.根據上述權利要求中任一項所述的方法，還包括: -將從所述第二 MR數據(81)中所計算的吸收參數(μ )的第二值根據吸收參數(μ )第一值(90)的位置分辨率進行插值。
7.根據權利要求6所述的方法，其中，所述插值在第二區域(51)內部考慮所述檢查對象(U)的輪廓。
8.根據權利要求6或7所述的方法，其中，所述插值還包括: -利用質量系數(Q)對從所述第二 MR數據(81)中所計算的吸收參數(μ )第二值(91)進行位置分辨的加權，其中，所述質量系數(Q)量化了第二相關的MR數據(81)的位置失真(V)，并且所述插值以更高的質量系數(Q)更強地考慮了吸收參數(μ )第二值(91)。
9.根據上述權利要求中任一項所述的方法，還包括: -確定通過第二 MR數據(81)成像的檢查對象(U)的方位和輪廓，其中，基于所確定的方位和輪廓進行對吸收參數(μ )的第二值(91)的計算。
10.根據權利要求9所述的方法，其中，所述計算對于檢查對象(U)的位于確定的輪廓內部的區域包括分配吸收參數(μ )的確定的第二值(91)，并且對于位于確定的輪廓外部的區域包括分配吸收參數(μ )的另一個確定的第二值(91)。
11.根據上述權利要求中任一項所述的方法，還包括: -在第一區域(M)內部也采集第二 MR數據(81)， -將第二 MR數據(81)分割為分別對第一和第二區域成像的第二 MR數據(81 )， -拋棄對第一區域成像的第二 MR數據(81 )。
12.一種用于正電子發射斷層造影的方法，該方法包括: -采集PET數據(100)， -借助衰減校正參數校正所述PET數據(100)，其中，所述衰減校正參數從借助按照權利要求1-11所述的方法所獲得的、吸收參數(μ )的值(90，91)的參數圖(70)中而獲得。
13.—種磁共振設備(5),包括: -用于拍攝安置在MR設備(5)的管 中的檢查對象(U)的MR數據的拍攝部件，其中，所述拍攝部件被配置為執行以下步驟: -采集第一區域(M)中的第一磁共振(MR)數據，其中所述第一區域(M)位于MR設備(5)的視野內部， -采集第二區域(51)內部的第二 MR數據(81)，其中所述第二區域(51)與所述第一區域緊鄰并且位于視野邊緣處， -具有所連接的存儲器的處理器，其被配置為執行以下步驟: -從第一區域(M)內部的第一 MR數據(80)中位置分辨地計算吸收參數(μ )的第一值(90)，以便獲得三維(3d)的參數圖，使得第一區域(M)內部的參數圖(70)位置分辨地具有吸收參數(μ )的第一值(90), -從第二區域(51)內部的第二 MR數據(81)中位置分辨地計算吸收參數(μ )的第二值(91)， -以從第二 MR數據(91)中所計算的吸收參數(μ )第二值(91)擴展所述3d參數圖(70)，使得所述參數圖(70)在第一區域(M)內部和第二區域(51)內部位置分辨地具有吸收參數(μ )的值(90，91)。
14.根據權利要求13所述的磁共振設備(5)，其中，所述檢查對象(U)是受檢人員，并且所述檢查對象的手臂被安置在所述第二區域(51)內部。
15.根據權利要求13或14所述的磁共振設備(5)，其中，所述第一區域(M)在徑向方向(B)上在相對于管的中央軸來說的第一半徑內部延伸，并且所述第二區域(51)在徑向方向(B)上在相對于中央軸來說的第一半徑和第二半徑之間延伸，其中所述第二半徑大于第一半徑。
16.根據權利要求13至15中任一項所述的磁共振設備(5)，其中，所述磁共振設備(5)還被配置為用于執行按照權利要求1至11中任一項所述的方法。
17.—種正電子發射斷層造影儀，包括: -拍攝部件，所述拍攝部件被構造為用于采集PET數據(100)， -處理器(20)，所述處理器被配置為借助衰減校正參數(ACF)校正所述PET數據(100)，其中，所述衰減校正參數(ACF)從吸收參數(μ )的值(90，91)的參數圖(70)中獲得，所述參數圖借助按照權利要求1至11中任一項所述的方法獲得。
全文摘要
本發明涉及一種用于借助磁共振斷層造影(MRT)計算用于檢查對象(U)的正電子發射斷層造影(PET)的吸收參數的位置分辨的值的方法。該方法包括采集第一區域(M)內部的第一磁共振數據和第二區域(51)內部的第二MR數據，其中所述第一區域(M)位于磁共振設備(5)的視野內部，并且所述第二區域(51)與所述第一區域(M)緊鄰并且位于視野的邊緣處。本發明還涉及從第一區域(M)內部的第一MR數據中位置分辨地計算吸收參數的第一值，和根據第二區域(51)內部的第二MR數據位置分辨地計算吸收參數的第二值。從第一值獲得三維參數圖。用第二值擴展了該參數圖，使得該參數圖在第一區域和第二區域內部位置分辨地具有吸收參數的值。
文檔編號A61B6/03GK103239251SQ201310041350
公開日2013年8月14日 申請日期2013年2月1日 優先權日2012年2月1日
發明者J.O.布魯姆哈根, M.芬切爾, R.拉德貝克 申請人:西門子公司