Zu
den häufigsten
Erkrankungen in der Welt zählen
die Gefäßerkrankungen,
wie beispielsweise der Schlaganfall, das Aneurysma oder das abdominelle
Aortenaneurysma. Bei diesen Erkrankungen, aber auch insbesondere
bei Tumorerkrankungen oder dergleichen, sind eine schnelle und sichere
Diagnose und eine sofort eingeleitete Therapie von besonderer Bedeutung
für den
Genesungsprozess.
Die
Diagnose derartiger Erkrankungen wird durch bildgebende Verfahren
unterstützt.
Ein bildgebendes Verfahren mit hoher diagnostischer Aussagekraft
ist die Positronen-Emissions-Tomographie (PET). Die Methode beruht
auf der Darstellung der Verteilung einer radioaktiv markierten Substanz,
eines so genannten Radiopharmakons oder Tracers, im Organismus.
Dabei wird dem Patienten ein durch Beimengung eines Radionuklids
mit einer vergleichsweise kurzen Halbwertszeit zu einer Trägersubstanz erhaltener
Tracer, z. B. 18F-FDG (Flourdeoxyglucose),
injiziert, welcher sich in bestimmten Organen und Zellgeweben anreichert
und unter Emission von Positronen zerfällt. Bevorzugt erfolgt die
Anreicherung in aktiven Krebszellen.
Ein
beim radioaktiven Zerfall freigesetztes Positron tritt nach relativ
kurzer Distanz von typischerweise einem Millimeter in Wechselwirkung
mit einem Elektron, wobei beide Teilchen vernichtet und zwei Gammaquanten
mit einer Energie von jeweils 511 keV in diametral entgegengesetzter
Richtung abgestrahlt werden. Diese Annihilationsquanten lassen sich
in einem das Untersuchungsobjekt bzw. den Patienten umgebenden Detektorring,
der eine Vielzahl benachbart angeordneter und einzeln auslesbarer Gammadetektoren
umfasst, räumlich
und zeitlich aufgelöst
nachweisen. Durch eine Koinzidenzkollimierung in einer den Detektoren
nachgeschalteten elektronischen Auswerteeinheit lässt sich
der Ort der den Zählereignissen
jeweils zugrunde liegenden Elektron-Position-Annihilation auf der
gedachten Linie zwischen den signalgebenden Detektorelementen, der
so genannten Line of Response, ermitteln. Die Emission der Gammastrahlung
erfolgt isotrop, d. h. statistisch gesehen sind alle Richtungen
gleich wahrscheinlich. Aus einer statistisch signifikanten Vielzahl
von Zählereignissen
kann daher die räumliche
Häufigkeitsverteilung
der radioaktiven Zerfallsprozesse und somit die Verteilung des Tracers
im Körper
abgeleitet werden. Aus einem derartigen 3D-Volumendatensatz lassen
sich weiterhin beliebige zweidimensionale PET-Schnittbilder errechnen.
Bei
der PET handelt es sich um eine funktionelle Bildgebung, die vor
allem biochemische und physiologische Vorgänge im Organismus abzubilden vermag.
Sie erlaubt neben einer guten Analyse des Stoffwechsels insbesondere
das Auffinden von Tumoren und Metastasen sowie eine Beurteilung
der Perfusion des Herzmuskels. Die PET besitzt aber nur eine relativ
schlechte Ortsauflösung
(ca. 5 mm), die aus prinzipiellen Gründen ohne zusätzliche
Strahlenbelastung nicht mehr gesteigert werden kann. Die PET liefert
keine guten anatomischen Bilder, so dass die räumliche Lokalisierung und Zuordnung
der erkannten Krankheitsherde Schwierigkeiten bereitet.
Bessere
anatomische Bilder sind im Rahmen der Computertomographie (CT) verfügbar, bei
der aus einer Vielzahl von aus verschiedenen Richtungen aufgenommenen
Röntgenbildern,
die jeweils Projektionsbilder sind, durch rechnergestützte Auswertung
Schnittbilder und 3D-Volumenbilder des untersuchten Objekts erzeugt
werden. Die dazu erforderlichen Röntgenstrahler und Röntgendetektoren sind ähnlich wie
bei einem PET-Detektorring üblicherweise
in einem ringförmigen
Gebilde, einer so genannten Gantry, angeordnet, wobei bei CT-Geräten neueren Typs
nur noch die Röntgenstrahler
in der Gantry rotieren und die Röntgendetektoren über 360° verteilt
jeweils raumfest in der Gantry angeordnet sind.
Aus
diagnostischer Sicht ist es vielfach wünschenswert, die bei einer
CT-Untersuchung gewonnenen Bilder mit den korrespondierenden Bildern
einer PET-Untersuchung zu überlagern.
Um eine ortsgetreue Simultandarstellung bzw. eine korrekte (lagerichtige) Überlagerung
der CT-Bilder mit den PET-Bildern realisieren zu können, muss
eine Abbildungsvorschrift zwischen den den Bildern jeweils zugrunde
liegenden Koordinatensystemen gefunden werden. Diese Abbildung kann
im Allgemeinen Verschiebungen, Drehungen und Streckungen, meist sogar
in kombinierter Form, enthalten. Dieses Abgleichungsverfahren für die Bilddatensätze, das
auch als Registrierung bezeichnet wird, besitzt in der Regel nur
eine eingeschränkte
Genauigkeit und bedarf trotz weit reichender (rechnergestützter) Automatisierung häufig einer
zeitaufwendigen Benutzer-Interaktion. Dies gilt insbesondere dann,
wenn der Patient nach der PET-Untersuchung zur Durchführung der
nachfolgenden CT in einen anderen Raum verlegt werden muss, wobei
sich unter Umständen
seine Lage bzw. seine Körperhaltung
verändert,
und wobei sich seine inneren Organe relativ zueinander verschieben
können.
Um
derartige Schwierigkeiten einer rein softwarebasierten Registrierung
zu umgehen, sind kombinierte PET/CT-Systeme entwickelt worden, bei
denen ein Patient auf einer Patientenliege durch unmittelbar hintereinander
angeordnete PET- und CT-Detektorringe
gefahren wird. Man spricht daher in diesem Zusammenhang auch von
einer hardwarebasierten Registrierung der Bilddaten oder von einer
so genannten „Hard-Fusion".
Ein
wesentlicher Nachteil dieses Konzeptes liegt in der schlechten Zugänglichkeit
des Patienten während
der Untersuchung, bedingt durch die beiden benachbart zueinander
angeordneten, geschlossenen Detektorröhren. Eine derartige Anordnung
kann nicht nur das Patientenunbehagen vergrößern, es ist auch in der Regel
nicht möglich,
während
der Untersuchungsprozedur Eingriffe, z. B. minimal-invasive oder
chirurgische Eingriffe, am Patienten vorzunehmen. Vielmehr muss
der Patient nach der Bildaufnahme erst vom PET/CT-Scanner zu einem
entsprechenden OP-Arbeitsplatz verlegt werden. Dort kann man beispielsweise
mittels eines geeigneten Ablationskatheters, der in ein Körpergefäß eingeführt wird, eine
Behandlung der zuvor mit Hilfe der PET/CT-Bilder ermittelten organischen
Defekte oder Krankheitsherde erfolgen. Diese Behandlung erfolgt
vielfach unter angiographischer Röntgenkontrolle, was eine weitere
bildgebende Modalität
in Form einer angiographischen Röntgendiagnostikeinrichtung
erforderlich macht. Eine derartige Einrichtung liefert zwar silhouettenhafte
Abbildungen des betroffenen Gefäßabschnitts,
so dass eine gewisse Kontrolle der Lage und Ausrichtung des Ablationskatheters
innerhalb des Gefäßes erfolgen
kann. Jedoch sind aus Sicht des Operateurs vielfach „Live-Bilder" von der Behandlungsregion
mit erhöhter
diagnostischer Aussagekraft auch und gerade während der eigentlichen chirurgischen
oder minimal-invasiven Behandlung wünschenswert.
Die
herkömmliche
Angiographie liefert zwar hoch aufgelöste Bilder des Gefäßsystems,
ist aber nicht in der Lage, das umliegende Weichteilgewebe („Soft Tissue") oder etwaige Ablagerungen
an der Gefäßwand darzustellen.
Falls bei der Operation oder dem Kathetereingriff Komplikationen
eintreten, kann es daher erforderlich sein, dem Patienten erneut
in den PET/CT-Tomographen
umzuverlagern, um dort ein Kontrollbild anzufertigen. Damit geht
unter Umständen
wertvolle Zeit für
die Einleitung der weiteren Therapieschritte verloren, wobei sich
der Gesundheitszustand des Patienten möglicherweise drastisch verschlechtern
kann.
Eine
Weiterentwicklung der Röntgenangiographie,
die gute 3D-Weichteilaufnahmen
liefert, ist seit kurzem unter dem Namen „Angiographische Computertomographie" (ACT) oder auch „DynaCT" bekannt und beispielsweise
in der älteren,
bislang unveröffentlichten
Patentanmeldung 10 2004 057 308.5 oder in der Produktbroschüre „Axiom
Artis dFA – Axiom
Artis dFA DynaCT – Universal,
Floor-mounted C-arm Angiography System with Flat Detector" der Firma Siemens
AG, Medical Solutions aus dem Jahre 2005, Order No. A91001-M1400-G938-2-7600 beschrieben.
Diese Weiterentwicklung beruht einerseits auf einer verbesserten
Detektortechnologie und andererseits auf verbesserten Bildverarbeitungsmethoden,
die bei der Verarbeitung und visuellen Umsetzung der Detektorsignale
auf speziell an die Weichteildarstellung angepasste Korrekturalgorithmen
zurückgreifen.
Eine funktionelle Bildgebung ist mit einer derartigen Vorrichtung
zur angiographischen Computertomographie, im Folgenden kurz ACT-Modalität genannt,
nicht möglich.
Der
Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine bildgebende medizinische
Modalität
der eingangs genannten Art anzugeben, deren Bilder eine zuverlässige Erkennung
und präzise
Lokalisierung von Stoffwechselanomalien, insbesondere von malignem
Gewebe mit Tumorbefall, ermöglichen, und
die eine gute Zugänglichkeit
zum Patienten bietet, so dass einhergehend mit der Bildaufnahme
operative und/oder minimal-invasive Eingriffe am Patienten vorgenommen
und kontrolliert werden können.
Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst, indem
benachbart zum PET-Detektorring eine datenseitig mit einer ACT-Bildverarbeitungseinheit
verbundene ACT-Aufnahmevorrichtung zur angiographischen Computertomographie
angeordnet ist, wobei der PET-Bildverarbeitungseinheit
und der ACT-Bildverarbeitungseinheit eine gemeinsame Displayeinheit
zur Anzeige von in der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit generierten
PET-Bildern und/oder ACT-Bildern zugeordnet ist.
Die
Erfindung geht von der Überlegung
aus, dass für
eine präzise
räumliche
Lokalisierung von im Rahmen der PET-Bildgebung besonders gut sichtbaren
Tumoren, Karzinomen, Metastasen etc. die PET-Bilder durch komplementäre morphologische
Informationen eines weiteren bildgebenden Verfahrens ergänzt werden
sollten. Gegenüber
herkömmlichen CT-Bildern,
die vor allem für
die Darstellung von Knochen, Organen und Gewebestrukturen ausgelegt sind,
sollten die zusätzlichen
Bilddaten auch differenzierte medizinische Informationen über die
Blutgefäße und deren
unmittelbare Umgebung, insbesondere etwa über benachbarte Weichteile,
beinhalten. Derartige Informationen sind mit Hilfe der angiographischen
Computertomographie (ACT) verfügbar.
Um
den üblicherweise
mit einer softwarebasierten Registrierung und Fusion von verschiedenartigen
Bildern verbundenen Schwierigkeiten von vornherein aus dem Weg zu
gehen, und um die Notwendigkeit eines Patiententransports zwischen
räumlich getrennten
Modalitäten
zu vermeiden, sollten die PET-Einheit und die ACT-Einheit in einer
kombinierten PET/ACT-Modalität,
auch als duale Modalität
bezeichnet, integriert sein. In einer solchen Modalität sollten
des Weiteren der PET-Detektorring und die mindestens einen Röntgenstrahler
und einen Röntgendetektor
umfassende ACT-Bildaufnahmevorrichtung derart angeordnet sein, dass
eine gleichzeitige oder eine zumindest mit einer nur geringen zeitlichen Unterbrechung
behaftete Aufnahme der PET-Bilder und der komplementären ACT-Bilder
möglich
ist. Zu diesem Zweck ist die ACT-Aufnahmeeinrichtung benachbart
zum PET-Detektorring, d. h. in Bezug auf die Längsachse des PET-Detektorrings
vor oder hinter diesem, angeordnet. Der vorzugsweise auf einer Patientenliege
fixierte Patient kann dann in einem Durchgang und ohne größere zeitliche
Unterbrechung durch den PET-Detektorring und anschließend durch
den ACT-Aufnahmebereich geschoben und dabei gescannt werden. Damit
ist der Abgleich der PET-Bilder und der korrespondierenden ACT-Bilder vereinfacht.
Die zeitliche Reihenfolge der Aufnahmen kann auch umgekehrt sein.
Die
von dem PET-Detektorring und dem ACT-Röntgendetektor akquirierten
Detektorsignale werden in einer dem jeweiligen Detektortyp datenseitig
nachgeschalteten Bildverarbeitungseinheit getrennt voneinander aufbereitet
und in PET-Bilder bzw. ACT-Bilder umgesetzt. Die Bildverarbeitungseinheiten
können
auch als getrennte Softwaremodule eines gemeinsamen Bildverarbeitungsrechners realisiert
sein. Schließlich
können
die PET-Bilder und die ACT-Bilder in einer der PET-Bildverarbeitungseinheit
und der ACT-Bildverarbeitungseinheit nachgeschalteten gemeinsamen
Displayeinheit angezeigt werden, und zwar vorzugsweise jeweils einzeln,
nebeneinander oder untereinander oder gegebenenfalls auch in überlagerter
oder fusionierter Form. Damit kann der behandelnde Arzt alle wichtigen
medizinischen Informationen mit einem Blick erfassen.
Vorzugsweise
sind die PET-Bildverarbeitungseinheit und die ACT-Bildverarbeitungseinheit datenseitig
mit einer Bildfusionseinheit verbunden, so dass ein PET-Bild mit
einem korrespondierenden ACT-Bild in (annähernd) Echtzeit überlagert
bzw. fusioniert werden kann. Bei der Bildfusionseinheit kann es
sich um einen eigenständigen
Bildfusionsrechner oder auch um ein entsprechendes Softwaremodul handeln,
das auf einem Standard-Rechner ablauffähig ist. Die überlagerten
Bilder sind für
diagnostische Zwecke besonders aussagekräftig, da sie strukturelle Merkmale
des untersuchten Organismus, wie etwa das Skelett oder die Organe,
mit funktionellen Informationen, z. B. über Bereiche mit krankhaft
erhöhter Zellaktivität, kombinieren.
Die Röntgen-Bilddaten
bilden dabei gewissermaßen
eine präzise „Landkarte", in die die zusätzlichen
PET-Bilddaten lagerichtig eingebettet sind.
Die Überlagerung
oder Fusion der Bilder kann auf verschiedene Weisen erfolgen: Vergleichsweise
einfach realisierbar ist eine Fusion eines 2D-PET-Bildes mit einem
korrespondierenden 2D-ACT-Bild. Vorzugsweise ist die Bildfusionseinheit jedoch
derart ausgelegt, dass eine Fusion der kompletten dreidimensionalen
Volumendatensätze
erfolgen kann, wobei anschließend
aus dem 3D-Fusionsbild wieder beliebige zweidimensionale Schnittbilder generiert
werden und auf der Displayeinheit zur Anzeige gebracht werden können.
Vor
der eigentlichen Verschmelzung oder Überlagerung der PET-Bilder mit den korrespondierenden
ACT-Bildern erfolgt zweckmäßigerweise
ein Abgleich der jeweils zugrunde liegenden Koordinatensysteme.
Die Bildfusionseinheit weist dazu vorteil hafterweise geeignete Mittel
für eine
markerbasierte und/oder eine bildbasierte Registrierung der Bilddatensätze auf.
Bei der markerbasierten Registrierung werden die zu überlagernden
Bilder anhand gemeinsamer Bildelemente, so genannter Marker, durch Translation
und/oder Rotation und/oder Projektion bzw. Skalierung zueinander
ausgerichtet. Die Marker können
anatomischen Ursprungs oder auch künstlich angebracht worden sein.
Die Identifizierung und Zuordnung der Marker erfolgt vorzugsweise
automatisch mit Hilfe geeigneter Algorithmen oder auch interaktiv
im Dialog mit dem Benutzer. Bei der bildbasierten Registrierung
erfolgt der Bildabgleich anhand globaler morphologischer Informationen,
wobei als Maß für die Bildübereinstimmung
geeignete 2D- oder 3D-Korrelationsfunktionen auswertbar sind. Da
die PET-Einheit und die ACT-Einheit in eine duale Modalität integriert
sind, ist durch die gemeinsam genutzte Patientenlagerung ein einheitliches
Koordinatensystem vorgegeben. Damit können die Registrierung der Bilddatensätze und
die Bildfusion mit besonders hoher Präzision und Geschwindigkeit
erfolgen (hardwarebasierte Fusion).
Um
mögliche
Patientenbewegungen während
der Untersuchung und insbesondere in der kurzen Übergangszeit, in der der Patient
von der PET-Detektoreinheit zur ACT-Detektoreinheit (oder umgekehrt)
geschoben wird, zu erkennen und bei der Bildfusion zu berücksichtigen,
ist die Bildfusionseinheit vorzugsweise dateneingangsseitig mit
mindestens einem am Patienten fixierbaren Bewegungssensor verbunden.
Der Bewegungssensor kann weiterhin mit der PET-Bildverarbeitungseinheit
und/oder der ACT-Bildverarbeitungseinheit verbunden sein, so dass
bereits vor der Fusion eine entsprechende Korrektur oder Aufbereitung
der zu fusionierenden Einzelbilder erfolgen kann. Die Registrierung
und Fusion der Einzelbilder berücksichtigt
damit dynamische Effekte.
Der
Bewegungssensor kann ein elektrisches, kapazitives, magnetisches,
akustisches oder optisches Wirkprinzip haben und für eine drahtlose Signalübertragung
vorteilhafterweise in der so genannten RFID-Transponder-Technologie
ausgeführt sein (RFID
= Radio Frequency Identification). Beispielsweise kann der Bewegungssensor
in Form eines RFID-Mikrochips in ein mit einer Klebefläche versehenes
Pflaster integriert sein, das dem Patienten während der Untersuchung aufgeklebt
und anschließend
entsorgt wird. Weiterhin kann zur Erfassung des Patientenvorschubs
ein Bewegungssensor am Patiententisch oder an der Patientenliege
angebracht sein. Dieser Bewegungssensor ist ebenfalls datenseitig
mit der Bildfusionseinheit und/oder mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit
(PET/ACT) verbunden, so dass die Vorschubbewegung bei der Bildrekonstruktion
und insbesondere bei der fusionierten Bildrekonstruktion berücksichtigt
werden kann. In zusätzlicher
oder alternativer Ausgestaltung kann auch eine auf einer statistischen
Auswertung der Bildsignale beruhende rein mathematische Bewegungserkennung
und -korrektur im Bildrechner vorgesehen sein.
Zusätzlich zu
den Bewegungssensoren kann vorteilhafterweise eine Anzahl von datenseitig
mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (PET/ACT) und/oder mit
der Bildfusionseinheit verbundenen physiologischen Sensoren vorgesehen
sein. Derartige Sensoren können
insbesondere zur Aufnahme von Organbewegungen, wie etwa der Bewegung
des Herzens, des Brustkorbs und der Blutgefäße ausgelegt sein. Beispielsweise
kann so die Atmung oder die Gefäßpulsation
gemessen oder ein EKG aufgenommen und bei der Bildrekonstruktion
bzw. bei der Bildfusion berücksichtigt
werden. Die zur Korrektur bzw. Eliminierung derartiger Bewegungsartefakte zweckmäßigen Methoden
und Algorithmen sind dem Fachmann bekannt. Das software- oder hardwaremäßig implementierte
Korrekturverfahren wird auch als Gating bezeichnet. Zur Beseitigung
der Atmungsartefakte kann beispielsweise ein Brustband genutzt werden,
das über
entsprechende Sensoren die Atemamplitude und die Atemfrequenz ermittelt.
Alternativ kann die Amplitude und die Frequenz aus der Hüllkurve
des EKG-Signals berechnet und einer in die Bildverarbeitungseinheit
integrierten Korrektureinheit zugeführt werden. Zusätzlich kann
das Pulsen der Gefäße durch
Auswertung des EKG-Signals oder der Blutdruckkurve ermittelt werden.
In
zweckmäßiger Ausgestaltung
umfasst die ACT-Aufnahmevorrichtung der PET/ACT-Modalität eine auf
einer Kreisbahn um eine Patientenliege bewegbare Röntgenquelle
und einen der Röntgenquelle
diametral gegenüberliegenden,
synchron mit der Röntgenquelle
auf der Kreisbahn bewegbaren Röntgendetektor.
Es ist nicht notwendig, dass ein vollständiger Kreisbogen von 360° durchlaufen
wird. In der Praxis genügen
für die
Bildrekonstruktion meist Winkelintervalle von 180° bis 220°. Der Röntgendetektor ist
vorzugsweise ein flacher, insbesondere rechteckiger oder quadratischer
Halbleiterdetektor, wobei als Detektormaterial vorteilhafterweise
amorphes Silizium zum Einsatz kommt.
Vorteilhafterweise
sind die Röntgenquelle und
der Röntgendetektor
an einem rotierbar gelagerten C-Bogen angeordnet. Der C-Bogen mit
dem Röntgenstrahler
und dem Röntgendetektor
rotiert während
der Bildaufnahme vorzugsweise um mindestens einen Winkel von 180° um den Patienten
herum, wobei in schneller Folge Projektionsbilder aus verschiedenen
Projektionsrichtungen aufgenommen werden. Der C-Bogen kann boden- oder deckenmontiert
sein. Er kann auch an einem Arm eines Industrieroboters, insbesondere
eines Industrieroboters mit fünf
Freiheitsgraden, montiert sein, wodurch eine besonders flexibel
an verschiedene Einsatzzwecke und an die jeweiligen räumlichen
Gegebenheiten angepasste Befestigung und Lagerung realisiert ist.
Sofern nicht im Einsatz befindlich, kann der C-Bogen dann auch komplett
aus dem Untersuchungsbereich weggeschwenkt werden. Die C-Bogen-Konstruktion ist
besonders vorteilhaft, da sie vergleichsweise wenig Einbauraum beansprucht
und eine gute Zugänglichkeit
zum Patienten gewährleistet,
so dass gegebenenfalls zeitgleich mit der Untersuchung Behandlungsmaßnahmen,
z. B. chirurgische oder minimal-invasive
Eingriffe, vorgenommen werden können.
Alternativ können
die Röntgenquelle
und der zugehörige
Röntgendetektor
auch an einem decken- oder bodenmontierten Stativ oder an einem
sonstigen Trägergestell
angeordnet sein, das vorzugsweise in drei Freiheitsgraden um den
Patienten herum bewegbar ist.
Vorteilhafterweise
ist die bildgebende medizinische Modalität derart konstruiert, dass
der Patient sowohl von der PET-Seite als auch von der ACT-Seite
her in den Untersuchungsbereich einfahrbar ist. Dazu liegt der Patient
zweckmäßigerweise
auf einer mit einer entsprechenden Antriebsvorrichtung ausgestatteten
Patientenliege, die einen automatischen Vorschub mit vorzugsweise
konstanter Geschwindigkeit durch den PET/ACT-Scanner erlaubt.
Vorteilhafterweise
sind das PET-Subsystem und das ACT-Subsystem sowie gemeinsam genutzte Komponenten
der Modalität
zwecks Datenaustausch an einen gemeinsamen System-Datenbus angeschlossen.
Die gemeinsamen Komponenten umfassen neben der bereits erwähnten Bildfusionseinheit und
der Displayeinheit einen Datenspeicher, insbesondere zur Speicherung
der aufgenommenen Bilddaten, eine Eingabeeinheit und eine DICOM-Schnittstelle, über welche
ein Datenaustausch mit externen Modalitäten oder mit an das Intranet
eines Krankenhauses angeschlossenen Workstations erfolgen kann.
Durch diese Mehrfachnutzung einiger Komponenten können Raum
und Kosten eingespart werden. Eine gemeinsame Benutzerschnittstelle,
die an eine koordinierte und aufeinander abgestimmte Betriebsweise
des PET-Systems und des ACT-Systems angepasst ist, erleichtert zudem
die Bedienung der Anlage.
Zur
Vermeidung von Artefakten, die durch eine evtl. Überlagerung der einzelnen Detektorsignale
(PET/ACT) hervorgerufen werden könnten,
wird weiterhin vorgeschlagen, die Bildsensoren zeitlich versetzt
und getaktet aufzulesen. Dies ist insbesondere dann sinnvoll, wenn
der Patient ohne Unterbrechung vom PET-Scanner in den Röntgenscanner vorgeschoben
wird.
Vorteilhafterweise
ist eine Ablationsvorrichtung an den System-Datenbus angeschlossen,
wobei von der Ablationsvorrichtung bereitgestellte Daten auf der
Displayeinheit anzeigbar sind. Die Ablationsvorrichtung kann insbesondere
ein Ablationskatheter sein, mit dem sich im Rahmen eines minimal-inva siven
Eingriffes krankhaftes Gewebe veröden lässt. Der Ablationskatheter
weist dazu z. B. eine Vorrichtung zur Emission von Laserstrahlen
(Laserablation), eine Zuleitung und eine Austrittsöffnung für ein Kühlmittel
(Cryoablation) oder Mittel zur Emission von Radiowellen (Radiowellen-Ablation)
auf. Alternativ oder zusätzlich
kann eine Zuleitung für
eine chemische, biologische oder pharmazeutische Flüssigkeit
zur so genannten Chemoembolisation vorgesehen sein. Ferner kann
der Katheter mit einer Anzahl von physiologischen Sensoren und/oder
mit einem bildgebenden Sensor ausgestattet sein (interkorporale
bzw. intervaskuläre
Bildgebung). Die von diesen Sensoren bereitgestellten Signale können in
einer Auswerteeinheit aufbereitet und auf einem Anzeigemonitor der
Displayeinheit angezeigt werden. Insbesondere kann eine gemeinsame
oder überlagerte Anzeige
von interkorporal und von extrakorporal ermittelten Bildern vorgesehen
sein. Das Einführen
und die Handhabung des Ablationskatheters können unter Röntgenkontrolle
vorgenommen werden, wozu die ACT-Einheit der kombinierten PET/ACT-Modalität aktiviert
wird, welche CT-ähnliche
Bilder des Gefäßsystems
und seiner Umgebung liefert. Das PET-Subsystem ist dann zweckmäßigerweise
deaktiviert. Der Patient muss zur Durchführung des Eingriffs also nicht
erst zu einer externen Angiographievorrichtung umverlagert werden.
Die
mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen insbesondere darin,
dass die von der kombinierten PET/ACT-Modalität erzeugten PET-Bilder und
ACT-Bilder in kurzer Zeit und mit hoher Registrierungsgenauigkeit
fusioniert werden können.
Dabei werden die Vorteile der auf eine Darstellung von Stoffwechselvorgängen ausgerichteten
(funktionellen) PET-Bildgebung mit den Vorteilen der angiographischen
Computertomographie (ACT), welche nicht nur das Gefäßsystem
eines Menschen in hoher Auflösung,
sondern auch die umliegenden Weichteile abzubilden vermag und dabei
wichtige medizinische Zusatzinformationen liefert, vereint. Ein
weiterer Vorteil der dualen PET/ACT-Modalität liegt in der guten Zugänglichkeit
zum Patienten, etwa für
eine begleitende Tumortherapie. Dieser Vorteil rührt daher, dass die ACT-Bildaufnahmeeinrichtung
im Ge gensatz zu herkömmlichen
CT-Geräten
keine geschlossene Gantrys benötigt.
Die
beschriebene Anwendung der PET/ACT-Modalität im Rahmen der Tumorablation stellt
nur ein medizinisches Einsatzbeispiel dar. Andere Therapien, bei
denen eine anatomische und eine funktionelle Bildgebung mit einer
guten Zugänglichkeit
zum Patienten notwendig sind, sind ebenfalls möglich. Es kann z. B. auch mit
der PET die Perfusion des Herzmuskels festgestellt werden und gleichzeitig
mit der ACT eine anatomische Zuordnung der entsprechenden Koronargefäße erfolgen.
Mit Hilfe der ACT kann auch nötigenfalls
eine Ballon-Dilatation und eine Stent-Implantation überwacht
werden, ohne dass zu diesem Zweck eine weitere bildgebende Modalität erforderlich
wäre.
Ein
Ausführungsbeispiel
der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
1 einen
schematischen Überblick über eine
medizinische Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung (Modalität) mit einem
integrierten PET/ACT-Scanner,
2 ein
PET-Bild und ein korrespondierendes ACT-Bild sowie ein durch Fusion
der Einzelbilder erzeugtes Fusionsbild, und
3 eine
Prinzipskizze, die das getaktete, zeitversetzte Auslesen von Detektorsignalen
veranschaulicht.
Die
in 1 in einem schematischen Überblick dargestellte medizinische
Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2, im Folgenden
auch kurz als Modalität
bezeichnet, umfasst eine auf dem Prinzip der Positronen-Emissions-Tomographie
(PET) beruhende PET-Einheit. Die PET-Einheit weist einen mit einer
Mehrzahl von Szintillations- oder Halbleiterdetektoren sowie mit
zugehörigen
Photomultipliern und Vorverstärkern
zur Verstärkung
der Primärsignale
ausgestatteten PET-Detektorring 4 auf. Der geschlossene,
hier im Querschnitt dargestellte PET- Detektorring 4 wird auch als
Gantry bezeichnet. Die Detektorelemente des PET-Detektorrings 4 registrieren – räumlich und
zeitlich aufgelöst – im zylindrischen Hohlraum 6 des
Detektorrings 4 von einer Strahlungsquelle emittierte,
energiereiche Gammaquanten 7. Die Strahlungsquelle ist
in diesem Falle ein Mensch, nämlich
der zu untersuchende Patient 8, dem unmittelbar vor der
Untersuchung ein schwach radioaktiver Tracer injiziert wird, der
sich in bestimmten Organen, insbesondere in Tumoren, anreichert und
der sich daher inhomogen im Körper
verteilt. Der am häufigsten
bei der PET eingesetzte Tracer ist 18F-FDG
(Fluordeoxyglucose). Die applizierte Substanzmenge ist äußerst gering
und liegt im subphysiologischen Bereich. Daher kommt es zu keiner
Beeinflussung des zu untersuchenden Stoffwechselvorgangs und zu
keinerlei toxischen Reaktionen. Die zur Herstellung des Tracers
erforderlichen Radionuklide werden in einem Reaktor oder Zyklotron
gewonnen. Wegen der kurzen Halbwertszeit der bei der PET-Methode
verwendeten Radionuklide von beispielsweise zwei bis zehn Minuten
ist der Reaktor oder das Zyklotron in der Nähe der medizinischen Untersuchungs- und
Behandlungseinrichtung 2 stationiert.
Bei
Zerfall des Radionuklids im Körper
des Patienten 8 werden Positronen freigesetzt, die bereits
nach sehr kurzer Zeit wieder mit Elektronen rekombinieren. Bei jedem
dieser Annihilationsvorgänge
werden zwei Gammaquanten 7 mit einer Energie von jeweils
511 keV in zueinander entgegengesetzter Richtung (kolinear) emittiert.
Sie treffen dann beinahe zeitgleich – genauer: in einem Koinzidenzintervall von
ca. 10 ns – auf
zwei diametral einander gegenüberliegende
Detektorelemente des PET-Detektorrings 4 und führen somit
zu korrelierten Zählereignissen
in den in Koinzidenz geschalteten Detektorelementen. Zur Erhebung
einer für
signifikante statistische Aussagen relevanten Datenmenge werden
die Zählereignisse
in einem dem Detektorring 4 nachgeschalteten Integrator 12 zeitlich
integriert und anschließend
in einem Impulshöhenanalysator 14 und einem
Vielkanalanalysator 16 analysiert.
Über einen
PET-Preprocessor 18, in dem eine Korrektur zufälliger und
streubedingter Koinzidenzen erfolgt, werden die derart aufbereiteten PET-Detektorsignale
einem System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt. In
der PET-Bildverarbeitungseinheit 22 erfolgt die eigentliche
visuelle Umsetzung der PET-Signale in PET-Bilder, in denen die räumliche
Verteilung des Tracers im Organismus des Patienten durch eine Farbskala
oder durch Graustufen kodiert dargestellt ist. Dabei werden vorzugsweise
komplette 3D-Volumendatensätze
ermittelt, aus denen sich 2D-Schnittbilder mit beliebiger Schnittebene
berechnen lassen. Der behandelnde Arzt kann die PET-Bilder – gegebenenfalls
nach einer im Folgenden noch zu beschreibenden Artefaktkorrektur – auf einem
Anzeigemonitor einer Displayeinheit 24 betrachten.
Aufgrund
der metabolischen Wirksamkeit des Tracers liefert die PET-Bildgebung
wertvolle medizinische Informationen über im Organismus ablaufende
Stoffwechselvorgänge
(funktionelle Bildgebung). Allerdings ist die anatomische Zuordnung
der in den PET-Bildern gefundenen „Hot Spots", die beispielsweise einen Indikator
für Tumoren
oder Metastasen darstellen, aufgrund der vergleichsweise geringen
Auflösung
der PET-Methode und ihrer mangelhaften Sensitivität für anatomische
Strukturen ausgesprochen schwierig. Aus diesem Grund ist in die
bildgebende Modalität 2 eine
weitere bildgebende Vorrichtung integriert, die in der Lage ist,
zu den PET-Bildern komplementäre
Bildinformationen zu liefern, welche insbesondere auch das Gefäßsystem
und die umliegenden Weichteile abdecken. Es handelt sich dabei um
eine Vorrichtung zur angiographischen Computertomographie (ACT),
auch „DynaCT" genannt.
Das
ACT-System umfasst im Ausführungsbeispiel
eine benachbart zum PET-Detektorring 4 angeordnete ACT-Aufnahmevorrichtung 26 mit
einer an einem Ende eines C-Bogens 28 angeordneten Röntgenquelle 30 und
mit einem am gegenüberliegenden Ende
des C-Bogens angeordneten
Röntgendetektor 32,
der als Flachdetektor (Matrixdetektor) ausgeführt ist. Vorzugsweise kommt
dabei amorphes Silizium als Detektormaterial zum Einsatz. Es können auch andere
Materialien verwendet werden, die jedoch in der Regel den Einsatz
von Bildverstärkern
sowie einen erhöhten
Rechenaufwand erforderlich machen. Der C-Bogen 28 ist an
einem bodenmontierten Ständer 34 drehbar
gelagert, so dass der Röntgenstrahler 30 und
der zugehörige
Röntgendetektor 32 auf
einer annähernd
kreisförmigen
Bahn um den Patienten 8 herumbewegt werden können. Dazu
sind entsprechende Drehmotoren in den Ständer 34 integriert.
Der
im Strahlengang des Röntgenstrahlers 30 befindliche
Patient 8 bewirkt entsprechend seiner Röntgenstrahlentransparenz eine
Abschwächung der
Röntgenstrahlen,
die von dem Röntgendetektor 32 erfasst
wird. Die aus dem Röntgendetektor 32 ausgelesenen
Detektorsignale werden in einem Röntgen-Preprocessor 36 verarbeitet
und anschließend
dem System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt. Die
Röntgenquelle 30 wird über einen Hochspannungsgenerator 38 mit
der erforderlichen Betriebsspannung versorgt. Der Hochspannungsgenerator 38 wird
von einer Röntgen-Systemsteuerung 40 angesteuert,
die auch das Auslesen des Röntgendetektors 32 koordiniert.
Die Röntgen-Systemsteuerung 40 übernimmt
zudem die Ansteuerung der Drehmotoren für den C-Bogen 28 und
synchronisiert die Drehbewegung mit der Aufnahme der Röntgensignale.
In
einer ACT-Bildverarbeitungseinheit 42 werden aus einer
Vielzahl von während
der Rotationsbewegung des C-Bogens 28 aufgenommenen Projektionsbildern
zweidimensionale Schnittbilder errechnet, die jeweils eine bestimmte
Schnittebene durch den Körper
des Patienten 8 repräsentieren. Aus
einer Vielzahl von vorzugsweise „schichtweise" angeordneten oder „gestapelten" Schnittbildern werden
in einer 3D-Rekonstruktionseinheit, die in die ACT-Bildverarbeitungseinheit 42 integriert
oder auch als separate Komponente ausgebildet sein kann, dreidimensionale
Volumendatensätze
generiert.
Die
ACT-Bilder sind in der Displayeinheit 24 alleine oder gemeinsam
mit den korrespondierenden PET-Bildern als 2D-Schnittbilder oder als perspektivische
3D-Ansichten darstell bar. Besonders aussagekräftige Bilder entstehen bei
der Überlagerung
der PET- mit den ACT-Einzelbildern. Zu diesem Zweck ist eine Bildfusionseinheit 44 an
den System-Datenbus 20 angeschlossen, die einen Abgleich
der jeweiligen Bilddaten (Registrierung) und darauf aufbauend die eigentliche
Fusion vornimmt. Dabei werden bevorzugt komplette 3D-Volumendatensätze fusioniert.
Alternativ kann auch vorgesehen sein, zunächst eine Mehrzahl von PET-Schnittbildern
mit den entsprechenden ACT-Schnittbildern zu fusionieren, um erst anschließend aus
den 2D-Fusionsbildern einen 3D-Volumendatensatz, d. h. ein kombiniertes,
dreidimensionales PET/ACT-Bild zu konstruieren. Die Fusionsbilder
können
ebenfalls auf der gemeinsamen Displayeinheit 24 angezeigt
werden.
2 zeigt
beispielhaft das Ergebnis einer derartigen Bildfusion: In der Mitte
ist ein PET-Bild 46 dargestellt. Die Pfeile kennzeichnen
in der PET-Darstellung gut sichtbare primäre Tumoren sowie sekundäre Tumoren
und Metastasen. Im linken Teil der Figur ist ein zum PET-Bild 46 korrespondierendes ACT-Bild 48 mit
hoher Auflösung
und mit differenzierter Weichteil-Wiedergabe dargestellt, in dem
aber die Tumore kaum sichtbar bzw. nur teilweise sichtbar sind.
Das rechts dargestellte Fusionsbild 50 kombiniert die Vorzüge der beiden
Einzelbilder und erlaubt dem behandelnden Arzt eine präzise anatomische Zuordnung
der erkrankten Bereiche.
Vor
der Anzeige der Einzelbilder und/oder der Fusionsbilder auf dem
Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 erfolgt zweckmäßigerweise
einer Korrektur von Bildartefakten, insbesondere von bewegungsbedingten
Bildartefakten, hervorgerufen z. B. durch die Atmung, den Herzschlag
oder die Gefäßpulsation
des Patienten 8 oder auch durch die durch den Richtungspfeil 51 angedeutete
Vorwärtsbewegung
der Patientenliege 52. Zu diesem Zweck ist, wie in 1 ersichtlich,
eine Bildkorrektureinheit 54 an den System-Datenbus 20 angeschlossen.
Die Artefaktkorrektur kann bereits auf der Ebene der PET- oder ACT-Einzelbilder, insbesondere
bei der jeweiligen 3D-Rekonstruktion, erfolgen. Insbesondere kommen
bei der Aufbereitung der ACT-Bilder Korrekturalgorithmen zum Einsatz,
die neben einer Korrektur bewegungsbedingter Artefakte eine gute
Weichteildarstellung ermöglichen.
Derartige Algorithmen sind dem Fachmann geläufig und können beispielsweise eine Trunkations-Korrektur, eine Streustrahlungs-Korrektur,
eine Überstrahlungs-Korrektur,
eine Ringartefakt-Korrektur, eine Korrektur der Strahlaufhärtung und
des Low-Frequency-Drop und/oder eine Gain-Kalibration umfassen.
Weiterhin
werden bewegungsbedingte Artefakte, insbesondere solche, die von
Organbewegungen herrühren,
bei der Bildfusion berücksichtigt
und eliminiert. Die Korrektureinheit 54 greift dabei dateneingangsseitig
auf die Sensorsignale einer Anzahl von Positions- oder Bewegungssensoren 56 und
von hier nicht dargestellten physiologischen Sensoren zurück, die über einen
Bewegungs- und Gatingprozessor 58 und/oder eine physiologische
Signalverarbeitungseinheit 60 für die weitere Verwertung aufbereitet
und in den System-Datenbus 20 eingespeist werden. Die physiologischen
Sensoren umfassen Sensoren für
Puls, Respiration und Blutdruck sowie EKG-Elektroden. Der oder die
Positions- oder Bewegungssensoren 56 sind beispielsweise
an der Patientenliege 52 oder direkt am Patienten 8 angebracht. Die
Sensoren sind zumindest teilweise als RFID-Transponder ausgeführt, die über einen
zugeordneten RFID-Reader oder einen Signalempfänger 62 drahtlos ausgelesen
und gegebenenfalls angesteuert werden können. Vor dem Start der Untersuchung
muss der Bewegungssensor 56 in Bezug auf die räumlichen
Koordinaten der Untersuchungsvorrichtung kalibriert werden. Dazu
ist eine an den System-Datenbus 20 angeschlossene Kalibrierungseinheit 64 vorgesehen.
An
den System-Datenbus 20 der Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2 ist
zur Kommunikation nach außen
eine DICOM-Schnittstelle 66 angeschlossen,
die mit einem Krankenhausinformationssystem (KIS) oder mit weiteren
bildgebenden Modalitäten
oder auch mit dem Internet in Verbindung steht. DICOM (Digital Imaging
and Communications in Medicine) ist ein offener Standard zum Austausch
von medizinischen Informationen, insbesondere von Bilddaten und
Patientendaten. Derartige Daten können vor ihrer weiteren Verarbeitung
oder Übermittlung über die
DICOM-Schnittstelle 66 in einem an dem System-Datenbus 20 angeschlossenen Datenspeicher 68 (zwischen-)gespeichert
werden.
Schließlich ist
noch ein in die Gefäße oder Organe
des Patienten einführbarer
Ablationskatheter 70 über
eine Daten- und Versorgungsleitung 72 und eine Ablationskatheter-Schnittstelle 74 an
den Datenbus 20 angeschlossen. Der Ablationskatheter 70 ermöglicht eine
zeitgleich oder zeitnah zur diagnostischen Bildgebung ablaufende
Behandlung des Patienten 8, z. B. eine radiowellenbasierte
Tumorablation. Der Ablationskatheter 70 kann mit zusätzlichen physiologischen
oder bildgebenden Sensoren ausgestattet sein, welche hier nicht
näher dargestellt sind.
Die auf diese Weise bereitgestellten Daten können ebenfalls visuell umgesetzt
und in der Displayeinheit 24 dargestellt werden, z. B.
durch Einblendung oder Überlagerung
mit den anderweitig erzeugten Bildern.
Eine
zentrale Ein- und Ausgabeeinheit 76, die insbesondere eine
Tastatur, eine Computermaus, oder eine Bedienkonsole beinhaltet,
erlaubt dem Benutzer mittels entsprechender, vorzugsweise menügeführter oder
dialoggestützter
Eingabeoperationen die Steuerung der gesamten medizinischen Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2,
inklusive PET-System, ACT-Röntgensystem
und Ablationsvorrichtung. Dabei sind alle wesentlichen Betriebsoperationen,
Untersuchungsprotokolle und häufig
genutzten Arbeitsabläufe
(Workflows) bereits vordefiniert. Nach der Auswahl eines Workflows
aus einer vorgegebenen Auswahlliste und gegebenenfalls nach manueller
Justierung einzelner Parameter laufen die zugehörigen Einzelvorgänge aufeinander
abgestimmt bzw. miteinander synchronisiert und weitestgehend ohne
Benutzerinteraktion automatisch ab. Der Benutzer kann dabei durch
entsprechende Eingaben auf der Ein- und Ausgabeeinheit 76 die
Bilddarstellung auf dem Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 beeinflussen
und zweckmäßige Ansichten
oder Schnitte auswählen.
Ein
typischer Workflow für
eine rein diagnostische Untersuchung beinhaltet folgende Schritte:
- 1. Injektion des Tracers
- 2. Injektion von Röntgenkontrastmittel
- 3. angiographische Röntgenuntersuchung
(ACT)
- 4. PET-Untersuchung
Auf
die Injektion von Röntgenkontrastmittel (Schritt
2) kann unter Umständen
verzichtet werden. Die zeitliche Reihenfolge der Schritte 3. und
4. kann auch vertauscht sein. Es kann also zuerst eine Ganzkörper-Untersuchung
mittels PET erfolgen und dann der ACT-Scan auf den betroffenen,
in den PET-Bildern auffälligen
Organbereich beschränkt
werden, was die Strahlenbelastung des Patienten durch Röntgenstrahlen
verringert. Während
der Untersuchung wird der Patient 8 auf der Patientenliege 52 vollautomatisch
durch die jeweiligen Untersuchungsbereiche (PET/ACT) der kombinierten
Modalität
hindurchgefahren.
Ein
typischer Workflow für
eine Untersuchung mit zusätzlicher
minimal-invasiver Therapie sieht wie folgt aus:
- 1.
Injektion des Tracers
- 2. Injektion von Röntgenkontrastmittel
- 3. PET-Untersuchung
- 4. angiographische Röntgenuntersuchung
(ACT)
- 5. Einführen
des Ablationskatheters 70 unter Röntgenkontrolle (ACT)
- 6. Ablation des Tumorgewebes
- 7. Überprüfen der
Ablation mit Hilfe angiographischer Röntgenaufnahmen.
Es
kann auch sinnvoll sein, vor der PET/ACT-Untersuchung in einer externen
CT- oder MRI-Modalität
(MRI = Magnetic Resonance Imaging) hoch auflösende CT- oder MRI-Bilder zu
erstellen und diese dann softwarebasiert mit den PET- oder ACT- Bildern oder den
kombinierten PET/ACT-Bildern zu fusionieren. Weiterhin ist es möglich, individuelle
Untersuchungen nur mit PET oder nur mit ACT vorzunehmen. Das nicht
benötigte
Teilsystem ist dann zweckmäßigerweise
deaktiviert.
Um
eine unerwünschte
wechselseitige Beeinflussung der PET-Detektorsignale und der Röntgendetektorsignale
auszuschließen,
werden die signalgebenden Detektoren 4, 32 zeitversetzt
(getaktet) ausgelesen. Dies ist schematisch in 3 illustriert. Der
Reihe nach repräsentieren
die dargestellten Graphen, in denen die Abszisse jeweils die Zeit
t darstellt, von oben nach unten:
- 1. die Ausleseintervalle
oder Zeitfenster für
die PET-Quantendetektoren,
jeweils dargestellt durch eine rechteckförmige Signalzacke über dem
Niveau der Basislinie,
- 2. die Ausleseintervalle für
die physiologischen Sensoren, wie z. B. EKG oder Respirationssensoren,
- 3. die Zeitintervalle, in denen die Röntgenquelle 30 Röntgenpulse
emittiert, und
- 4. die Ausleseintervalle für
den Röntgendetektor 32.
Die
PET-Quantendetektoren werden im Wesentlichen zeitgleich mit den
physiologischen Sensoren ausgelesen, da eine derartige Korrelation
für die Artefaktkorrektur
und das Gating vorteilhaft ist. Gegenüber diesen Auslesevorgängen werden
die Röntgenpulse
zeitversetzt erzeugt. Jeweils kurz nach einem Röntgenpuls wird der Röntgendetektor 32 ausgelesen,
so dass sich die Ausleseintervalle für den Röntgendetektor 32 nicht
mit denen für
den PET-Detektorring 4 überlappen.
Die Frequenz der Taktung ist einstellbar bzw. konfigurierbar.