Herzphasen- und atemphasenbezogene Bildrekonstruktion und Bildkorrektur für PET/CT-Fusionsbildgebung am Thorax

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1 Arbeitsgebiet A1: Herzphasen- und atemphasenbezogene Bildrekonstruktion und Bildkorrektur für PET/CT-Fusionsbildgebung am Thorax Projektpartner: Siemens Medical Solutions Geschäftsgebiet Computertomographie Dr. Stefan Schaller Siemensstr. 1, Forchheim CTI GmbH Dipl. Ing. Sven Karschies Drausnickstr. 24, Erlangen Institut für Medizinische Physik (IMP) Prof. Dr. Willi Kalender Dr. Marc Kachelrieß Krankenhausstr. 12, Erlangen

2 Kurzbeschreibung Das Arbeitsgebiet A1 hat sich zum Ziel gesetzt, die Kombinationsbildgebung der Modalitäten CT (Computertomographie) und PET (Positronemissionstomographie) zu verbessern. Dies betrifft insbesondere die Algorithmen beider Modalitäten die zur Zeit der Antragstellung nahezu unabhängig voneinander eingesetzt wurden. Das Potenzial das in der gemeinsamen Nutzung aller Informationen, also von PET- und CT-Daten steckt, wurde abgesehen von der abschließenden Anzeige fusionierter PET/CT-Bilder nicht ausgeschöpft. Im Speziellen sind Atemartefakte, Messfeldüberschreitungsartefakte und Unzulänglichkeiten bei der üblichen Schwächungskorrektur nennenswerte Punkte, die sich durch die von uns vorgeschlagenen Verfahren verbessern lassen. Stand des Projektes Atemartefakte Die Kombinationsbildgebung PET/CT besteht grundsätzlich aus zwei zeitlich nacheinander durchgeführten Messungen: einer CT-Aufnahme gefolgt von einem PET-Scan. Während die CT-Aufnahme auf Grund kurzer Messzeiten während einer Atempause erfolgt muss der Patient während der typischerweise 15 bis 45 Minuten PET-Akquisition atmen. Durch die Atembewegung wird, ähnlich wie bei der Photographie, eine unerwünschte Bewegungsunschärfe in den rekonstruierten Volumendatensatz eingebracht. Zur Vermeidung der Bewegungsartefakte wurde von uns vorgeschlagen, die Bewegungscharakteristik mit Hilfe geeigneter Monitoringverfahren (z.b. Spirometrie, Dehnungsbänder oder Kymogrammverfahren) zu bestimmen und daraus eine zeitabhängige Objektbewegungsfunktion f(x, y, z, t) bzw. ein Verschiebungsfeld (x(t), y(t), z(t)) zu berechnen. Dazu kann der vorab akquirierte CT-Datensatz genutzt werden. Mit Kenntnis der zeitabhängigen Verschiebungen soll dann die Hin- und Rückprojektion der PET- Bildrekonstruktion so modifiziert werden, dass das Linienintegral immer genau die Voxel trifft, die zum jeweiligen Zeitpunkt zu dem das Ereignis registriert wurde (List-Mode o.ä. vorausgesetzt) auch auf der zugehörigen Line of Response (LOR) lagen. Grundvorrausetzung zur Realisierung dieser Idee sind a) das Vorhandensein von Registrierungsverfahren zur Bestimmung eines geeigneten Bewegungsmodells, b) die Erweiterung der CT-Bildrekonstruktion auf Scanner mit 16 Schichten oder mehr und c) die Entwicklung einer PET-Bildrekonstruktion. Unter Registrierung versteht man die Bestimmung einer Transformationsfunktion die den räumlichen Zusammenhang zweier unterschiedlicher Abbildungen eines Objekts beschreibt. Ein Beispiel zeigt Abbildung 1. Dort besteht das Registrierungsproblem ein CT-Bild und ein PET-Bild vom Herzen zur Deckung zu bringen.

3 Abbildung 1: Veranschaulichung des Registrierungsproblems an Hand zweier Bilder unterschiedlicher Modalitäten (hier: CT und PET) Deshalb wurde während des ersten Projektjahrs eine Registrierungssoftware entwickelt mit der es möglich ist, Bilder der selben Modalität und auch Bilder unterschiedlicher Modalitäten gegeneinander zu registrieren. Als Ähnlichkeitsmaß wurde dazu die so genannte Normalized Mutual Information (NMI) gewählt. NMI ist unabhängig von der tatsächlichen Graustufeninformation und ist damit optimal geeignet um PET-, CT- oder auch MR- (Magnetresonanztomographie) Bilder zu registrieren. Dies ist insbesondere wichtig, da selbst zwei CT Datensätze ein und desselben Patienten oft unterschiedliche Grauwerte aufweisen (beispielsweise bei Variation der Röhrenspannung oder bei Kontrastmittelgabe). Ein Beispiel der bisher auf affine Transformationen beschränkten Software ist in Abbildung 2 gezeigt. Abbildung 2: Demonstration des auf 12 Freiheitsgraden und Normalized Mutual Information basierenden Registrierungsansatzes. Um den in der Hälfte des zweiten Projektjahres fälligen Meilenstein Volumendeformation (CT) auf beliebige Atemphasen verfügbar zu erreichen wird nun die Anzahl der Freiheitsgrade erhöht. Parallel dazu sollen erste Erfahrungen mit Dehnungsbändern dazu dienen, ein geeignetes Modell einer Atembewegungsfunktion zu erstellen. Dazu sind Mehrfachscans ein und desselben Patienten in unterschiedlichen Atemlagen nötig. Da auf Grund der Strahlenbelastung der CT dies nur eingeschränkt möglich ist, soll zum Aufbau einer größeren Datenbasis auch auf MR-Daten zurückgegriffen werden. Die ebenfalls nötige Erweiterung der CT-Bildrekonstruktion auf Scanner mit 16 Schichten oder mehr - Meilenstein Standard Bildrekonstruktion CT verfügbar (Schnittstellendefinition etc.) sowie Meilenstein Herzphasen- und atemphasenkorrelierte Rekonstruktion verfügbar - wurde während des ersten Projektjahres soweit möglich abgeschlossen [M. Kachelrieß, and

4 W.A. Kalender. Extended parallel backprojection (EPBP) for arbitrary cone angle and arbitrary pitch 3D and phase-correlated 4D CT reconstruction. Proc. of the 2003 Int. Meeting on Fully 3D Image Reconstruction, June 2003]. Bildrekonstruktionsalgorithmen für aktuelle Scanner und CT-Scanner zukünftiger Generationen stehen dem IMP nun zur Verfügung. CT- Rohdatenformate sind für die in Frage kommenden PET/CT-Geräte vorhanden und basieren auf den CT-Scannern Emotion, Emotion Duo, VolumeZoom sowie Sensation 16 (Siemens, Medical Solutions, Forchheim, Deutschland). Selbstverständlich sind Anpassungen an einen zukünftig dem IMP zur Verfügung stehenden PET/CT Prototypen zu erwarten. Die Einbeziehung der Atemdeformation in die PET-Bildrekonstruktion erfordert wie erwähnt den Aufbau einer für Emissionsdaten geeigneten Simulations- und Rekonstruktionssoftware. Dazu sollen insbesondere die Erfahrungen des IMP im Bereich Bildrekonstruktion sowie herstellerspezifische Informationen, die sich direkt auf den PET-Teil des PET/CT-Prototypen beziehen, herangezogen werden. Abbildung 3 zeigt erste Ergebnisse dieser Aktivitäten, die gegen Ende des ersten Projektjahres begonnen wurden. Abbildung 3: Erste Schritte zur Simulation und Rekonstruktion von PET-Daten. Simuliert wurde eine gaußförmige und eine zylinderförmige Aktivitätsverteilung. Die Fensterung der Graustufen ist im Format (C/W)=(Center/Width) angegeben. Messfeldüberschreitung Die Korrektur der Messfeldüberschreitung kann dadurch erfolgen, dass die abgeschnittenen Projektionsdaten möglichst konsistent ergänzt werden. Dazu muss zuerst ein erweitertes Messfeld definiert werden, auf das dann die Projektionen fortzusetzen sind. Im Gegensatz zu ähnlichen, von den Herstellen implementierten Verfahren, sollen hier erweiterte Konsistenzkriterien angewendet werden (s. Abbildung 4). Zudem soll auch die Bildrekonstruktion selbst auf dem erweiterten Messfeld stattfinden und soll nicht am Rande des physikalischen Messfelds einfach abgeschnitten werden, wie dies herstellerseitig der Fall ist. Nur so kann eine korrekte PET Schwächungskorrektur von der korrigierten Messfeldüberschreitung profitieren. Arbeiten hierzu sind momentan in der Anfangsphase und werden im Laufe des zweiten Projektjahres durchgeführt.

5 Abbildung 4: Ansatz zur Korrektur der Messfeldüberschreitungsartefakte. Verbesserte Schwächungskorrektur Bisher basiert die Schwächungskorrektur auf einer schwellwertgestützen Segmentierung der rekonstruierten Bilder. Typischerweise wird dadurch das Bild in zwei Materialien (Wasser und Knochen) aufgeteilt. Die einzelnen Segmente werden dann je nach Material mit einem Umrechnungskoeffizienten auf die Schwächungseigenschaften bei 511 kev umskaliert. Mit den 511 kev-bildern können dann die eigentlichen Schwächungsdaten durch Raytracing erzeugt werden. Nachteil des Verfahrens ist, dass die Effekte der Strahlaufhärtung durch die Skalierungsmethode nicht berücksichtigt werden. Um die Umrechnung physikalisch korrekt durchzuführen und um damit auch Strahlaufhärtungsartefakte, wie beispielsweise dunkle Streifen oder Cupping zu eliminieren, soll wie folgt vorgegangen werden. Nach der Segmentierung im Ortsraum werden die einzelnen Segmente unabhängig voneinander durch Raytracing in polychromatische Schwächungsdaten umgerechnet. Daraus kann dann gemäß ein zugehöriger monochromatischer Schwächungswert bestimmt werden. Dies geschieht immer noch separat für jedes segmentierte Material. Die monochromatischen Projektionen werden nun addiert und wieder rekonstruiert. Die so entstandenen Bilder entsprechen nun physikalisch denen einer 511 kev Messung und äquivalent zum Standardverfahren können durch Raytracing die Schwächungskorrekturdaten bestimmt werden. Wie im Arbeitsplan unter Punkt 511 kev-daten für die Schwächungskorrektur: Skalierung und ibhc vorgesehen sind die Vorbereitung für die Umrechnung der polychromatischen CT-Spektren auf die 511 kev monochromatischen Spektren für PET bereits abgeschlossen. Dies betrifft Methoden zur Generierung von Röhrenspektren sowie der Umrechnung selbst, d.h. der numerischen Inversion obiger Gleichung. Auch die Raytracingmethoden stehen inzwischen zur Verfügung. Das Verfahren kann allerdings erst in Zusammenhang mit dem Prototypen auf die Ortsauflösung von PET abgestimmt und getestet werden.