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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Auswertung von mit einer zur Aufnahme von Magnetresonanzbilddaten und Positronenemissionstomographiebilddaten in einem gemeinsamen Koordinatensystem ausgebildeten Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung aufgenommenen Bilddatensätzen zur Bestimmung der Lage und Ausdehnung einer Zielstruktur, insbesondere eines Tumors, in einem Zielgebiet eines menschlichen Körpers. Daneben betrifft die Erfindung eine Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung.
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Kombinationsbildaufnahmeeinrichtungen, häufig auch als Hybridmodalitäten bezeichnet, sind für die Positronemissionstomographie (PET) im Stand der Technik bereits weitgehend bekannt. Bekannte Kombinationsbildaufnahmeeinrichtungen beinhalten die Möglichkeit, PET-Bilddaten gemeinsam mit Magnetresonanzbilddaten oder Computertomographie-Bilddaten (CT-Bilddaten) aufzunehmen. Die entsprechenden, entstehenden Bilddatensätze liegen aufgrund der Aufnahme in einer einzigen Einrichtung nach der Rekonstruktion im selben Koordinatensystem vor. Reine PET-Bildaufnahmeeinrichtungen werden durch derartige Kombinationsbildaufnahmeeinrichtungen immer häufiger verdrängt, nachdem die Kombinationsbildaufnahmeeinrichtungen anatomische und funktionelle Information über ein zu untersuchendes Organ gemeinsam verfügbar machen.
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Derartige Geräte werden häufig zum Monitoring und zur Planung von Therapien eingesetzt. Beispielsweise bei der Strahlentherapie von Tumoren ist es wichtig, den Tumor als Zielstruktur genau zu lokalisieren und abzugrenzen, um das Bestrahlungsfeld gut planen zu können. Bei der Beurteilung des Therapieerfolgs, beispielsweise mittels RECIST („Response Evaluation Criteria in Solid Tumors”), muss ebenfalls der Tumor exakt abgegrenzt werden, um korrekte Ergebnisse zu erhalten.
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In diesen oder ähnlichen Fällen, in denen die Ausdehnung einer Zielstruktur im menschlichen Körper bestimmt werden soll, ist es bekannt, PET-Bilddatensätze zunächst zum Auffinden der Zielstruktur, insbesondere des Tumors, zu verwenden. Dies ist aufgrund der hohen Sensitivität der PET gut möglich. Sodann wird die Zielstruktur in den CT- bzw. MR-Bilddatensätzen aufgrund der hohen Ortsauflösung nochmals segmentiert. Eine exakte Segmentierung in dem PET-Bilddatensatz ist nicht möglich, da die Ortsauflösung der PET relativ schlecht ist und das Signal-Rausch-Verhältnis oft niedrig. Auch reichern die Zielstrukturen oft inhomogen an. Aufgrund dieser Probleme haben die Zielstrukturen im PET oft keine klar, insbesondere automatisch feststellbare Begrenzung, so dass die Segmentierung subjektiv durch den Benutzer erfolgt und bei unterschiedlichen Benutzern stark unterschiedliche Ergebnisse hervorbringt.
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Auf morphologischen CT- bzw. MR-Aufnahmen, die im selben Zeitraum angefertigt werden, würde eine Segmentierung zwar einfacher möglich sein, jedoch ist die Zielstruktur in diesen Bilddatensätzen häufig nicht deutlich zu erkennen oder selbst nicht klar abgrenzbar.
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Dieses Problem tritt insbesondere bei Lungentumoren auf. In Zusammenhang mit dieser Erkrankung tritt häufig eine Verlegung von Luftwegen auf oder es wird Druck auf das umliegende Gewebe ausgeübt, welches dann nicht mehr belüftet ist. Dieser Zustand wird als ”Atelektase” bezeichnet. Die Atelektase erscheint im CT- oder MR-Bild genau wie andere Weichteile (weichteildicht) und somit in der gleichen Helligkeit wie der Tumor. Im PET ist zwar der Tumor innerhalb der Atelektase gut erkennbar, aber aus den genannten Gründen nicht hinreichend genau abgrenzbar.
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Ein weiteres problematisches Gebiet sind Hirntumore. Der eigentliche Tumor ist nur schwer von umgebenden Gewebeveränderungen (Ödemen) abgrenzbar. Im PET ist der Tumor gut zu erkennen, jedoch in seiner räumlichen Ausdehnung wiederum nicht gut ermittelbar. In funktionellen Magnetresonanzbilddatensätzen lässt sich der Tumor besser räumlich bestimmen, die volle, benötigte Ortsauflösung ergibt sich jedoch nur aus einem morphologischen Bild.
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Zur besseren Bestimmung räumlicher Grenzen eines Tumors oder einer sonstigen Zielstruktur wurde auch bereits vorgeschlagen, bestimmte Magnetresonanzkontraste zu nutzen. Beispielsweise sei auf den Artikel von M. Horn et al., „Dynamic contrast-enhanced MR imaging for differentiation of rounded atelectasis from neoplasm”, JMRI 31: 1364–1370 (2010), verwiesen. Bei derartigen Vorgehensweisen fehlt jedoch die Information über den Vitalitätszustand des Gewebes, der nur durch die PET geliefert werden kann.
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DE 10 2006 059 383 A1 betrifft ein Verfahren und ein Bildbearbeitungssystem zur Erzeugung von Ergebnisbildern eines Untersuchungsobjekts. Dabei werden Magnetresonanzbilder und Radionuklid-Emissions-Tomographie-Bilddaten des Untersuchungsobjekts erfasst. Anstatt komplette Bilder zu überlagern, wird vorgeschlagen, Konturen einer Zielstruktur in den Magnetresonanzbildern zu segmentieren und die Konturen gemeinsam mit den Radionuklid-Emissions-Tomographie-Bilddaten anzuzeigen. Die Segmentierung der Magnetresonanzbilder kann unter Nutzung der Radionuklid-Emissions-Tomographie-Bilddaten erfolgen, beispielsweise durch Ermittlung eines Startpunkts oder eines Schwellenwerts aus den Radionuklid-Emissions-Tomographie-Bilddaten.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, eine Möglichkeit anzugeben, genauere räumliche Informationen über die Lage und Ausdehnung einer Zielstruktur im menschlichen Körper zu erhalten.
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Zur Lösung dieser Aufgabe ist bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass ein PET-Bilddatensatz, ein funktioneller Magnetresonanzbilddatensatz und ein morphologischer Magnetresonanzbilddatensatz, dessen Ortsauflösung besser als die des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatzes ist, des Zielgebiets mit der Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung aufgenommen werden, wonach ein Zentrum, insbesondere ein Zentrumsbereich und/oder ein Zentrumspunkt, der Zielstruktur in dem PET-Bilddatensatz lokalisiert wird, das Zentrum auf den funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz übertragen wird, ausgehend von dem Zentrum die Zielstruktur in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz segmentiert wird, die Segmentierung der Zielstruktur in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz auf den morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz übertragen und dort im Rahmen einer Feinsegmentierung verbessert wird.
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Es wird mithin vorgeschlagen, die Vorteile einer Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung, hier einer MR-PET-Einrichtung, zu nutzen, um eine verbesserte Bestimmung der Lage und Ausdehnung einer Zielstruktur durch automatische Auswertung von Bilddatensätzen zu erreichen. Werden Bilddatensätze mit den unterschiedlichen Modalitäten durch die Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung aufgenommen, werden sie im selben Koordinatensystem rekonstruiert, das bedeutet, Voxel mit identischen Koordinaten zeigen dieselbe anatomische Struktur. Dem erfindungsgemäßen Vorgehen liegen nun drei Bilddatensätze zu Grunde. Zunächst wird ein PET-Bilddatensatz aufgenommen, der in geringer Ortsauflösung und schlecht abgrenzbar die Zielstruktur zeigt. Nichtsdestotrotz ist die Zielstruktur in dem PET-Bilddatensatz gut zu erkennen. Die Idee ist es nun, die aus dem PET-Bilddatensatz grob bekannte Lage und Ausdehnung der Zielstruktur mit Hilfe von zwei Magnetresonanzbilddatensätzen zu verbessern, indem die bereits bekannten räumlichen Informationen zur Zielstruktur zwischen den einzelnen Bilddatensätzen übertragen werden.
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Zunächst wird also letztlich der PET-Bilddatensatz mit seiner niedrigen Ortsauflösung genutzt, um die Zielstruktur zu identifizieren und wenigstens ihr Zentrum räumlich angeben zu können. Um diese grobe Angabe weiter zu präzisieren, wird in einem zweiten Schritt ein besser aufgelöster funktioneller Magnetresonanzbilddatensatz verwendet. Dieser kann auf einem funktionellen Biomarker (Perfusion, Diffusion, etc.) basieren, wobei ein Perfusions-Bilddatensatz im Hinblick auf Tumoren als Zielstruktur bevorzugt wird. Allgemein kann vorgesehen sein, dass der funktionelle Magnetresonanzbilddatensatz als diffusionsgewichteter Magnetresonanzbilddatensatz und/oder als Dynamic Contrast Enhancement Magnetresonanzbilddatensatz (DCE-Bilddatensatz) und/oder als Arterial Spin Labeling-Magnetresonanzbilddatensatz (ASL-Bilddatensatz) und/oder bevorzugt als Perfusions-Magnetresonanzbilddatensatz aufgenommen wird. Entsprechende Techniken zur Aufnahme derartiger funktioneller Bilddatensätze sind im Stand der Technik bereits bekannt.
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In diesem funktionellen MR-Bilddatensatz wird nun das die Grobposition der Zielstruktur angebende Zentrum übertragen, was aufgrund der übereinstimmenden Koordinatensysteme leicht möglich ist. Das Zentrum bildet den Ausgangspunkt für eine Segmentierung der Zielstruktur, welche aufgrund der funktionellen Natur des Magnetresonanzbilddatensatzes gut möglich ist. Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren liegt nun jedoch noch ein weiterer, morphologischer Magnetresonanzbilddatensatz vor, der mithin die Anatomie des menschlichen Körpers hoch auflösend zeigt, die Zielstruktur jedoch nicht deutlich. Allerdings ist aufgrund der Segmentierung nun bereits eine recht genaue Ortsinformation gegeben, was Lage und Ausdehnung der Zielstruktur angeht, so dass der morphologische Magnetresonanzbilddatensatz geeignet ist, die aufgrund der geringeren Ortsauflösung gröbere Segmentierung im funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz zu verfeinern und mithin zu verbessern. Die Segmentierung wird also von dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz auf den morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz übertragen, wo im engen Umfeld der aus dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz bestimmten Begrenzungen der Zielstruktur nach Kanten gesucht werden kann, die dann höher aufgelöst diese Begrenzungen wiedergeben.
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Auf diese Weise kann unter Nutzung der speziellen Eigenschaften und Möglichkeiten der Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung ein automatisierbarer Prozess geschaffen werden, der eine hochgenaue Bestimmung der Lage und Ausdehnung einer Zielstruktur ermöglicht, welche beispielsweise für eine im folgenden vorgenommene Diagnose, eine Therapieplanung oder die Beurteilung eines Therapieerfolgs genutzt werden kann.
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Konkret kann vorgesehen sein, dass der morphologische Magnetresonanzbilddatensatz protonendichtegewichtet und/oder T1-gewichtet und/oder T2-gewichtet aufgenommen wird. Zur Bildgebung von Tumoren als Zielstruktur bietet sich insbesondere eine T1-Gewichtung an, wobei bei der Detektion von Läsionen in der Lunge eine Protonendichtewichtung bevorzugt wird, nachdem dort aufgrund der vielen auftretenden Suszeptibilitätssprünge ein schneller Signalzerfall gegeben ist, so dass sich kurze Echozeiten anbieten.
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Vorzugsweise können der PET-Bilddatensatz und die Magnetresonanzbilddatensätze wenigstens teilweise gleichzeitig und/oder bei unbewegtem Körper aufgenommen werden. Damit wird der Einfluss von Bewegungen des Patienten während der Untersuchung möglichst reduziert und die Bilddatensätze sind besonders gut vergleichbar.
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Zur Ermittlung des Zentrums kann vorgesehen sein, dass ein maximales Positronenemissionstomographiebilddatum der Zielstruktur gewählt wird und/oder schwellenwertbasiert der Zentrumsbereich segmentiert wird. Die Bestimmung des Zentrums kann also erfolgen, indem das Voxel mit der höchsten PET-Signalintensität verwendet wird. Auf diese Weise ist ein guter Ausgangspunkt gegeben, ohne gegebenenfalls ein zu großes Gebiet zu wählen. Denkbar ist es aber auch, dass die Bestimmung des Zentrums erfolgt, indem über Vergleich mit einem Schwellenwert ein Bereich, der Zentrumsbereich, mit besonders hoher PET-Signalintensität ausgewählt wird. Der Schwellenwert sollte dabei so gewählt werden, dass zwar ein größeres Gebiet aufgefunden werden kann, jedoch dieses weiter als das Zentrum, also ein Zentrumsbereich, verstanden werden kann. Selbstverständlich sind grundsätzlich auch andere Möglichkeiten zur Bestimmung eines Zentrums der Zielstruktur aus dem PET-Bilddatensatz denkbar, beispielsweise eine Bestimmung eines Zentrumspunktes als Schwerpunkt eines Zentrumsbereichs, in dem der Schwellenwert überschritten ist.
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Zur Segmentierung in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz kann zweckmäßigerweise ein Region-Growing-Algorithmus und/oder ein Random-Walker-Algorithmus verwendet werden. Dabei wird der Region-Growing-Algorithmus bevorzugt, welcher vom Zentrum ausgehend nach außen die tatsächliche Begrenzung der Zielstruktur in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz aufzufinden sucht. Derartige Segmentierungsalgorithmen sind im Stand der Technik bereits weitgehend bekannt und müssen hier nicht näher dargelegt werden.
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In bevorzugter Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung kann vorgesehen sein, dass zur Feinsegmentierung in einem um eine in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz ermittelte Kante liegenden Suchbereich im morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz eine Kante gesucht wird. Es wird also ein Suchbereich definiert, der es ermöglicht, die aus dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz grob bekannte Kante in dem morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz in genauerer Lage aufzufinden.
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Hierbei ist es besonders vorteilhaft, wenn der Suchbereich in seiner Größe einem Voxel des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatzes entspricht. Denn die Voxelgröße des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatzes gibt letztlich die Ungenauigkeit wieder, die noch besteht und durch den morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz verbessert werden kann. Entspricht beispielsweise ein Voxel des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz einer Länge von 5 mm, für den morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz hat ein Voxel jedoch eine Seitenlänge von 1 mm, so kann in den fünf der Kante im funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz benachbarten Voxeln des morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz nach der entsprechenden Kante gesucht werden. Insbesondere kann der Suchbereich eine halbe Voxelausdehnung des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz nach innen und eine halbe Voxelausdehnung des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz nach außen umfassen.
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Alternativ oder zusätzlich kann vorgesehen sein, dass die Größe des Suchbereichs durch einen Benutzer einstellbar ist. Hierfür kann beispielsweise eine Schiebeleiste in einem Benutzerinterface vorgesehen werden, wo ein Benutzer für verschiedene eingestellte Suchbereiche die Ergebnisse betrachten kann.
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Zweckmäßig ist es ferner, wenn ein Schwellenwert zur Detektion einer Kante in dem morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz in Abhängigkeit eines das lokale Rauschen beschreibenden Rauschwerts ermittelt wird. Unter Berücksichtigung des Rauschens kann verbessert entschieden werden, wann es sich um eine Kante und wann es sich um einen Rauscheffekt handelt. Dies ist besonders relevant, da die Zielstruktur in dem morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz nur schlecht zu erkennen ist.
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Aus diesem Grund kann es auch möglich sein, dass in dem Suchbereich gar keine Kante detektiert wird. Vorzugsweise wird bei keiner detektierbaren Kante im Suchbereich eine in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz aufgefundene Begrenzung der Zielstruktur beibehalten. So ist keine Verschlechterung gegeben.
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Das erfindungsgemäße Verfahren lässt sich besonders vorteilhaft im Bereich der Lunge einsetzen, wenn die Zielstruktur ein Tumor ist. Mithin kann vorgesehen sein, dass das Zielgebiet die Lunge ist und der morphologische Magnetresonanzbilddatensatz protonendichtegewichtet aufgenommen wird. Wie bereits oben dargelegt, sind in der Lunge eher kurze Echozeiten gegeben, so dass sich eine Protonendichtewichtung anbietet. Zweckmäßig kann in einem solchen Fall ferner vorgesehen sein, dass der funktionelle Magnetresonanzbilddatensatz als ein Perfusions-Magnetresonanzbilddatensatz aufgenommen wird.
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Neben dem Verfahren betrifft die Erfindung auch eine Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung mit einer zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildeten Steuereinrichtung. Sämtliche Ausführungen bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich analog auf die erfindungsgemäße Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung übertragen, so dass auch mit dieser die entsprechenden Vorteile erhalten werden.
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Derartige Kombinationsbildaufnahmeeinrichtungen werden häufig auch als MR-PET-Einrichtungen bezeichnet, sind also zur simultanen Aufnahme von PET-Bilddaten und Magnetresonanzbilddaten ausgebildet. Verschiedene Konstruktionsformen sind im Stand der Technik bekannt, bei denen meist in der Patientenaufnahme, gegebenenfalls zwischen Komponenten der Magnetresonanzmodalität, ein PET-Detektorring vorgesehen wird. Gesteuert wird der Betrieb der Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung von einer Steuereinrichtung, die vorliegend das erfindungsgemäße Verfahren ausführt, mithin die Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung ansteuert, die drei Bilddatensätze aufzunehmen, und jene dann entsprechend auswertet. Hierzu können geeignete Hardware- und Softwarekomponenten verwendet werden.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
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1 einen Ablaufplan des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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2 eine Skizze zum Lokalisieren der Zielstruktur im erfindungsgemäßen Verfahren, und
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3 eine erfindungsgemäße Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung.
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1 zeigt einen Ablaufplan eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens, mit dem vorliegend die Lage und Ausdehnung eines Tumors in der Lunge automatisch bestimmt werden soll. Dies kann zur Vorbereitung einer Therapie, beispielsweise durch Bestrahlung, dienen, aber auch zur Klassifikation des Tumors oder für sonstige Aufgaben, die nachfolgend durch einen Arzt auszuführen sind.
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Nachdem der Patient, insbesondere immobilisiert, in eine Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung, mit welcher sowohl Magnetresonanzbilddaten als auch Positronenemissionstomographiebilddaten aufgenommen werden können, eingefahren und korrekt platziert wurde, erfolgt in einem Schritt 1 die Aufnahme eines PET-Bilddatensatzes, nachdem ein Tracer verabreicht wurde, der sich insbesondere in dem gesuchten Tumor anlagert. Parallel zur Aufnahme der PET-Bilddaten werden in Schritten 3 und 4 Magnetresonanzbilddatensätze 5 und 6 aufgenommen, und zwar in Schritt 3 ein funktioneller Magnetresonanzbilddatensatz 5, wobei vorliegend Perfusions-Magnetresonanzbildgebung verwendet wird, und in Schritt 4 ein morphologischer Magnetresonanzbilddatensatz 6, vorliegend protonendichtegewichtet. Die Bilddatensätze 2, 5 und 6 werden also bei unbewegtem Patienten teilweise gleichzeitig aufgenommen. Nachdem eine Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung verwendet wird, sind die entsprechend rekonstruierten Bilddatensätze 2, 5 und 6 miteinander registriert, liegen also insbesondere im selben Koordinatensystem vor.
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Alle Bilddatensätze 2, 5 und 6 beziehen sich als Zielgebiet vorliegend auf die Lunge.
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Die Bilddatensätze 2, 5 und 6 werden nun automatisch ausgewertet, um die Lage und Ausdehnung des Tumors zu bestimmen. Dazu wird zunächst in einem Schritt 7 ein Zentrum, hier ein Zentrumspunkt, des Tumors als Zielstruktur aus dem PET-Bilddatensatz 2 bestimmt. Dies ist schematisch anhand des ersten Teilbildes 8 in 2 näher erläutert. Dort ist grob der Tumor 9 gezeigt, ihm überlagert die großen Voxel 10 des PET-Bilddatensatzes 2. Ersichtlich liegt an Orten innerhalb des Tumors 9 eine höhere PET-Signalintensität vor. Als Zentrumspunkt wird nun das Voxel 10a gewählt, welches die größte Signalstärke, mithin das maximale Positronenemissionstomographiebilddatum, aufweist.
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Nachdem der PET-Bilddatensatz 2 mit dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz 5 registriert ist, in dem der Tumor 9 auch abgrenzbar erkennbar ist, lässt sich die Position des Voxels 10a auch in den funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz 5 übertragen, wie dies im zweiten Teilbild 11 der 2 gezeigt ist. Dies geschieht in einem Schritt 12 (1). Auch im Schritt 12 wird ausgehend von dem Zentrumspunkt ein Region-Growing-Algorithmus angewandt, um den Tumor 9 zu segmentieren. Nachdem in dem funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz 5 die Ortsauflösung ebenso noch nicht optimal ist, erhält man als Ergebnis beispielsweise die Begrenzung 13.
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Um diese Grobsegmentierung weiter zu verbessern, wird nun in einem Schritt 14 (1), nachdem auch die Magnetresonanzbilddatensätze 5, 6 miteinander registriert sind, die Begrenzung 13 als Segmentierungsergebnis in den morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz 6 übertragen, vgl. das Teilbild 15 der 2. Auch in Schritt 14 wird dann ein Suchbereich definiert, der der Voxelgröße des funktionellen Magnetresonanzbilddatensatzes 5 entspricht. Dies wird durch den vergrößerten Bereich 16 in 2 näher gezeigt. Der Suchbereich definiert sich von der Begrenzung 13 ausgehend nach beiden Seiten als jeweils die Hälfte der Voxelausdehnung im funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz 5, was durch die Linien 17 visualisiert ist. Beispielsweise können also fünf bis zehn Voxel des morphologischen Magnetresonanzbilddatensatzes 6 untersucht werden. Innerhalb des Suchbereiches wird nun im morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz 6, insbesondere in Suchrichtungen senkrecht zur Begrenzung 13, nach einer entsprechenden Kante, die die tatsächliche Begrenzung 18 des Tumors 9 beschreibt, gesucht. Hierbei wird ein vom lokalen Rauschen in dem morphologischen Magnetresonanzbilddatensatz 6 abhängiger Schwellenwert betrachtet, um eine Kante auffinden zu können.
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Wird eine Kante im Suchbereich gefunden, wird diese als Verbesserung der Segmentierung als endgültige Begrenzung des Tumors 9 gesetzt. Wird keine Kante aufgefunden, so wird die Begrenzung 13, die bei der Segmentierung im funktionellen Magnetresonanzbilddatensatz 5 erhalten wurde, beibehalten. So erhält man schließlich zum Abschluss des Schrittes 14 eine weiter verbesserte Segmentierung des Tumors 9. In einem Schritt 19 wird das Verfahren dann beendet. Die verbesserte Segmentierung gibt die Begrenzungen des Tumors 9 und somit dessen Lage und Ausdehnung an.
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Es sei an dieser Stelle noch angemerkt, dass im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens bevorzugt mit dreidimensionalen Bilddatensätzen 2, 5 und 6 gearbeitet wird, sich das Verfahren jedoch auch auf die Rekonstruktion zweidimensionaler Schichten übertragen lässt, wobei dann schichtweise, also Schicht für Schicht, gearbeitet werden kann.
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Weiterhin sei angemerkt, dass die beschriebene Ausdehnung des Suchbereichs in Schritt 14 auch durch einen Benutzer einstellbar realisiert werden kann.
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3 zeigt schließlich in Form einer Prinzipskizze eine erfindungsgemäße Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung 20 (MR-PET-Einrichtung), die vorliegend nach dem „Zwiebelprinzip” ausgestaltet ist. Ein PET-Detektorring 21 ist dabei zwischen einer Gradientenspulenanordnung 22 und einer Hochfrequenzspulenanordnung 23 vorgesehen. Diese Anordnungen umgeben die Patientenaufnahme 24. Selbstverständlich sind auch andere Realisierungsmöglichkeiten einer solchen Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung 20 denkbar.
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Die Kombinationsbildaufnahmeeinrichtung 20 weist eine Steuereinrichtung 25 auf, die zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist.
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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.
