DE102004006188B4

DE102004006188B4 - Verfahren zum Bestimmen physikalischer Parameter körperlicher Strukturen

Info

Publication number: DE102004006188B4
Application number: DE102004006188.2A
Authority: DE
Inventors: Jean-Paul Maria Michael Aben; Coenraad Christiaan Albert Lokkerbol
Original assignee: Pie Medical Imaging BV
Current assignee: Pie Medical Imaging BV
Priority date: 2003-02-12
Filing date: 2004-02-06
Publication date: 2022-02-17
Anticipated expiration: 2024-02-07
Also published as: US7155046B2; US20040161137A1; JP2004243117A; DE102004006188A1

Abstract

Verfahren zum Berechnen räumlicher Parameter körperlicher Strukturen eines Patienten, das die nachfolgenden Verfahrensschritte umfasst:- das Zugreifen auf wenigstens zwei digitale Bilder Iieiner körperlichen Struktur und eines Kalibriergegenstandes (150), wobei-- jedes der digitalen Bilder die körperliche Struktur und wenigstens einen Teil des Kalibriergegenstandes (150) zeigt, derart, dass die Mitte und Größe des Kalibriergegenstandes (150) in der Bildebene ermittelbar sind;-- die Lage der körperlichen Struktur gegenüber dem Kalibriergegenstand (150) zwischen der Aufzeichnung der Bilder unverändert ist,-- der Kalibriergegenstand (150) eine unter den Patienten, auf oder unter den Patiententisch (140), in eine Tasche der Kleidung des Patienten oder an eine andere Stelle gelegte Sphäre ist,-- die Sichtrichtung für jedes Bild Iidurch einen Einheitsvektor videfiniert wird, und- es wenigstens zwei Bilder Ii1und Ii2gibt, gemacht zu verschiedenen Zeitpunkten, so dass es zwischen den Normalvektoren vi1und vi2der betreffenden Bilder einen Winkel α gibt, wobei -180° < α < 180° ist und wobei α ∉ {-90°, 0°, 90°} ist; und- Berechnen einer dreidimensionalen Rekonstruktion einer Mittellinie der körperlichen Struktur unter Verwendung der mindestens zwei Bilder Ii1und Ii2sowie des Kalibriergegenstandes (150),- das Quantifizieren eines oder mehrerer räumlicher Parameter der körperlichen Struktur unter Verwendung von Ii1und Ii2und der dreidimensionalen rekonstruierten Mittellinie der körperlichen Struktur.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf die Bildanalyse, und insbesondere auf die Analyse von Bildern körperlicher Strukturen, wobei diese Bilder für räumliche Messungen dieser Strukturen verwendet werden.
Die Hauptarterien, wie die Aorta, die Kranzarterien, die Halsschlagadern, die Nierenarterien und die Oberschenkelarterien versehen den Körper mit Blut. Arterienstenose ist ein anormaler Zustand, gekennzeichnet durch die Einengung oder Verengung dieser lebenswichtigen Arterien durch eine als Plaque bekannte Substanz, die einen einwandfreien Umlauf des Blutes vermeidet. Plaque ist ein örtliches Gebiet der Arteriosklerose. Arteriosklerose ist ein pathologischer Zustand, in dem Lipide (Fettsubstanzen) abgelagert werden und eine Wucherung faserigen Bindegewebes an der Innenwand der Arterien auftritt. Es gibt auch anatomische (erbliche) Einengungen der Arterien (beispielsweise wegen gewundener Gefäße) oder Vergrößerungen der Arterien (Aneurysmen), die den Blutstrom stark beeinflussen oder, wie in dem letzteren Fall, durch spontanen Riß der betreffenden Arterie sogar das Leben des Patienten gefährden könnten.
Standardbehandlungen für diese pathologischen Zustände bestehen aus der Aufweitung der eingeengten Arterien durch die Verwendung von Medikamenten, oder sollte dies nicht wirken, durch mechanische Mittel. So kann man beispielsweise die Öffnung der Arterie durch Aufblähung eines kleinen Ballons innerhalb des eingeengten Gebietes (Dottern oder PTA-Prozedur) oft mit nachfolgender Anordnung eines metallenen Rahmens (Stent-Implantation) innerhalb der Arterie forcieren um eine Neuverstopfung zu vermeiden. Stent-artige Strukturen können auch verwendet werden zur Behandlung der gefährlichen örtlichen Vergrößerungen von Arterien. Wichtig bei diesen Behandlungen ist es, die genaue Lage, Form und Größe der Einengung oder der Vergrößerung zu kennen. Dies wird die Wahl der Behandlung stark beeinflussen.
Eine auf Angiographie basierte Diagnose ist der heutige Standard zum Ermitteln des Umfangs der Einengung. Angiographie ist eine spezielle Röntgenprozedur, wobei Bilder (Angiogramme) von Blutgefäßen gemacht werden. Diese Diagnosetechnik benutzt ein Kontrastmittel, das eine chemische Substanz ist, welche die auftreffenden Röntgenstrahlen stark absorbieren. Angiographie ist die Röntgen-Sichtbarmachung der inneren Anatomie der Herz- und/oder Blutgefäße nach der Einführung eines Kontrastmittels in das Blut. Das Kontrastmittel kann in eine Arterie oder eine Vene eingespritzt oder in eine periphere Arterie über einen in die Arterie eingeführten Katheter eingegeben werden. Der Radiologe fädelt den Katheter behutsam in das Blutgefäß ein und führt ihn unter ständiger Röntgenbeobachtung zu dem zu untersuchenden Gebiet. Wenn der Katheter die zu untersuchende Stelle erreicht, wird Röntgen-Kontrastmittel durch den Katheter injiziert und macht die Arterie mit all ihren Unregelmäßigkeiten und Versperrungen deutlich sichtbar.
Der Ausdruck „Angiogramm“ bezieht sich auf das Röntgenbild eines Blutgefäßes, erzeugt durch Angiographie. Angiogramme haben dunkle Gebiete, die offene Kanäle in Blutgefäßen darstellen, dadurch verursacht, dass das Kontrastmittel die Röntgenstrahlen absorbiert. Digitalisierung der resultierenden Bilder ermöglicht es, auf diese Bilder Bildverarbeitungstechniken anzuwenden. Eine dieser Techniken ist, halbautomatische quantitative Messungen des Gefäßsystems durchzuführen, wie Länge, Durchmesser, Querschnittsgebiet und der Betrag an Verengung des Gefäßsegmentes.
Zurzeit werden die meisten Untersuchungen in der Gefäßmorphologie unter Verwendung angiographischer Bilder, erhalten mit einem Monoplan-Röntgensystem, durchgeführt. Der Ausdruck „Monoplan“ bezieht sich auf die Tatsache, dass ein derartiges System ein Röntgenbild aus jeweils nur einer Richtung machen kann. Im Gegensatz dazu können Biplan-Röntgensysteme Bilder aus zwei Richtungen gleichzeitig machen.
Das Durchführen quantitativer Messungen auf Basis eines angiographischen Monoplan-Bildes hat zwei wesentliche Nachteile, die verursacht werden durch die Tatsache, dass es kaum Information über die dreidimensionale Lage der Gefäßstruktur gibt. Das Bild ist im Wesentlichen eine Projektion, die alle dreidimensionalen Strukturen auf eine zweidimensionale Ebene projiziert. Die zwei Nachteile sind „Außer-Ebene-Kalibrierfehler“ und „Bildverkürzung“, die beide nachstehend beschrieben werden.
Wenn ein Monoplan-Röntgenbild verwendet wird, muss man das Bild „kalibrieren“, damit absolute Messungen gemacht werden können. Das bedeutet, dass die Beziehung zwischen der Pixelgröße und der wirklichen Größe ermittelt werden muss. Dies kann dadurch gemacht werden, dass ein Gegenstand bekannter Größe in das aufgezeichnete Bild mit aufgenommen wird. Problemen entstehen dann, wenn der zur Kalibrierung benutzte Gegenstand nicht in derselben Ebene liegt (parallel zu dem Eingabeschirm des Bildverstärkers) wie die zu untersuchende Struktur. Dies führt dazu, dass der Kalibriergegenstand anders vergrößert wird als die Struktur und folglich zu einer nicht einwandfreien Messung. Mit anderen Worten, jeder Teil des Gefäßes, der in einer anderen Ebene als die des Kalibriergegenstandes liegt, wird anders vergrößert. Diese Fehlerquelle wird als „Außer-Ebene-Kalibrierung“ bezeichnet.
Im Allgemeinen wird wegen der spezifischen Form die zu untersuchende Struktur typischerweise nicht genau in der Bildebene liegen. Wenn eine Struktur, beispielsweise ein Gefäß, einen Richtungsanteil senkrecht zur Bildebene aufweist, wird die Länge eines Segmentes dieses Gefäßes, wenn auf die Bildebene projiziert, der wirklichen dreidimensionalen Länge nicht entsprechen. Dieses Phänomen, was zu Fehlern in den Längenmessungen führt, wird als Bildverkürzung bezeichnet.
Um diese Probleme zu überwinden braucht man eine genauere, dreidimensionale (3-D) Darstellung der Lage und der Form der zu untersuchenden Struktur.
Es wurden bereits viele Verfahren entwickelt, die aus zwei digitalen, zweidimensionalen Bildern dreidimensionale Information herleiten. Stereoskopische digitale Angiographie wurde bei der Berechnung der dreidimensionalen Lage und der Orientationsinformation von Gefäßen angewandt (L.E. Fencil u.a. „Ivestigative Radiology“, Dezember 1987). Stereoskopische Ermittlung der dreidimensionalen Gefäßlage wird weniger genau, wenn die Hauptrichtung des Gefäßes senkrecht auf der Richtung der stereoskopischen Schicht steht. Auf diese Weise ist die Zuverlässigkeit dieses Verfahrens beim Ermitteln der dreidimensionalen Gefäßstruktur abhängig von der Orientierung der Gefäße selber. Es dürfte einleuchten, dass dies unerwünscht ist.
In der US 4 630 203 A beschreibt Szirtes eine Technik zur dreidimensionalen Lokalisierung linearer Umrisse, die in zwei stereoskopischen Bildern erscheinen. Dieses Verfahren leidet aber an der Beschränkung, dass der Umriss nicht in der Richtung der stereoskopischen Schicht liegen soll. Außerdem ist bei diesem Verfahren ein einzelner Kalibrierschritt erforderlich um die dreidimensionalen Lageorte der Röntgenquellen gegenüber der Bildebene zu ermitteln.
Mehrere Sachverständige haben Verfahren entwickelt um aus zwei Röntgenbildern, die in genau orthogonalen Richtungen erhalten worden sind, eine dreidimensionale Struktur herzuleiten. Die Anforderung, dass die Bilder in genau orthogonalen Richtungen erhalten werden müssen, ist ein wesentlicher Nachteil dieses Verfahrens. Dies wird sich in der Praxis schwer erzielen lassen. Außerdem ist die Ermittlung der Lage von Gefäßsegmenten senkrecht zu einer der Abbildungsebenen bei diesen Verfahren schwer, wo nicht unmöglich.
Um diese Probleme zu lösen, ist ein Verfahren entwickelt worden, das eine Berechnung einer dreidimensionalen Gefäßstruktur aus zwei Bildern ermöglicht, die bei beliebigen Orientierungen erhalten worden sind (siehe S.A. MacKay u.a. „Computers and Biomedical Research“ Heft 15, Seite 455, 1982). Dieses Verfahren erfordert einen Kalibrierschritt an einem Gegenstand bekannter Größe in derselben Röntgensystemkonfiguration, wie diese für das Bild des Patienten verwendet wird. Diese Kalibrierung kann vor oder nach der Abbildung des Patienten gemacht werden. Dieses Verfahren wird auch als das „calibrated epipolar geometry“-Verfahren bezeichnet.
In US 4 875 165 A beschreiben Fencil u.a. ein Verfahren, das ein Paar Biplan-Bilder als Eingabe und keinen Kalibrierschritt erfordern, und zwar auf Basis der theoretischen Arbeit von H.C. Longuet-Higgings, „Nature“ Heft 293, Seite 133, 1981. K.R. Hoffmann beschreibt in US 5 859 922 A ein Verfahren, wobei mehrere Biplan-Bilder unter Verwendung eines Kalibriergegenstandes verwendet werden. Die beiden Verfahren haben aber den Nachteil, dass ein Biplan-Röntgensystem (d. h. ein Röntgensystem, das imstande ist, zwei Aufzeichnungen aus verschiedenen Orientierungen gleichzeitig zu machen) erforderlich ist.
Einige andere Verfahren bezwecken die Rekonstruktion des kompletten 3-D Gefäßbaumes aus zwei oder mehr Bildern, aber sie brauchen oft ein Biplan-Röntgensystem. Siehe beispielsweise US 6 047 080 A von Chen u.a. und US 6 169 917 B1 von Masotti u.a..
Viele Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung befassen sich mit Problemen, denen man bei einigen anderen Parameter-Ermittlungssystemen begegnet. So ist beispielsweise bei vielen bekannten Mehr-Bild-Systemen zwischen der Herstellung der zwei Bilder keine Bewegung des Patiententisches erlaubt. Wenn aber ein Radiologe, der eine angiographische Untersuchung durchführt, die Höhe des Patiententisches oder die horizontale Lage des Tisches zwischen zwei Aufzeichnungen der Bilder neu positionieren muss, um das zu untersuchende Gefäß optimal in Bild zu bekommen, können Messungen, bei denen andere Techniken angewandt werden, beeinträchtigt werden.
Der hier betroffenen Erfindung liegt das technische Problem zugrunde, ein zum Stand der Technik alternatives Verfahren zum Berechnen räumlicher Parameter körperlicher Strukturen eines Patienten zur Verfügung zu stellen, mit dem die vorgenannten Nachteile vermieden werden können.
Dieses technische Problem wird mit einem Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.
Das vorliegende Verfahren ermöglicht Bewegungen des Patiententisches in der vorgenannten Art, ohne dass dadurch in Bezug auf die Genauigkeit der Ergebnisse ein Kompromiss geschlossen werden muss. Weiterhin kann bei einigen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung der Kalibrierschritt gleichzeitig mit der Erfassung des Bildes mit dem Gefäß durchgeführt werden.
Ein Verfahren nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ermöglicht zwei unabhängig voneinander erfasste angiographgische Monoplan-Bilder als Eingabe zur Berechnung der dreidimensionalen mittleren Lage der dreidimensionalen Gefäßstrukturen. Dies bedeutet, dass die zwei Bilder unter Anwendung eines Monoplan-Röntgensystems aus beliebigen Richtungen erhalten werden können (obschon ein Biplan-System ebenfalls angewandt werden könnte). Weiterhin können die Bilder auch mit einer zwischenliegenden Bewegung des Patiententisches erhalten werden.
Figurenliste
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden im vorliegenden Fall näher beschrieben. Es zeigen:

1 eine schematische Darstellung eines Testraumes mit mehreren Elementen eines Geräts zum Durchführen der vorliegenden Erfindung,
2 ein Flussdiagramm der GUI-Operator Interaktion in einem Verfahren zum Ansammeln von Daten zur Verwendung entsprechend der vorliegenden Erfindung,
3 ein Flussdiagramm eines Verfahrens zum Analysieren von Daten entsprechend der vorliegenden Erfindung,
4 eine Darstellung räumlicher Merkmale, auf die bei den hier durchgeführten Berechnungen verwiesen wird,
5 eine Darstellung der Beziehung zwischen hierin beschriebenen selektierten Abständen.

Im Allgemeinen schafft das in den 1 bis 5 dargestellte Bilderfassungs- und Analysensystem zwei digitale Bilder, und zwar je von einem Bezugsgegenstand und einer körperlichen Struktur, wie einer eingeengten Arterie. In dem dargestellten Beispiel werden die zwei Bilder verarbeitet um die Größe und die Lage der Struktur zu ermitteln.
Ein Beispiel einer Einrichtung zum Erfassen von Bildern zur Verwendung in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird nachstehend anhand der 1 näher beschrieben. Das System 100 umfasst einen C-Arm 110, der die Röntgenröhre 120 und den Bildverstärker 130 trägt. Der Patiententisch 140 trägt den Patienten, dessen Gefäß 160 in diesem Beispiel untersucht werden soll. Der Kalibriergegenstand 150 ist derart angebracht, dass er in den erfassten Bildern erscheint und wird nachher noch näher beschrieben. Es kann eine normale Cath-Lab-Darstellungsprozedur durchgeführt werden, was dem Fachmann einleuchten dürfte, mit Ausnahmen, wie nachstehend noch erläutert, um zu gewährleisten, dass die erforderliche Eingabe für die dreidimensionale Rekonstruktion verfügbar ist.
Zunächst wird der Kalibriergegenstand 150 in die Abbildungsszene gebracht. So kann beispielsweise der Kalibriergegenstand 150 unter den Patienten gelegt werden, auf oder unter den Patiententisch 140, in einer Tasche der Kleidung des Patienten oder an einer anderen Stelle. Danach werden zwei Bilder von dem zu untersuchenden Gefäß gemacht. Der räumliche Winkel zwischen den zwei Normalvektoren zur Bilderzeugung beträgt vorzugsweise wenigstens 30°. Auch hier müssen sowohl das zu untersuchende Gefäß 160 als auch wenigstens ein Teil des Kalibriergegenstandes 150 in den beiden Bildern sichtbar sein. Zwischen der Aufzeichnung der zwei Bilder ist die übliche Tischbewegung erlaubt. Die einzige Anforderung ist, dass die Lage des Gefäßes gegenüber dem Kalibriergegenstand sich nicht ändert. Bei einigen Ausführungsformen können zusätzliche Bilder erfasst werden, wonach ein Bilderpaar zur weiteren Analyse selektiert wird.
Bevor die dreidimensionale Rekonstruktion in der Praxis verwendet werden kann, sollen einige Parameter ermittelt werden. In den meisten Ausführungsformen braucht dies nur einmal gemacht zu werden und wird im Allgemeinen bei der Installation der Software und der Hardware stattfinden. In diesem Beispiel werden die nachfolgenden Parameter bei der Installation ermittelt: geometrische Bildverzerrung, Pixelgröße an der Oberfläche des Bildverstärkers, und systematischer Fehler in der Geometrie des Röntgensystems.
Die geometrische Bildverzerrung wird für eine Anzahl verschiedener Orientierungen des C-Arms 110 ermittelt. Geometrische Bildverzerrung ist eine Verzerrung, herrührend aus nicht einwandfreier Bilderzeugung durch die Röntgenbilderzeugungskette (Bildverstärker, Digitalisierer der Videokamera) und kann ein nicht vernachlässigbarer Beitrag zu Bildfehlern sein. Ein typischer Verzerrungsfaktor, inhärent bei der Verwendung von Bildverstärkern ist die sog. Kissenverzeichnung. Die geometrische Verzerrung ist auch abhängig von der Orientierung des Röntgensystems gegenüber der Erde, und zwar wegen des Einflusses der Erdmagnetfeldes und der Schwerkraft. Bei dieser Ausführungsform wird deswegen die geometrische Verzerrung für verschiedene Orientierungen des C-Arms 110 dadurch ermittelt, dass eine Aufnahme eines Bildgitters bekannter Größe gemacht wird (nicht dargestellt, aber dem Fachmann bekannt). Korrekturparameter werden automatisch hergeleitet, wie dies zu den Fähigkeiten des Fachmannes gehört. Siehe beispielsweise Gronenschild, E., J. Janssen u.a. „The accuracy and reproducibility of a global method to correct for geometric image distortion in the x-ray imaging chain“, „Med. Phys.“ 24(12), Seiten 1875-88 (1997).
Die Pixelgröße an der Oberfläche des Bildverstärkers wird ermittelt, wie dies zu den Fähigkeiten des Fachmannes gehört.
Der systematische Fehler in der Geometrie des Röntgensystems, wie berichtet von diesem System, soll ermittelt werden, um eine Korrektur zu ermöglichen.
BEWERTUNGSDATEN
Zum Ermitteln der Genauigkeit unter verschiedenen Umständen des hier beschriebenen Verfahrens wurde eine interne Bewertungsstudie durchgeführt. Diese bestand aus drei Teilen, wobei Folgendes getestet wurde: Längenmessung auf simulierten Bildern, Längenmessung auf Phantombildern, und Durchmessermessungen auf Phantombildern. Während jedes Tests war Bewegung des Tisches zwischen der Erfassung der zwei erforderlichen Bilder erlaubt und wurde auch durchgeführt.
Beispiel 1
Das Ziel des ersten Tests war, einen minimalen Winkel zwischen dem Bezugsbild und dem Analysenbild zu ermitteln zum Erzielen eines vorbestimmten maximalen Fehlers von 5% und die theoretische Genauigkeit der dreidimensionalen Rekonstruktion zu ermitteln. Das nachstehend beschriebene Verfahren wurde angewandt um eine bestimmte Länge in simulierten Bildern zu finden und es stellte sich heraus, dass der minimale Winkel zwischen dem Bezugsbild und dem Analysenbild zum Erzielen der gewünschten Genauigkeit von 5% 30° betrug. Im Wesentlichen hat es sich herausgestellt, dass bei dieser Differenz in dem Projektionswinkel die Genauigkeit besser als 1,5% war.
Beispiel 2
Das Ziel des zweiten Tests was, die Genauigkeit der Längenmessungen auf Basis von Röntgenbildern eines Phantomgefäßes zu ermitteln. Das nachstehend beschriebene Verfahren wurde angewandt zum Herausfinden einer bestimmten Länge in Phantombildern. Es wurden Phantombilder mit einer Winkeldifferenz von wenigstens 30° erhalten und es wurde gefunden, dass die Genauigkeit der Längenmessung besser als 2% war.
Beispiel 3
Das Ziel des dritten Tests war die Genauigkeit der Durchmessermessungen auf Basis von Röntgenbildern eines Phantomgefäßes zu ermitteln. Die absolute Genauigkeit des Durchmessers war besser als -0,1 mm, und die Genauigkeit war besser als 0,2 mm auf Basis von Phantonbildern, die mit einer Winkeldifferenz von wenigstens 30° erhalten wurden. Dieses Experiment benutzte Umrissdetektion auf Basis von CAAS II quantitativer Analysen-Software (Gronenschild, E., J. Janssen u.a. „CAAS. II: A second generation system for off-line and on-line quantitative coronary angiography“. „Cathet Cardiovasc Diagn 33(1)“: 61-75 (1994).
BILD ANALYSE
Nachdem die Bilder erfasst worden sind führt ein Operator in diesem Ausführungsbeispiel unter Anwendung der Prozedur 200 eine Analyse durch, die nun anhand der 2 beschrieben wird, fortbauend auf Gegenständen aus 1, anfangend beim Start-punkt 201. Der Operator selektiert (205) zunächst ein Bezugsbild. Dieses Bild soll den Teil des zu untersuchenden Gefäßes 160 und wenigstens einen Teil des Kalibriergegenstandes 150 enthalten. Das Bezugsbild kann mit oder ohne Kontrastflüssigkeit erfasst werden; in dem letzteren Fall gibt es vorzugsweise einen Führungsdraht oder ein Katheter, der in dem Teil des zu untersuchenden Gefäßes 160 sichtbar ist.
Das Bezugsbild wird danach automatisch auf geometrische Verzerrung korrigiert (Schritt 210), wie dies oben erwähnt wurde und was dem Fachmann einleuchten dürfte. Der Operator gibt danach (Schritt 215) die Mittellinie des Gefäßes in dem Bezugsbild dadurch an, dass er einige Kontrollpunkte setzt. Dieser Schritt wird vorzugsweise unter Verwendung einer graphischen Benutzerschnittstelle mit einem Computerprogramm durchgeführt, welches das Bezugsbild wiedergibt, „Klick“-Vorgänge von einer Zeigervorrichtung akzeptiert, um die Kontrollpunkte anzugeben, und „Zieh“-Aktionen von einer Zeigervorrichtung zum Verlagern vorher angegebener Kontrollpunkte akzeptiert. Wenn der Operator angibt, dass die Kontrollpunktselektion beendet ist, schafft das Computerprogramm eine Kurve durch die angegebenen Punkte, vorzugsweise unter Anwendung einer mathematischen parametrischen Kurvendefinition, bekannt als Spline-Kurven. Vorzugsweise werden sechs Punkte angegeben um die Mittellinie des Gefäßes zu definieren.
Der Operator führt (Schritt 220) eine Kalibrierung der Pixelgröße auf der Sphäre in dem Bezugsbild durch. Diese Kalibrierung wird vorzugsweise automatisch durchgeführt (unter Anwendung dem Fachmann bekannter Rand- und Kurvendetektionstechniken) nachdem der Operator einen Punkt in der Nähe der Mitte der Sphäre angegeben hat.
Der Operator selektiert danach (Schritt 225) ein zweites Bild, das in dieser Beschreibung als Analysenbild bezeichnet wird. Das Analysenbild soll unter Verwendung von Kontrastflüssigkeit in demjenigen Teil des Gefäßes 160 geschaffen werden, der untersucht werden soll und wobei der Kalibriergegenstand sichtbar sein soll. Das Analysenbild kann ein subtrahiertes Bild sein, was dem Fachmann einleuchten dürfte. Das Analysenbild wird automatisch (Schritt 230) auf geometrische Verzerrung korrigiert.
Der Operator führt danach (Schritt 235) eine Kalibrierung auf der Sphäre in dem Analysenbild durch. So wie die Kalibrierung in dem Schritt 220 wird diese Kalibrierung vorzugsweise automatisch durchgeführt, nachdem der Operator einen Punkt in der Nähe des Zentrums der Sphäre angegeben hat. Wenn das Analysenbild ein subtrahiertes Bild ist, sollte die Kalibrierung ohne Subtraktion durchgeführt werden.
Das Computerprogramm gibt danach (Schritt 240) zwei Linien in dem Analysenbild wieder, welche die entsprechende Lage des Start- und des Endpunktes des Gefäßsegmentes angeben, wie der Operator in dem Bezugsbild (Schritt 215) angegeben hat.
Der Operator gibt das betreffende Gefäßsegment (Schritt 245) dadurch an, dass der Start- und der Endpunkt der angenäherten Mittellinie angegeben werden. Wenn der Operator die Vorgänge beendet, detektiert das Computerprogramm automatisch die Grenzen des Gefäßes. Diese Detektion basiert vorzugsweise auf dem CAAS II Umrissdetektionsalgorithmus (siehe Gronenschild, Janssen u.a., oben). Wenn die Umrissdetektion beendet ist, wird eine Anzahl physikalischer Parameter berechnet, wie der Durchmesser des Gefäßes, die Länge des Gefäßsegmentes, das Querschnittsgebiet und dergleichen. In dieser Hinsicht basieren diese Parameter immer noch auf den zweidimensionalen Bildern und enthalten wahrscheinlich „Außer-Ebene-Kalibrierfehler“ und/oder „Bildverkürzungsfehler“. Ergebnisse werden auf diese Fehler in dem Schritt 260 korrigiert.
Die Mittellinie des Gefäßes 160 wird auf Basis der in dem Schritt 245 detektierten Grenzen berechnet (Schritt 250). Eine dreidimensionale Darstellung der Mittellinie des Gefäßes 160 wird danach berechnet (Schritt 255), wie dies im Zusammenhang mit dem Verfahren 300 nachstehend näher beschrieben wird. Die geometrischen Ergebnisse des Schrittes 245 werden danach entsprechend der dreidimensionalen räumlichen Lage des Gefäßes korrigiert (Schritt 260) und das Verfahren 200 endet am Endpunkt 299.
REKONSTRUKTIONSALGORITHMUS
Die dreidimensionale Rekonstruktionstechnik, die in dem obenstehenden Schritt 255 angewandt wird, wird nun anhand der 3 näher beschrieben, wobei ebenfalls auf die Gegenstände und die Schritte in den 1 und 2 verwiesen wird. Das Verfahren 300 basiert auf drei Voraussetzungen. Erstens wird vorausgesetzt, dass verschiedene Orientierungen der Bildaufzeichnungsebene für das Bezugsbild und das Analysenbild (2-D) benutzt werden. Der Winkel zwischen den perspektivischen Vektoren (den Normalvektoren auf der Bildaufzeichnungsebene, wenn das Bild erfasst wird) für die zwei Bilder liegt vorzugsweise zwischen 30° und 150°. Zweitens soll wenigstens ein Teil des Kalibriergegenstandes 150 - ausreichend zum Ermitteln seiner Mitte und Größe in der Bildebene - und das zu untersuchende Gefäß 160 in den beiden Bildern sichtbar sein. Zum Schluss sollen der Abstand SID zwischen der Röntgenquelle und dem Bildverstärker, der Rotationswinkel θ, der Angulationswinkel γ und die Pixelgröße an dem Bildverstärker bekannt sein, wie oben im Zusammenhang mit dem Auslöseprozess beschrieben worden ist.
Am Anfang des Verfahrens 300 (START-Punkt 301) wird die zweidimensionale Mittellinie aus dem Bezugsbild (angegeben in dem Schritt 215) zu dem Koordinatensystem für die dreidimensionale Welt umgewandelt (Schritt 310), und zwar unter Anwendung einer Rotationsmatrix P(-γ,-θ), Skalierungsmatrix S(p_x, p_y), und einer Translationsmatrix T(-x_calibration, -y_calibration). Die Transformationsmatrix von Bezugsbild zu Weltkoordinaten ist folglich: $M_{I \to W_r e f} = R (- γ, - θ) \cdot S (p_{x}, p_{y}) \cdot T (- x_{c a l i b r a t i o n}, - y_{c a l i b r a t i o n})$
wobei diese Matrix die zweidimensionalen Koordinaten des Bezugsbildes in das dreidimensionale Koordinatensystem umwandelt (Siehe 1).
Auf gleiche Weise wird danach die zweidimensionale Mittellinie aus dem Analysenbild in das dreidimensionale Koordinatensystem umgewandelt (Schritt 320). Diese Transformationsmatrix wird definiert als: $M_{I \to W_a n a} = R (- γ, - θ) \cdot S (p_{x}, p_{y}) \cdot T (- x_{c a l i b r a t i o n} - y_{c a l i b r a t i o n})$
wobei diese Matrix die zweidimensionalen Koordinaten des Analysenbildes in das dreidimensionale Koordinatensystem umwandelt.
Für jeden Punkt in dem Analysenwelt-Umrissdraht W_a, ausgehend (Schritt 330) von dem ersten Punkt $V_{I}^{W a},$
wird der entsprechende Punkt in dem dreidimensionalen Raum nun bezüglich der Punkte, Linien und Ebenen aus 4 ermittelt.
Es wird vorausgesetzt, dass der Umrissdraht W_a des Analysenbildes aus n Elementen besteht und der Umrissdraht W_r des Bezugsbildes aus m Elementen besteht. Die Umrissdrähte W_a und W_r können nun in Weltkoordinaten berechnet werden, und zwar unter Anwendung der Gleichung 1 und der Gleichung 2. Für das Bezugsbild kann die Lage jedes Punktes $V_{j}^{W r}$
unter Verwendung der nachfolgenden Gleichung berechnet werden: $V_{j}^{W_{r}} = M_{I \to W_r e f} \cdot V_{j}^{I_{r}}; j = {1, \dots, m}$
und für das Analysenbild kann jeder Punkt $V_{i}^{W_{a}}$
unter Verwendung der nachfolgenden Gleichung berechnet werden: $V_{i}^{W_{a}} = M_{I \to W_a n a} \cdot V_{i}^{I_{a}}; i = {1, \dots, n}$
Die wirkliche dreidimensionale Lage des Mittelliniendrahts W ist der Schnittpunkt des Normalvektors bei W_a mit dem Normalvektor bei W_r für jedes Segment des Drahtes W.
Die Ebene Plane₁ senkrecht zu der Analysenwelt wird durch die nachfolgende Gleichung definiert (Schritt 340): $P l a n e_{1} = P_{a n a_{j}} + μ \cdot R_{r e f e r e n c e} {[2]}^{T} + λ \cdot R_{a n a l y s e d} {[2]}^{T}$
∀ µ, λ ∈ ℜ. Weil das Röntgensystem als ein perspektivisches Sichtsystem betrachtet werden kann, sollten die Normalvektoren korrigiert werden. Die korrigierte Normale ist der normalisierte Vektor von der Röntgenquelle (P₁) zu der Mitte des Bildverstärkers (P₂). Folglich: $\begin{array}{l} P_{1}^{3 D} = (\begin{matrix} 0 \\ 0 \\ - S I D \end{matrix}) \\ P_{2}^{3 D} = (\begin{matrix} (P_{2}^{2 D} x - P o_{x}) \cdot p_{i i} \\ (P_{2}^{2 D} y - P o_{y}) \cdot p_{i i} \\ 0 \end{matrix}) \\ {\vec{n}}_{c o r r} = {(R_{r e f_{r}} \cdot R_{r e f_{a}})}^{- 1} \cdot P_{2}^{3 D} - {(R_{r e f_{r}} \cdot R_{r e f_{a}})}^{- 1} \cdot P_{1}^{3 D} \\ {\bar{n}}_{c o r r} = \frac{{\vec{n}}_{c o r r}}{‖ {\vec{n}}_{c o r r} ‖} \end{array}$
Der Ursprung des Systems kann selbstverständlich aus dem Ursprung des Weltbildes geschoben werden, das die Mitte des Kalibriergegenstandes 150 ist. Dies geschieht durch Korrektur des Lagenvektors der Gleichung 5. P_anaj sollte mit dem Korrekturvektor (Offset) korrigiert werden. Der Korrekturvektor ist der Vektor von der Mitte des Bildes zu der Mitte des Kalibriergegenstandes 150, gedreht über den Rotationsvektor R. Dies ist: $V_{c o r r} = (\begin{matrix} (P_{s p h e r e 2}^{2 D} x - P o_{x}) \cdot p_{s p h e r e} \\ (P_{s p h e r e}^{2 D} y - P o_{y}) \cdot p_{s p h e r e} \\ 0 \end{matrix}) \cdot R$
Die Gleichung 5 kann nun wie folgt neu geschrieben werden: $P l a n e_{1} = V_{c o r r_{1}} \cdot P_{a n a_{j}} + μ \cdot R_{r e f e r e n c e} {[2]}^{T} + λ \cdot R_{a n a l y s e d} {[2]}^{T}$
Nun soll (Schritt 350) der Schnittpunkt zwischen Plane₁ und der Bezugsmittellinie der dreidimensionalen Welt gefunden werden: $P_{r e f_{j}} = {(l_{r e f c o n t o u r} \cap P l a n e_{1}^{j})}$
Die Ebene senkrecht zu der Analysenwelt wird (Schritt 360) definiert durch: $P l a n e_{2} = V_{c o r r_{2}} \cdot P_{r e f_{j}} + α \cdot (R_{r e f e r e n c e} {[2]}^{T} \otimes R_{a n a l y s e d} {[2]}^{T}) + β \cdot R_{r e f e r e n c e} {[2]}^{T}$
∀ α, β ∈ ℜ.
Nun soll (Schritt 370) die Linie / senkrecht zu der Bezugsebene an der in dem Schritt 360 gefundenen Stelle für ∀ α ∈ ℜ definiert werden: $l = P_{a n a_{j}} + α \cdot R_{a n a l y s e d} {[2]}^{T}$
Der Schnittpunkt von Plane₂ aus dem Schritt 360 mit der Linie / aus dem Schritt 370 wird (380) als die dreidimensionale Koordinate P_3d berechnet: $P_{3 D} = {(l \cap P l a n e_{2}^{j})}$
Jetzt, wo die dreidimensionale rekonstruierte Mittellinie des Gefäßes verfügbar ist, ist es möglich, die Länge und den Durchmesser für den „Außer-Ebene-Kalibrierfehler“ und den „Bildverkürzungsfehler“ zu korrigieren.
Sollen mehrere Punkte in dem Analysenbild behandelt werden (Entscheidungsschritt 390) wird der nächst Punkt in dem Umrissdraht der Analysenwelt (Schritt 395) erfasst und der Prozess 300 setzt sich mit dem Schritt 340 fort. Wenn es keine Punkte mehr gibt (negatives Ergebnis in dem Entscheidungsschritt 390), endet das Verfahren 300 beim END-Punkt 399.
Die Projektion der dreidimensionalen Mittellinie, herrührend aus dem dreidimensionalen Rekonstruktionsprozess ist in dem Kartesischen Koordinatensystem orientiert. Bevor eine Korrektur auf Basis der dreidimensionalen Mittellinie des zu untersuchenden Gefäßes 160 durchgeführt wird, wird diese Mittellinie vorzugsweise in der gleichen Sicht gesetzt wie das angeforderte Bild. Das dreidimensionale Modell wird daher vorzugsweise in dieselbe Orientierung gedreht wie die Projektion des Analysenbildes. Danach werden räumliche Parameter des Gefäßes 160 berechnet.
Die Länge L des wirklichen Umrissdrahts (welche die Mittellinie des Gefäßes 160 darstellt) kann dadurch berechnet werden, dass die Längen der Segmente der dreidimensionalen Mittellinie über das gewünschte Segment summiert werden. Wenn beispielsweise die Punkte auf dem Umrissdraht als P_k für k = 1, ...m, bezeichnet werden und das gewünschte Segment ist von P_a bis P_b für einige ganze Zahlen a und b, wobei 1 ≤ a < b ≤ m ist, dann ist die Länge: $L = \sum_{k = a}^{b - 1} ‖ {\bar{P}}_{k} - {\bar{P}}_{k + 1} ‖$
Außerdem kann man einen Durchmesser des Gefäßes 160 berechnet. Nach der Neupositionierung der dreidimensionalen Mittellinie in die Projektion des Analysenbildes, gibt die Z-Komponente den „Außer-Ebene-Abstand“ an, wie in 5 dargestellt. SID stellt den Abstand Quelle zu Verstärker dar, SOD ist der Abstand Quelle zu Kalibriergegenstand, P_o ist das wirkliche Profil des Gegenstandes und P_ii ist das projizierte Profil des Gegenstandes.
Nun wird die Pixelgröße an jeder Stelle der Mittellinie berechnet. Auf Basis des detektierten Umrisses können wir den Durchmesser an jeder Stelle längs des Gefäßes berechnen. Zusammengefasst ist die Berechnung: $\begin{array}{l} S O D = S I D \cdot (\frac{p_{c a l i b r a t i o n}}{p_{i i}}) \\ S O D_{i} = S O D + ‖ P_{3 D_{i}} \cdot | \begin{matrix} 0 \\ 0 \\ 1 \end{matrix} | ‖ \\ p_{i} = p_{i i} \cdot \frac{S O D_{i}}{S I D} \\ D_{i} = | E d g e_{l e f t} - E d g e_{r i g h t} | \cdot p_{i} \end{array}$
Danach sind die Längen- und Durchmesserparameter ohne „Außer-Ebenefehler oder „Bildverkürzungsfehler‟ verfügbar.

Claims

Verfahren zum Berechnen räumlicher Parameter körperlicher Strukturen eines Patienten, das die nachfolgenden Verfahrensschritte umfasst: - das Zugreifen auf wenigstens zwei digitale Bilder I_i einer körperlichen Struktur und eines Kalibriergegenstandes (150), wobei -- jedes der digitalen Bilder die körperliche Struktur und wenigstens einen Teil des Kalibriergegenstandes (150) zeigt, derart, dass die Mitte und Größe des Kalibriergegenstandes (150) in der Bildebene ermittelbar sind; -- die Lage der körperlichen Struktur gegenüber dem Kalibriergegenstand (150) zwischen der Aufzeichnung der Bilder unverändert ist, -- der Kalibriergegenstand (150) eine unter den Patienten, auf oder unter den Patiententisch (140), in eine Tasche der Kleidung des Patienten oder an eine andere Stelle gelegte Sphäre ist, -- die Sichtrichtung für jedes Bild I_i durch einen Einheitsvektor v_i definiert wird, und - es wenigstens zwei Bilder I_i1 und I_i2 gibt, gemacht zu verschiedenen Zeitpunkten, so dass es zwischen den Normalvektoren v_i1 und v_i2 der betreffenden Bilder einen Winkel α gibt, wobei -180° < α < 180° ist und wobei α ∉ {-90°, 0°, 90°} ist; und - Berechnen einer dreidimensionalen Rekonstruktion einer Mittellinie der körperlichen Struktur unter Verwendung der mindestens zwei Bilder I_i1 und I_i2 sowie des Kalibriergegenstandes (150), - das Quantifizieren eines oder mehrerer räumlicher Parameter der körperlichen Struktur unter Verwendung von I_i1 und I_i2 und der dreidimensionalen rekonstruierten Mittellinie der körperlichen Struktur.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der genannte eine oder die genannten mehreren räumlichen Parameter eine Länge ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der genannte eine oder die genannten mehreren räumlichen Parameter ein Durchmesser ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die genannte Struktur ein Gefäß (160) ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei wenigstens eines der Bilder I_i1 und I_i2 ein subtrahiertes Bild ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei α sich in dem Satz von Winkeln befindet, der Folgendes umfasst: Winkel zwischen etwa -150° und etwa -30°, und Winkel zwischen etwa 30° und etwa 150°.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Patiententisch (140) zwischen den betreffenden Aufnahmen I_i1 und I_i2 verlagert wird.