DE102006045423A1

DE102006045423A1 - Verfahren zur Nachbearbeitung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes einer Gefäßstruktur

Info

Publication number: DE102006045423A1
Application number: DE102006045423A
Authority: DE
Inventors: Marcus Dr. Pfister; Thomas Dr. Redel
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-09-26
Filing date: 2006-09-26
Publication date: 2008-04-10
Anticipated expiration: 2026-09-27
Also published as: US7903856B2; US20080212857A1; DE102006045423B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Nachbearbeitung eines 3-D-Bilddatensatzes einer Gefäßstruktur eines menschlichen oder tierischen Körpers, bei welchem eine 2-D-DSA (digitale Subtraktionsangiographie) der Gefäßstruktur aufgenommen und mit dem 3-D-Bilddatensatz registriert wird. Die 2-D-DSA wird mit einem entsprechenden aus dem 3-D-Datensatz berechneten Projektionsbild verglichen und dieser wird verändert, z. B. durch Veränderung der Segmentierungsparameter, um ihn an die 2-D-DSA anzupassen. Damit kann die hervorragende Ortsauflösung der 2-D-DSA zur Verbesserung des 3-D-Bilddatensatzes verwendet werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Nachbearbeitung eines dreidimensionalen (3D) Bilddatensatzes einer Gefäßstruktur eines menschlichen oder tierischen Körpers, wobei der dreidimensionale Bilddatensatz mit einer medizinischen Bildgebungsmodalität aufgenommen wurde.
Zur Darstellung von Blutgefäßen stehen heutzutage Aufnahmemöglichkeiten zur Verfügung, mit denen dreidimensionale Bilddatensätze erzeugt werden können. Hierfür können verschiedene Bildgebungsmodalitäten verwendet werden, z.B. Computertomographie (CT), Magnetresonanztomographie (MR) oder 3D Rotationsangiographie.
Wichtige Anwendungen sind dabei die Diagnose von Gefäßerkrankungen wie Aneurysmen und Stenosen und die Therapieplanung. Bei der Planung kommt es auf die Prognose von Rupturwahrscheinlichkeiten von Aneurysmen und die davon abhängige Therapiewahl oder die Auswahl von geeigneten therapeutischen Systemen (z.B. Stents) und deren Abmessungen (z.B. Durchmesser und Länge) an. Speziell bei der Einschätzung der Rupturwahrscheinlichkeit von Aneurysmen kann ein dreidimensionaler Bilddatensatz der Gefäßstruktur als Basis für eine Computersimulation (mittels „Computational Fluid Dynamics") dienen, mit der die Rupturwahrscheinlichkeit berechnet werden kann. Eine wichtige Größe ist hier z.B. der Durchmesser des Halses eines Aneurysma. Die exakte Einschätzung des Aneurysma-Halses kann unter Umständen die Entscheidung beeinflussen, ob dieses durch einen operativen Eingriff entfernt wird, oder stattdessen ein so genanntes intravaskuläres Coiling durchgeführt wird.
Es ist daher sehr wichtig, als Basis für die Therapieplanung ein möglichst exaktes dreidimensionales Abbild des Gefäßes, besonders im Umfeld der Gefäßerkrankung, zu haben.
Die mit gegenwärtig verwendeten Bildgebungsmodalitäten erzeugten dreidimensionalen Bilddatensätze besitzen jedoch keine hohe Ortsauflösung. Beim MR ist das Signal/Rausch-Verhältnis der limitierende Faktor, der die Auflösung des MR-Bildes auf ca. 1 mm³ begrenzt. Ein Röntgenbild hat zwar im Prinzip eine hohe Ortsauflösung; durch die Rekonstruktion vieler Röntgenbilder zu einem dreidimensionalen Bilddatensatz, z.B. beim CT oder bei der 3D-Rotationsangiographie, geht jedoch ein großer Teil der Ortsauflösung verloren. Um die Röntgendosis für den Patienten zu minimieren, können daher auch mit diesem Verfahren keine Auflösungen von wesentlich mehr als 0,2 bis 1 mm³ erreicht werden.
Ferner werden dreidimensionale Bilddatensätze nach der Aufnahme und Rekonstruktion in der Regel segmentiert, wobei der Datensatz in Segmente, d.h. Volumenbereiche, aufgeteilt wird, die jeweils der Gefäßstruktur oder dem Hintergrund zugeordnet sind. Die Bildintensität des Hintergrunds wird auf Null gesetzt. Dies dient dazu, die Gefäße ohne das umgebende Gewebe und Knochen darzustellen.
Speziell im Bereich des Halses eines Aneurysma ist es sehr schwierig, eine Segmentierung korrekt durchzuführen. Hierfür verantwortlich ist wiederum die mangelnde Ortsauflösung im rekonstruierten 3D-Bilddatensatz sowie Rekonstruktionsartefakte. Falls die Segmentierung daher auf ein spezielles Gebiet (z.B. der Aneurysma-Hals) optimiert ist, führt dies unter Umständen zu einer suboptimalen Segmentierung anderer Bereiche (z.B. Zuführende Gefäße, Aneurysma-Bauch).
Zur Darstellung von Gefäßen ist ferner die so genannte digitale Subtraktions-Angiographie (DSA) bekannt. Dabei werden von der Gefäßstruktur zwei zeitlich aufeinander folgende Röntgenbilder gemacht, üblicherweise mit einem C-Bogen Rönt gengerät. Zwischen den Röntgenbildern wird ein Kontrastmittel in die Blutbahn injiziert. Die beiden Röntgenbilder unterscheiden sich also lediglich in der Abbildung der Gefäße, die in dem ersten Bild (Maskenbild) kaum zu sehen sind, in dem zweiten Bild (Füllungsbild) jedoch stark kontrastiert sind. Die digitalisierten Bilder werden voneinander abgezogen. Somit sind in dem Differenzbild, der DSA, lediglich die kontrastierten Blutgefäße zu sehen. Die DSA liefert somit zweidimensionale (2D) Bilder mit einer hohen Ortsauflösung, jedoch ohne Tiefeninformation. Daher wird die DSA im Folgenden auch mit „2D DSA" bezeichnet.
Die Erfindung hat sich die Aufgabe gesetzt, ein Verfahren zur Nachbearbeitung eines 3D-Bilddatensatzes einer Gefäßstruktur zur Verfügung zu stellen, mit dem die Qualität der Darstellung der Gefäßstruktur verbessert werden kann.
Hierzu stellt die Erfindung ein Verfahren gemäß Anspruch 1 bereit, welches die folgenden Schritte aufweist:

(a) Bereitstellen eines 3D-Bilddatensatzes der Gefäßstruktur, der mit einem medizinischen Bildgebungsmodalität aufgenommen wurde;
(b) Bereitstellen einer 2D DSA der Gefäßstruktur in einer ersten Projektionsrichtung;
(c) Segmentieren des 3D-Bilddatensatzes und/oder der 2D DSA, wobei diese in Segmente aufgeteilt werden, die jeweils der Gefäßstruktur oder dem Hintergrund zugeordnet sind;
(d) Registrieren der 2D DSA mit dem 3D-Bilddatensatz;
(e) Berechnen einer Projektion des 3D-Bilddatensatzes auf eine Bildebene in der ersten Projektionsrichtung, zur Erzeugung eines berechneten Projektionsbildes; und
(f) Vergleichen des berechneten Projektionsbildes mit der 2D DSA und automatisches Verändern des 3D-Bilddatensatzes zum Anpassen des berechneten Projektionsbildes an die 2D DSA.

Der 3D-Bilddatensatz kann von einem CT oder MR stammen, kann aber auch durch 3D Rotationsangiographie in einem Rotations lauf auf der gleichen Angiographie-Anlage gewonnen werden, mit der auch die 2D DSA angefertigt werden. Das Verfahren kann entweder durchgeführt werden, während der Patient in der Angiographie-Anlage, z.B. einem C-Bogen Röntgengerät, gelagert ist, oder als Nachbearbeitung später geschehen. Der 3D-Bilddatensatz kann z.B. gewonnen werden durch zwei voneinander subtrahierte Rotationsläufe eines C-Bogen Röntgengeräts, bei welchem der zweite Lauf (Füllungslauf) kontrastiert ist. Von diesen Bildern wird der erste Lauf ohne Kontrastmittel (Maskenlauf) abgezogen, und die Bildserie zu einer dreidimensionalen Darstellung der Gefäßstruktur rekonstruiert.
Vorzugsweise wird dann auf dem 3D-Bilddatensatz eine möglichst gute erste Arbeitsprojektionsrichtung gewählt, in der z.B. das Aneurysma möglichst überlagerungsfrei dargestellt ist. Es können auch gleich mehrere Projektionsrichtungen ausgewählt werden, wie unten noch genauer erläutert. Vorzugsweise werden dabei Projektionsrichtungen, die aufgrund der Geometrie des C-Bogens nicht eingestellt werden können, automatisch verboten.
Daraufhin wird eine 2D DSA der Gefäßstruktur in der ausgewählten ersten Projektionsrichtung bereitgestellt, z.B. mit einem C-Bogen-System, eventuell auch mit einem Biplan-System, aufgenommen. In dem Spezialfall, dass der 3D-Bilddatensatz aus zwei voneinander subtrahierten Rotationsläufen eines C-Bogen Röntgensystems rekonstruiert wurde, sind diese 2D DSAs bereits in den Rotationsläufen enthalten. Vorzugsweise sind nur diese bereits vorhandenen Angulationen einstellbar oder anzeigbar.
Daraufhin werden der 3D-Bilddatensatz und/oder die 2D DSA segmentiert. Das bedeutet, sie werden in Volumenbereiche bzw. Bildbereich aufgeteilt, die entweder der Gefäßstruktur oder dem Hintergrund zugeordnet sind. Solche Volumen- bzw. Bildbereiche können beliebige Formen aufweisen und werden im Folgenden „Segmente" genannt. Die Segmentierung geschieht vorzugsweise durch ein Schwellwert-Verfahren, d.h. alle Pixel bzw. Voxel, die über dem Schwellwert liegen, entweder auf einen gemeinsamen, hohen Wert gesetzt oder unverändert gelassen, während alle Pixel oder Voxel, die unter dem Schwellwert liegen, auf Null gesetzt werden. Auch dies dient dazu, die Gefäße ohne das umgebende Gewebe und Knochen darzustellen. Der Schwellwert wird hierzu automatisch oder manuell angepasst und ist jeweils für einen Bilddatensatz konstant (globaler Schwellwert). Alternativ kann die Segmentierung auch mittels einer Transferfunktion durchgeführt werden.
Daraufhin wird die 2D DSA mit dem 3D-Bilddatensatz registriert. Dies bedeutet, dass die jeweiligen Koordinatensysteme der beiden Bildsätze z.B. durch eine Transformationsmatrix zueinander in Beziehung gesetzt werden, sodass man aus der Position eines Voxels im 3D-Bilddatensatz unmittelbar die Position des diesem Raumpunkt entsprechenden Pixels auf der 2D DSA ermitteln kann. Umgekehrt ist die Funktion nicht eindeutig, da zu jedem Pixel der 2D DSA ein Strahl von Voxeln durch den 3D-Bilddatensatz gehört.
Die Registrierung kann entweder durch so genannte 2D-3D-Registrierungsverfahren erreicht werden, bei denen beispielsweise verschiedene Projektionen aus dem 3D-Bilddatensatz berechnet und mit der 2D DSA verglichen werden. In dem Sonderfall, in dem der 3D-Bilddatensatz mit der gleichen Angiographie-Anlage gewonnen wurde wie die 2D DSA, kann die Registrierung leichter aus der bekannten Anlagengeometrie ermittelt werden.
Daraufhin wird in Schritt (e) eine Projektion des 3D-Bilddatensatzes auf eine Bildebene in der ausgewählten ersten Projektionsrichtung berechnet und somit ein berechnetes Projektionsbild erzeugt. Dieses wird in Schritt (f) mit der 2D DSA verglichen und an diese angepasst, indem der 3D-Bilddatensatz verändert wird. Somit wird also der 3D-Bilddatensatz nachbearbeitet, was im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen noch genauer erläutert wird. Salopp ausgedrückt, wird eine 2D DSA mit dem entsprechend berechneten Projekti onsbild „überlagert" und Abweichungen zu der 2D DSA werden erkannt und ggf. korrigiert.
Optional kann der 3D-Bilddatensatz vor Schritt (f) auf eine höhere Ortsauflösung hochskaliert werden, damit die genaueren Ortsinformationen der 2D DSA nicht in der Pixelunschärfe des 3D-Bilddatensatzes untergehen.
Vorzugsweise werden die Schritte (c) bis (f) mit einer zweiten 2D DSA der Gefäßstruktur wiederholt, die aus einer zweiten Projektionsrichtung aufgenommen wird. Diese zweite Projektionsrichtung liegt vorzugsweise in einem Winkel von ungefähr 30° bis 110°, besonders bevorzugt 80° bis 100°, zur ersten Projektionsrichtung. Am meisten bevorzugt ist ein Winkel von ungefähr 90°. Dies erlaubt eine Anpassung des 3D-Bilddatensatzes an hoch aufgelöste 2D DSAs aus verschiedenen Blickrichtungen.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform werden mehrere 2D DSAs der Gefäßstruktur, z.B. 3 bis 5, in mehreren Projektionsrichtungen bereitgestellt und die Schritte (c) bis (f) mit diesen mehreren 2D DSAs und den entsprechenden Projektionsrichtungen durch den 3D-Bilddatensatz wiederholt. Der 3D-Bilddatensatz wird dadurch iterativ verändert und verbessert.
Der Schritt (f) des Vergleichens und automatischen Veränderns wird vorzugsweise folgendermaßen durchgeführt:

(f1) die der Gefäßstruktur zugeordneten Segmente auf dem berechneten Projektionsbild und auf der 2D DSA werden miteinander verglichen und Abweichungen erkannt;
(f2) die abweichenden Segmentbereiche werden durch Rückprojektion von dem berechneten Projektionsbild in das Volumen des 3D-Bilddatensatzes einem Gefäßabschnitt in dem 3D-Bilddatensatz zugeordnet; und
(f3) der 3D-Bilddatensatz wird durch Verschieben der Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt und dem Hintergrund so verändert, dass das dem Gefäßabschnitt zugeordnete Segment auf einem neu berechneten Projektionsbild stärker mit dem diesem Gefäßabschnitt zugeordneten Segment auf der 2D DSA übereinstimmt.

Schritt (f2) ist deshalb notwendig, weil aus der 2D-Projektion auf dem berechneten Projektionsbild auf die 3D-Position des anzupassenden Gefäßes rückgeschlossen werden muss. Daher ist es sinnvoll, eine Projektionsrichtung auszuwählen, in der die Gefäßstruktur möglichst überlagerungsfrei dargestellt wird. Außerdem muss die Anlagengeometrie bekannt sein. Wird dann die Projektion eines Gefäßabschnitts anhand der Anlagengeometrie zum Röntgenfokus rückverfolgt, kann auf diesem Weg nur ein Gefäß liegen, dessen 3D Position dann bekannt ist. Vorzugsweise wird diese Methode zur Bestimmung der 3D-Position der abweichenden Segmentbereiche in dem Volumen des 3D-Bilddatensatzes benutzt.
Ist dann die 3D-Position des abweichenden Gefäßabschnitts im 3D-Bilddatensatz bekannt, kann der 3D-Bilddatensatz so verändert werden, dass die Abweichungen verringert werden. Hierzu werden im Folgenden zwei Ausführungsbeispiele genauer erläutert. Beim ersten Ausführungsbeispiel werden die Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt und dem Hintergrund durch pixelweises Verändern eines Segmentierungs-Schwellwertes des 3D-Bilddatensatzes verschoben. Das heißt, die Segmentierungsparameter des 3D-Bilddatensatzes werden lokal (nicht global) angepasst, um eine optimale 3D-Darstellung zu gewährleisten. Optional können die pixelweisen Segmentierungs-Schwellwerte untereinander geglättet werden, um abrupte Übergänge zu vermeiden.
Bei der zweiten Ausführungsform wird aus dem 3D-Bilddatensatz ein Gefäßbaum-Modell der Gefäßstruktur berechnet, welches die Centrelines der die Gefäßstruktur bildenden Gefäße sowie Werte für deren Durchmesser beinhaltet. Die Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt und dem Hintergrund werden dann durch Verändern von Durchmesserangaben im Gefäßbaumodell verschoben. Die Durchmesserangaben können sich auch auf Ellip sendurchmesser beziehen, sodass pro Gefäßabschnitt also zwei Durchmesserangaben und eine Winkelangabe, die die Ausrichtung der langen Achse der Ellipse angibt, vorhanden sind und gegebenenfalls verändert werden.
Besonders bevorzugt wird das Verfahren bei einer zerebralen Gefäßstruktur verwendet.
Die Erfindung ist auch auf ein Computerprogrammprodukt gerichtet, welches auf einem computerlesbaren Medium gespeicherte Softwarecodeabschnitte enthält. Diese können eine Recheneinheit dazu veranlassen, das erfindungsgemäße Verfahren auszuführen, wenn das Computerprogrammprodukt auf der Recheneinheit installiert ist. Bei der Recheneinheit handelt es sich vorzugsweise um einen in der medizinischen Bildgebung verwendeten Bildverarbeitungscomputer.
Die Erfindung wird nun anhand von Ausführungsbeispielen in Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. In den Zeichnungen zeigen:
1 eine beispielhafte Darstellung einer 2D DSA einer Gefäßstruktur;
2 eine Darstellung eines 3D-Bilddatensatzes derselben Gefäßstruktur in „volume rendering" Darstellung;
3 eine Überlagerung der 2D DSA der 1 mit einem aus dem 3D-Bilddatensatz der 2 berechneten Projektionsbild;
4 eine schematische, pixelweise Darstellung der Überlagerung der 3;
5 eine schematische Darstellung des 3D-Bilddatensatzes mit einer berechneten Projektion und 2D DSA in einer ersten Projektionsrichtung;
6 die schematische Darstellung des 3D-Bilddatensatzes der 5 mit einer berechneten Projektion und einer 2D DSA in einer zweiten Projektionsrichtung;
7 eine schematische Darstellung eines Gefäßbaum-Modells mit einer berechneten Projektion und einer 2D DSA in einer ersten Projektionsrichtung; und
8 eine schematische Darstellung des Gefäßbaum-Modells der 7 mit einer berechneten Projektion und einer 2D DSA in einer zweiten Projektionsrichtung.
1 zeigt beispielhaft eine 2D DSA 1 einer Gefäßstruktur 2 mit einem Aneurysma 2a. Wie man erahnen kann, weist die 2D DSA hervorragende Ortsauflösung auf, es fehlt jedoch die Tiefeninformation.
2 zeigt dagegen eine dreidimensionale Darstellung 3 desselben Gefäßbaums, die durch einen 3D-Rotationslauf mit einem C-Bogen Röntgengerät gewonnen wurde. Der 3D-Bilddatensatz wurde mit einem globalen Segmentierungs-Schwellwert segmentiert und nur die über dem Schwellwert liegenden Werte werden dargestellt. Gewählt wurde eine so genannte „volume rendering" Darstellung, in der die Gefäßstruktur im 3D-Volumen mit berechneten Schatten- und Lichteffekten versehen wurde, um einen visuellen dreidimensionalen Eindruck zu erzeugen.
Gerade bei 3D-Bilddatensätzen ist der gewählte globale Segmentierungs-Schwellwert sehr wichtig, da insbesondere ein Aneurysma mit verschiedenen Schwellwerten deutlich unterschiedlich dargestellt wird.
Erfindungsgemäß wird aus einem 3D-Bilddatensatz wie bei der 3 in der gleichen Projektionsrichtung, in der die 2D DSA aufgenommen wurde, eine Projektion aus dem 3D-Bilddatensatz berechnet. Ein solches berechnetes Projektionsbild 4 ist in 3 in hellgrau dargestellt und mit der DSA 1 der 1 (in schwarz dargestellt) überlagert. Wie aus 3 erkennbar ist, decken sich die Projektion der Gefäßstruktur 11 auf der 2D DSA 1 und die Darstellung der Gefäßstruktur 14 auf dem berechneten Projektionsbild 4 nicht exakt, vielmehr sind Abweichungen vorhanden. Diese Abweichungen werden mit den im Folgenden beschriebenen Verfahren zur Nachbearbeitung und Verbesserung des 3D-Bilddatensatzes verwendet, da man davon ausgeht, dass die 2D DSA im Zweifelsfall genauere Ergebnisse liefert.
4 stellt schematisch einen fiktiven Ausschnitt aus der 3 dar. Der mit 11 bezeichnete Kasten soll die Pixel eines Gefäßabschnitts auf der 2D DSA darstellen, während der Kasten 14 einen Gefäßabschnitt in dem berechneten Projektionsbild darstellt. Die fetten Linien zeigen jeweils die Segmentgrenzen zwischen Hintergrund 9 und den Gefäßabschnitten 11 bzw. 14 an. Wie man sieht, überlappen sich die Gefäßsegmente 11 und 14 nur teilweise. In den Abschnitten A und B herrscht keinerlei Abweichung zwischen den beiden Darstellungen, da entweder Hintergrund auf Hintergrund oder Vordergrund auf Vordergrund liegt. In den Bereichen C ist das Gefäß auf der DSA 11 dagegen breiter als die berechnete Projektion 14 des 3D-Bilddatensatzes. Die entsprechende Segmentgrenze des Gefäßabschnitts 14 sollte also verschoben werden. Dies kann beispielsweise dadurch geschehen, dass der lokale Schwellwert für die Pixel im Bereich C verringert wird, sodass die Darstellung des Gefäßabschnitts 14 sich in diesem Bereich mit dem Gefäßabschnitt 11 zumindest annähernd deckt.
In den Abschnitten D ist der Gefäßabschnitt 14 in dem 3D-Bilddatensatz gegenüber der DSA zu breit, der lokale Schwellwert in den Bereichen D ist also zu klein. Wird der Schwellwert hier erhöht, verschieben sich die Segmentgrenzen rechts und links im Gefäßabschnitt 14 in Richtung der Segmentgrenzen des Gefäßabschnitts 11. Auf diese Weise kann die Gefäßdarstellung 14 im 3D-Bilddatensatz mit der Gefäßdarstellung 11 auf der 2D DSA1 in stärkere Übereinstimmung gebracht werden.
Anhand der 5 und 6 wird nun das erste Ausführungsbeispiel genauer erläutert. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden die Segmentgrenzen durch die pixelweise Anpassung von Segmentierungs-Schwellwerten verschoben. Es wird also nicht ein globaler Schwellwert zur Segmentierung des 3D-Bilddatensatzes verwendet, sondern ein gesonderter Schwellwert für jedes Voxel, welcher iterativ angepasst wird, bis der 3D-Bilddatensatz der oder den 2D DSAs angepasst ist.
5 zeigt einen schematischen Schnitt durch einen solchen 3D-Bilddatensatz 6. Die einzelnen Voxel sind wiederum als Kästchen dargestellt.
Die von links unten nach rechts oben schraffierten Voxel 10 stellen die Voxel dar, die nach der Segmentierung einem bestimmten Gefäßabschnitt 8 innerhalb des 3D-Bilddatensatzes zugeordnet wurden. Unter 8' und 8'' sind weitere, kleinere Gefäße dargestellt. Mit 7 ist der Röntgenfokus bezeichnet, von dem die Projektionskegel 21 und 24 ausgehen. Der Projektionskegel 24 ist die Projektion des Gefäßes 8 im 3D-Bilddatensatz. Auf die Bildebene 14 projiziert, ergibt dies eine zweidimensionale Darstellung des Gefäßes 8 auf dem berechneten Projektionsbild 14. Dieses berechnete Projektionsbild wird überlagert mit einer 2D DSA 11. Auf dieser ist der Gefäßabschnitt in dieser Projektionsrichtung deutlich schmaler dargestellt. Verfolgt man den Gefäßabschnitt 11 somit anhand der dazugehörigen Projektionsstrahlen 21 zum Röntgenfokus 7 zurück, wird nur ein kleinerer Teil des Gefäßabschnitts 8 hiervon abgedeckt. Die quer schraffierten Voxel 12 sind somit zwar in dem 3D-Bilddatensatz dem Gefäßabschnitt zugeordnet, nicht jedoch gemäß der 2D DSA. In dem Voxel 12 sollte somit der Schwellwert lokal erhöht werden, um die beiden in stärkere Übereinstimmung zu bringen.
Dieses Verfahren wird vorzugsweise aus einer zweiten Projektionsrichtung wiederholt, wie in 6 dargestellt. Hier ist das gleiche Gefäß 8 im 3D-Bilddatensatz gezeigt. Eine Projektion der hiervon umfassten Voxel 10 in der zweiten Projekti onsrichtung vom Röntgenfokus 7 auf die Bildebene 14 ergibt somit ein weiteres berechnetes Projektionsbild 14'. Der hier zugehörige Projektionskegel (der Pfad der Röntgenstrahlen) ist mit 24' bezeichnet.
Auch in dieser Projektionsrichtung wird eine 2D DSA 11' aufgenommen. Wie in der Zeichnung zu erkennen ist, ist auf dieser 2D DSA das Gefäß breiter als im berechneten Projektionsbild 14'. Verfolgt man die Röntgenprojektion entlang der Strahlen 21' zum Röntgenfokus 7 zurück, trifft man auf die senkrecht schraffierten Voxel 15, die gemäß der 2D DSA zum Gefäß gehören sollten. Für diese Voxel 15 muss also der lokale Schwellwert vermindert werden.
Genauer kann das Verfahren wie folgt iterativ ablaufen:
Eine DSA 11 und eine berechnete Projektion 14 werden miteinander verglichen und die Voxel 12 bzw. 15 ermittelt, für die der Schwellwert lokal erhöht oder vermindert werden soll. Der Schwellwert wird dann um einen Wert erhöht oder vermindert, der z.B. nach der Anzahl der abweichenden Voxel festgelegt wird, oder aber einer vorbestimmten Tabelle entnommen wird.
Optional werden daraufhin die Schwellwerte räumlich geglättet, um abrupte Übergänge zu vermeiden.
Daraufhin wird eine neue Projektion des mit den veränderten Schwellwerten segmentierten 3D-Bilddatensatzes berechnet. Dieses neue berechnete Projektionsbild wird wieder mit der gleichen oder mit einer zweiten 2D DSA überlagert und verglichen. Daraufhin wird wieder der lokale Schwellwert in den abweichenden Pixeln erhöht oder vermindert. Optional werden die lokalen Schwellwerte räumlich geglättet.
Diese Schritte werden wiederholt, bis eine maximale Übereinstimmung zwischen berechnetem Projektionsbild und DSA erreicht ist, oder aber bis ein oder mehrere lokale Schwellwer te so weit vom ursprünglichen Schwellwert abweichen, dass eine weitere Verbesserung nicht mehr zu erwarten ist.
Anhand der 7 und 8 wird nun die zweite Ausführungsform näher erläutert. 7 zeigt einen Schnitt durch ein Gefäßbaummodell, welches aus dem 3D-Bilddatensatz 6 der 5 und 6 berechnet worden ist. In dem dargestellten Bereich umfasst das Gefäßbaummodell die Centreline 16 eines Gefäßes, sowie den ellipsenförmigen Durchmesser dieses Gefäßes 34. Somit ist der Querschnitt des Gefäßes in dem Gefäßbaummodell hierdurch definiert und durch die von links unten nach rechts oben schraffierte Fläche dargstellt.
Aus dem Gefäßbaummodell wird, ähnlich wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel, anhand der bekannten Anlagengeometrie ein Projektionsbild 14 berechnet, indem die Umrisse des Gefäßbaummodells 34 ausgehend vom Röntgenfokus 7 entlang der Strahlen 24 auf die Bildebene 14 projiziert werden. Dieses Bild wird mit einer 2D DSA 11 verglichen. Die Umrisse des Gefäßes auf der 2D DSA werden umgekehrt entlang der Strahlen 21 zum Röntgenfokus 7 rückverfolgt. Dabei wird deutlich, dass der Durchmesser des Gefäßes in der Richtung quer zu den Strahlen 21 auf der 2D DSA schmaler ist als das Gefäßbaummodell 34. Dementsprechend wird in dieser Richtung ein neuer Ellipsendurchmesser berechnet und das Gefäßbaummodell entsprechend angepasst. Das angepasste Modell 31 ist senkrecht schraffiert dargestellt.
Diese Anpassung kann gemäß 8 in einer zweiten Projektionsrichtung, welche ungefähr senkrecht zur ersten Projektionsrichtung steht, wiederholt werden. Hier wird nun entlang der Strahlen 24' eine Projektion des durch die Centrelines 16 und die Ellipse 34 definierten Gefäßes auf die Bildebene 14' berechnet. Dieses berechnete Projektionsbild 14' wird mit einer 2D DSA 11', die in der gleichen Projektionsrichtung aufgenommen wurde, verglichen. Anhand der Strahlen 21' zum Röntgenfokus 7 wird das Gefäß 34 ermittelt, welches in dem Gefäßbaummodell dem Gefäßabschnitt 11' der 2D DSA entspricht. Da bei wird festgestellt, dass dieser Gefäßabschnitt auf der 2D DSA 11' breiter ist als auf dem berechneten Projektionsbild 14'. Somit wird der Ellipsendurchmesser in diese Richtung verbreitert, um das neue Gefäßbaummodell 31' zu erhalten.
Obgleich dies auf den Figuren nicht dargestellt wird, könnte zur Anpassung des Gefäßbaummodells auch die Centreline 16 verschoben werden, falls dies notwendig ist.

Claims

Verfahren zur Nachbearbeitung eines 3D Bilddatensatzes (6) einer Gefäßstruktur (8) eines menschlichen oder tierischen Körpers, mit den folgenden Schritten: (a) Bereitstellen eines 3D Bilddatensatzes (6) der Gefäßstruktur (8), der mit einer medizinischen Bildgebungsmodalität aufgenommen wurde; (b) Bereitstellen einer 2D DSA (11) (digitale Subtraktionsangiographie) der Gefäßstruktur (8) in einer ersten Projektionsrichtung (21); (c) Segmentieren des 3D Bilddatensatzes (6) und/oder der 2D DSA (11), wobei diese in Segmente aufgeteilt werden, die jeweils der Gefäßstruktur (8) oder dem Hintergrund (9) zugeordnet sind; (d) Registrieren der 2D DSA (11) mit dem 3D Bilddatensatz (6); (e) Berechnen einer Projektion des 3D Bilddatensatzes (6) auf eine Bildebene in der ersten Projektionsrichtung (24), zur Erzeugung eines berechneten Projektionsbildes (14); und (f) Vergleichen des berechneten Projektionsbildes (14) mit der 2D DSA (11) und automatisches Verändern des 3D-Bilddatensatzes zum Anpassen des berechneten Projektionsbildes an die 2D DSA.
Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem die Segmentierung des 3D Bilddatensatzes (6) und der 2D DSA (11) durch ein Schwellwert-Verfahren erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem eine zweite 2D DSA (11) der Gefäßstruktur in einer zweiten Projektionsrichtung (21') aufgenommen wird und die Schritte (c) bis (f) mit dieser zweiten 2D DSA (11') und der zweiten Projektionsrichtung (21') wiederholt werden.
Verfahren nach Anspruch 3, bei welchem die zweite Projektionsrichtung (21') in einem Winkel von ungefähr 30° bis 110° zur ersten Projektionsrichtung (21) steht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 oder 4, bei welchem mehrere 2D DSAs (11, 11') der Gefäßstruktur in mehreren Projektionsrichtungen (21, 21') bereitgestellt werden und die Schritte (c) bis (f) mit diesen mehreren 2D DSAs und den entsprechenden mehreren Projektionsrichtungen durch den 3D Bilddatensatz wiederholt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Schritt (f) folgendermaßen durchgeführt wird: (f1) die der Gefäßstruktur (8) zugeordneten Segmente auf dem berechneten Projektionsbild (14, 14') und auf der 2D DSA (11, 11') werden miteinander verglichen und Abweichungen erkannt; (f2) die abweichenden Segmentbereiche (12, 15) werden durch Rückprojektion von dem berechneten Projektionsbild (14) in das Volumen des 3D Bilddatensatzes (6) einem Gefäßabschnitt (8) im 3D Bilddatensatz zugeordnet; und (f3) der 3D Bilddatensatz (6) wird durch Verschieben der Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt (8) und dem Hintergrund (9) so verändert, dass das dem Gefäßabschnitt (8) zugeordnete Segment auf einem neu berechneten Projektionsbild stärker mit dem diesem Gefäßabschnitt zugeordneten Segment auf der 2D DSA (11, 11') übereinstimmt.
Verfahren nach Anspruch 6, bei welchem die Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt (8) und dem Hintergrund (9) in Schritt (f3) durch pixelweises Verändern eines Segmentierungs-Schwellwertes des 3D Bilddatensatzes (6) verschoben werden.
Verfahren nach Anspruch 7, bei welchem die pixelweisen Segmentierungs-Schwellwerte vor dem Berechnen eines neuen Projektionsbildes in Schritt (f3) räumlich geglättet werden.
Verfahren nach Anspruch 6, bei welchem aus dem 3D Bilddatensatz (6) ein Gefäßbaummodell (16, 34) der Gefäßstruktur berechnet wird, wobei das Gefäßbaummodell (16, 34) die Centrelines (16) der die Gefäßstruktur bildenden Gefäße sowie Werte für deren Durchmesser (34) beinhaltet, und wobei die Segmentgrenzen zwischen dem Gefäßabschnitt und dem Hintergrund (9) durch Verändern von Durchmesserangaben im Gefäßbaummodell (16, 34) verschoben werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Gefäßstruktur (8) eine zerebrale Gefäßstruktur ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die 2D DSAs (11, 11') während des Verfahrens mit einem C-Bogen Röntgengerät aufgenommen werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem der 3D Bilddatensatz (6) durch Magnetresonanztomographie oder Computertomographie aufgenommen wurde.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem der 3D Bilddatensatz (6) durch 3D Rotationsangiographie aufgenommen wurde, wobei bei der Aufnahme der 3D Rotationsangiographie auch die 2D DSAs zumindest teilweise aufgenommen wurden.
Computerprogrammprodukt, enthaltend auf einem Computerlesbaren Medium gespeicherte Softwarecodeabschnitte, welche eine Recheneinheit dazu veranlassen, das Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche auszuführen, wenn das Computerprogrammprodukt auf der Recheneinheit installiert ist.