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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der Projektionsgeometrie
einer C-Bogen-Anlage für Applikationen zur Durchführung
eines Verfahrens, bei dem wenigstens zwei Bilder miteinander verarbeitet
werden. Eine derartige Verarbeitung kann beispielsweise ein Rekonstruktions- und/oder
ein Registrierungs- und/oder ein 2-D/3-D-Fusionsverfahren sein.
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Heutige
Applikationen zur Geräte- oder Nadelführung sind
darauf angewiesen, dass die Projektionsgeometrie einer C-Bogen-Anlage
für beliebige Anlagenparameter, wie beispielsweise die
Angulation, genau berechnet werden kann. Eben diese Genauigkeitsanforderungen
sind für die klinische Anwendung dieser Applikationen essentiell.
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Soll
beispielsweise mittels der aus dem Datenblatt ”syngo X
Workplace/Intelligent Postprocessing for X-ray Systems” der
Siemens AG, 04.2008, Order No. A91AX-20721-11T1-7600, bekannten
Applikation ”syngo iPilot” in einer neuroradiologischen Intervention
die Projektion eines dreidimensionalen Datensatzes des Gehirngefäßsystems
zur Katheter- und Führungsdraht-Navigationsunterstützung über ein
Echtzeit-Fluoroskopiebild gelegt werden, liegen die Genauigkeitsanforderungen
bezüglich des maximalen Versatzes von 3-D-Projektionsbild
und realem Fluoroskopiebild im Sub-Millimeterbereich.
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Dieses
Beispiel soll zeigen, dass es für die Praxistauglichkeit
derartiger Applikationen von essentieller Bedeutung ist, ein Verfahren
zur Verfügung zu haben, das in der Lage ist, die realen
C-Bogen-Projektionseigenschaften mit der benötigten Genauigkeit
berechnen zu können. Die besondere Schwierigkeit dabei
ist, dass dies für alle möglichen Anlagenstellungen
nur aus den Parametern möglich sein muss, die die Anlage
liefert. Das bedeutet, für jede der unendlich vielen mögli chen
Anlagenstellungen, da beispielsweise die Angulationen kontinuierlich
sind, aus den Anlagenparametern genaue Projektionseigenschaften
errechnen zu können.
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Es
ist als interner Stand der Technik bekannt, ein parametrisches Modell
einzusetzen. Die Parameter dieses Modells werden aus einer Reihe
einzelner Anlagen-Positionen bestimmt, für die die Projektionsparameter
aus einer Kalibrierung mit entsprechendem Kalibrierphantom bekannt
sind. Dabei besteht das Modell in den heutigen Produkten aus etwa
20 freien Parametern.
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In
der praktischen Anwendung hat sich nun gezeigt, dass die nötige
Genauigkeit durch dieses Modell bei weitem nicht erreicht werden
kann. Alleine der Fehler zwischen überlagertem Bild und
aktuellem Röntgenbild liegt bei bis zu 4 mm wenn nur die
Angulation des C-Bogens damit modelliert wird. Sie können
in Einzelfällen auch darüber liegen.
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Damit
ist eine derartige Lösung für Anwendungen mit
hohen Genauigkeitsanforderungen nicht geeignet. Ein parametrisches
Modell ist in heutigen Produkten nicht leistungsfähig genug.
Ein C-Bogen verwindet sich mechanisch in viel zu komplexer Weise,
als dass er durch ein derartiges Modell beschrieben werden kann.
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Ein
anderer Lösungsansatz könnte eine einfache Interpolation
von Projektionsparametern sein. Allerdings benötigt eine
einfache Interpolation der Projektionsparameter eine genügend
große Anzahl von Stützstellen. Dazu würde
man eine Kalibrierung an vielen Stellen durchführen, die
Projektionsparameter an diesen Stellen bestimmen und für
Positionen dazwischen interpolieren. Die zu interpoliernden Projektionsparameter
sind beispielsweise die Anlagenparameter ”Angulation des
C-Bogens”, ”Source-Image-Distanz (SID)” oder ”Detektordrehung”.
Bei dieser Lösung müsste man aber sogar einige
unterschiedliche Modelle aufstellen, da die einzelnen Parameter,
wie beispielsweise die rotatorische Blickrichtung des Röntgendetek tors
und die translatorische Position der Röhre, speziell modelliert
werden müssten und dafür wieder Anlagenparameter
zu schätzen wären. Damit wäre diese Lösung
nicht so sehr unterschiedlich von dem rein parametrischen Modell.
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Aus
diesen Gründen gibt es gerade aus der Neuroradiologie Beschwerden
von Kunden, die derartige Ungenauigkeiten nicht akzeptieren können.
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Die
Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Verfahren der eingangs genannten
Art derart auszubilden, dass die C-Bogen-Projektionsgeometrie für Applikationen
sich einfach, schnell und sehr präzise bestimmen lassen.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch folgende Schritte
gelöst.
- a) Verwendung eines idealen
Modells der C-Bogen-Anlage als Grundlage mit variablen und festen
Parametern,
- b) Ermittlung in einem Kalibriervorgang aus den von der C-Bogen-Anlage
vorgegebenen Randbedingungen an einer Vielzahl von Angulationsstellungen
des C-Bogens, die den benötigten Angulationsbereich abdecken,
von Kalibrierwerten einer Projektionsgeometrie unter Verwendung
der variablen Parameter, und
- c) Bestimmung und Speicherung der korrekten realen Projektionsgeometrie
für eine Angulation an den Winkeln CRAN/LAO mittels Berechnung
der Abweichungen für diese Winkelkombination aus den Kalibrierdaten
gemäß Schritt b unter Berücksichtigung
des idealen Modells.
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Erfindungsgemäß können
die variablen Parameter gemäß Schritt a) und/oder
Schritt b) wenigstens einen Parameter aus folgender Gruppe enthalten:
- – den Angulationsparameter LAO,
- – den Angulationsparameter CRAN,
und als feste
Parameter gemäß Schritt a) wenigstens einen Parameter
aus folgender Gruppe enthalten
- – den Abstand Röntgenfokus-Kugelmittelpunkt und/oder
- – den Abstand Kugelmittelpunkt-Detektor.
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Es
hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn zur Bestimmung der Projektionsgeometrie
einer C-Bogen-Anlage der Kalibriervorgang gemäß Schritt
b folgende Schritte umfasst:
- I. Bestimme die
korrekten Projektionsparameter an Angulationsstellungen, die den
möglichen Angulationsbereich abdecken sollen,
- II. Bestimme für jede Angulationsstellung die Abweichungen
der korrekten von den idealen neun nötigen Parametern für:
- a) Position des Röntgen-Fokus im Raum,
- b) Strahlrichtung bzw. Orientierung der Röhre,
- c) Brennweite und
- d) Hauptpunkt und
- III. Speichere diese Abweichungen für alle Angulationsstellungen.
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In
vorteilhafter Weise können zur Bestimmung der korrekten
Projektionsgeometrie für eine Angulation an den Winkeln
CRAN/LAO folgende Schritte durchgeführt werden:
- a) Berechnung der Abweichungen für
diese Winkelkombination aus den Kalibrierdaten,
- b) Berechnung der idealisierten intrinsischen und extrinsischen
Parameter für die gesuchte Position,
- c) Korrektur der Parameter aus Schritt b) mit den berechneten
Abweichungen und
- d) Bestimmung der benötigten projektiven Abbildung,
die von der Applikation verwendet wird.
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Erfindungsgemäß kann
zur Bestimmung der korrekten Projektionsgeometrie die Abweichungen für
die realen Winkelkombinationen von den Kalibrierpositionen gemäß Schritt
c) interpoliert, approximiert oder extrapoliert werden.
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Dies
kann in vorteilhafter Weise nach einem der folgenden Verfahren ermittelt
werden:
- i Übernahme der Abweichungen
der Kalibrierpositionen, die den gesuchten Winkeln am nächsten sind
(Nächster-Nachbar).
- ii Berechnung des (gewichteten) Mittels der Abweichungen der
n Kalibrierpositionen, die der gesuchten Position am nächsten
sind.
- iii Bestimmung und Mittelung der vier Nachbarn der gesuchten
Position.
- iv Bestimmung und Interpolation der vier Nachbarn mittels radialer
Basisfunktionen.
- v Extrapolation der Abweichungen aus den kalibrierten Abweichungen,
falls die gesuchte Position außerhalb des kalibrierten
Bereichs liegt.
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Die
Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten
Ausführungsbeispielen näher erläutert.
Es zeigen:
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1 ein
bekanntes Röntgen-C-Bogen-System mit einem Industrieroboter
als Tragvorrichtung und
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2 eine
Ansicht der Bahn eines Detektors und einer Strahlungsquelle gemäß 1 um
ein zu untersuchendes Objekt in axialer Blickrichtung.
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In
der 1 ist eine Röntgendiagnostikeinrichtung
dargestellt, die einen an einem Ständer in Form eines sechsachsigen
Industrie- oder Knickarmroboters 1 drehbar gelagerten C-Bogen 2 aufweist,
an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise
ein Röntgenstrahler 3, und ein Röntgenbilddetektor 4 als
Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
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Mittels
des beispielsweise aus der
DE 10 2005 012 700 A1 bekannten Knickarmroboters
1, welcher
bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist,
kann der C-Bogen
2 beliebig räumlich verstellt
werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler
3 und
dem Röntgendetektor
4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße
Röntgen system
1 bis
4 ist insbesondere
um Drehzentren und Drehachsen in der Ebene des Röntgenbilddetektors
4 drehbar,
bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 und
um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 schneidende
Drehachsen.
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Der
bekannte Knickarmroboter 1 weist ein Grundgestell auf,
welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran
ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am
Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge
angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm
befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse
eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement
für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte
Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste
Rotationsachse rotierbar ist.
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Der
Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder
quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise
aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist.
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Im
Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich
auf einem Patientenlagerungstisch 5 zur Aufnahme beispielsweise
eines Herzens ein zu untersuchender Patient 6. An der Röntgendiagnostikeinrichtung
ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen,
das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt
und verarbeitet. Die Röntgenbilder können dann
auf einem Monitor 9 betrachtet werden.
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An
der Systemsteuerungseinheit 7 ist eine Kalibriervorrichtung 10 angeschlossen,
die derart ausgebildet ist, dass sie eine noch später beschriebene
Kalibrierung durchführt, auswertet und die korrekte Projektionsgeometrie
berechnet, so dass eine hochgenaue Rekonstruktion durch das Bildsystem 8 durchgeführt
werden kann.
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Der
Röntgenstrahler 3 emittiert ein von einem Strahlenfokus 11 seiner
Röntgenstrahlungsquelle ausgehendes Strahlenbündel 12,
das auf den Röntgenbilddetektor 4 trifft, wie
dies schematisch in der 2 veranschaulicht ist. Sollen
3-D-Datensätze nach dem sogenannten DynaCT-Verfahren erstellt werden,
wird der drehbar gelagerte C-Bogen 2 mit Strahlenfokus 11 des
Röntgenstrahlers 3 und Röntgenbilddetektor 4 derart
gedreht, dass, wie die 2 schematisch in Aufsicht auf
das Drehzentrum 13 zeigt, sich der hier bildlich durch
seinen Strahlenfokus dargestellte Röntgenstrahler 3 sowie
der Röntgenbilddetektor 4 um ein im Strahlengang
des Röntgenstrahlers 3 befindliches zu untersuchendes
Objekt 14 auf einer Umlaufbahn 15 bewegen. Die
Umlaufbahn 15 kann zur Erstellung eines 3-D-Datensatzes
vollständig oder teilweise durchfahren werden.
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Der
C-Bogen 2 mit Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 bewegt
sich dabei gemäß dem DynaCT-Verfahren vorzugsweise
um mindestens einen Winkelbereich von 180°, beispielsweise 180° plus
Fächerwinkel, und nimmt in schneller Folge Projektionsbilder
aus verschiedenen Projektionen auf. Die Rekonstruktion kann nur
aus einem Teilbereich dieser aufgenommenen Daten erfolgen.
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Bei
dem zu untersuchenden Objekt 14 kann es sich beispielsweise
um einen tierischen oder menschlichen Körper aber auch
einen Phantomkörper handeln.
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Der
Röntgenstrahler 3 emittiert ein von einem Strahlenfokus
seiner Röntgenstrahlungsquelle ausgehendes Strahlenbündel 12,
das auf den Röntgenbilddetektor 4 trifft.
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Der
Röntgenstrahler 3 und der Röntgenbilddetektor 4 laufen
jeweils so um das Objekt 5 herum, dass sich der Röntgenstrahler 3 und
der Röntgenbilddetektor 4 auf entgegengesetzten
Seiten des Objekts 14 gegenüberliegen.
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Bei
der normalen Radiographie oder Fluoroskopie mittels einer derartigen
Röntgendiagnostikeinrichtung werden die medizinischen 2-D-Daten
des Röntgenbilddetektors 4 im Bildsystem 8 ggf.
zwischengespeichert und anschließend auf dem Monitor 9 wiedergegeben.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren beschreibt nun einen
Weg, zwar ein ideales Modell als Grundlage zu verwenden, aber keine
Modellparameter schätzen zu müssen und damit auch
nicht durch das Modell in der erreichbaren Genauigkeit limitiert zu
sein.
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Dabei
wird von folgender Annahme für das ideale Modell ausgegangen:
Sowohl Detektor als auch Röntgen-Röhre bewegen
sich jeweils auf einer Kugel mit gemeinsamen Mittelpunkten. Außerdem geht
der Zentralstrahl von Röntgenfokus zu Detektor durch diesen
Mittelpunkt. Ein mechanisch perfekter, verwindungsfreier C-Bogen
würde sich so verhalten. Auf Grund dieser idealisierten
Perfektion und den Randbedingungen, die die C-Bogen-Anlage vorgibt, lässt
sich eine Projektionsgeometrie aus den zwei Angulationsparametern
LAO und CRAN, aus dem Abstand Röntgenfokus-Kugelmittelpunkt
und aus dem Abstand Kugelmittelpunkt-Detektor herleiten.
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Die
Angulationsparameter liefert die C-Bogen-Anlage mit guter Reproduziergenauigkeit.
Genau diese Angulation ist auch das, worauf der Benutzer oder Arzt
gezielt Einfluss hat. Dabei sind die beiden Abstände Röntgenfokus-Kugelmittelpunkt
und Kugelmittelpunkt-Detektor bei der idealisierten Anlage aus der
Konstruktion bekannt und immer konstant.
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Mit
diesem idealisierten Anlagenmodell lässt sich die ideale
Projektionsgeometrie für beliebige Angulationen in mathematischer
Form, d. h., mit einer Projektionsmatrix (vgl. auch "The
projection matrix" aus "Visual 3D Modeling from
Images" von Marc Pollefeys, veröffentlicht
unter http://www.cs.unc.edu/marc/tutorial/node39.html) formulieren.
Wie aus dieser Webseite ersichtlich ist, lassen sich Projektionsmatrizen
in intrinsische und extrinsische Bestandteile zerlegen:
- • Extrinsische Bestandteile:
Im Kontext der Röntgengeometrie
beschreibt dies die Position und Strahlrichtung des Röntgenfokus. Dementsprechend enthalten
die extrinsischen Bestandteile die Position des Fokus im Raum und dessen
Orientierung. Insgesamt ist dies durch sechs Freiheitsgrade beschrieben,
die sich im idealen Fall aus den beiden Angulationswinkeln, der Tatsache
dass im Röntgenbild ”Kopf oben” ist,
der bekannten Strahlrichtung der Röntgenröhre
und dem Abstand Röntgenfokus-Kugelmittelpunkt ergeben.
- • Intrinsische Parameter:
Für die Röntgengeometrie
bedeuten diese Parameter, wie der Detektor zum Röntgenfokus
steht. Insgesamt sind hier fünf Freiheitsgrade vorhanden:
- – zwei mal ”Brennweite” in X- und
Y-Richtung des Detektors.
- – ”Schiefstellung” des Bildes.
- – X- und Y-Koordinate des ”Hauptpunkts” (einziger
Punkt auf dem ein Röntgenstrahl senkrecht steht).
An
einem Röntgensystem reduzieren sich diese Parameter auf
drei:
Die beiden Brennweiten sind identisch, da die Pixel quadratisch
sind und die Schiefstellung ist Null.
Am idealen Modell ergibt
sich die Brennweite aus dem bekannten Abstand Fokus-Detektor in
Verbindung mit der Größe eines Detektorpixels
(sehr genau bekannt) und der Hauptpunkt ist immer der Detektormittelpunkt,
da Detektor und Röhre genau so gegeneinander ausgerichtet
sein sollen.
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Die
wesentliche Idee dieser Erfindung ist nun, dass man zwar dieses
idealisierte Modell als Grundlage verwendet, obwohl man weiß,
dass es nicht in der Lage ist, die Ungenauigkeiten, Verwindungen
und Fehler zu beschreiben, die die Mechanik eines echten C-Bogens
erzeugt. Zum Ausgleich dieser Unzulänglichkeiten werden
nun in einem Kalibrierprozess die Fehler zu diesem idealen Modell
an (möglichst vielen) Angulationsstellungen des C-Bogens
bestimmt:
- 1. Bestimme die korrekten Projektionsparameter an
Angulationsstellungen, die den möglichen Angulationsbereich
abdecken sollen; z. B. alle paar Grad jeweils CRAN und LAO.
- 2. Bestimme für jede Angulationsstellung die Abweichungen
der korrekten von den idealen neun nötigen Parametern für:
- a) Position des Röntgen-Fokus im Raum (drei extrinsische
Parameter),
- b) Strahlrichtung bzw. Orientierung der Röhre (drei
extrinsische Parameter),
- c) Brennweite (ein intrinsischer Parameter) und
- d) Hauptpunkt (zwei intrinsischer Parameter).
- 3. Speichere diese Abweichungen für alle Angulationsstellungen.
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Die
wesentlichen ”Tricks” bei dieser Vorgehensweise
sind:
- • Entspräche die Realität
dem idealisierten Modell, wären alle Abweichungen konstant
Null.
- • Die reale Anlage verhält sich nun nicht
wie das ideale Modell; aber in einer genügend kleinen Umgebung
um jede mögliche Angulationsstellung wird die Abweichung
faktisch konstant sein. D. h., für jede Angulation, die
während der Kalibrierung nicht gesehen wurde (also die
große Mehrheit) kann man davon ausgehen, dass die Abweichungen
vom idealen Modell aus denen der benachbarten Abweichungen bestimmt
werden können.
- • Diese Abweichungen benötigen kein eigenes ”Verhaltensmodell”.
So wie sie definiert sind, ist die Annahme ”konstant in
der Umgebung” ein großer Vorteil, da keine komplizierten
Parameter geschätzt und Funktionen bestimmt werden müssen,
die das Verhalten beschreiben. Anders ausgedrückt: Sowohl
rotatorische Abweichung, als auch translatorische Abweichung, als
auch Brennweiten-Abweichung, als auch Hauptpunkt-Abweichung können
auf eine konstante Verhaltensannahme transferiert werden.
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Die
bisherige Prozedur beschreibt, wie man in einem Kalibrierschritt
diese Abweichungen bestimmt. Im Folgenden wird erläutert,
wie diese Kalibrierdaten verwendet werden, um in den einzelnen Applikationen
zur Geräte- oder Nadelführung iPilot, iGuide,
etc., die aus oben genanntem Datenblatt ”syn go X Workplace/Intelligent
Postprocessing for X-ray Systems” bekannt sind, eine hohe
Genauigkeit der Überlagerungen sicherzustellen.
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Während
der Anwendung werden faktisch nie die Positionen vom C-Bogen angefahren,
die auch kalibriert wurden. Wegen der lokalen Konstanz können
beliebige Positionen aber leicht aus den Kalibrierdaten bestimmt
werden. Dazu geht man folgendermaßen vor:
- 1. Es soll für eine Angulation an den Winkeln CRAN/LAO
die korrekte Projektionsgeometrie bestimmt werden. Berechne dazu
die Abweichungen für diese Winkelkombination aus den Kalibrierdaten.
Dafür gibt es eine Reihe von Möglichkeiten:
- a) Übernimm die Abweichungen der Kalibrierposition,
die den gesuchten Winkeln am nächsten sind (Nächster-Nachbar).
- b) Berechne das (gewichtete) Mittel der Abweichungen der n Kalibrierpositionen,
die der gesuchten Position am nächsten sind. Diese Mittelung
ist möglich, da man von einer lokal konstanten Abweichung
ausgehen kann (S. O.).
- c) Suche die vier Nachbarn der gesuchten Position und mittle
diese.
- d) Suche die vier Nachbarn und interpoliere diese mittels radialer
Basisfunktionen. Nach aktuellem Stand der Experimente liefert diese
Variante die besten Ergebnisse.
- e) Extrapoliere die Abweichung aus den kalibrierten Abweichungen,
falls die gesuchte Position außerhalb des kalibrierten
Bereichs liegt. Hierzu gibt es mathematische Standardverfahren.
- f) Allgemein: Die Abweichungen können mit beliebigen
Verfahren interpoliert, approximiert oder extrapoliert werden.
- 2. Berechne die idealisierten intrinsischen und extrinsischen
Parameter für die gesuchte Position.
- 3. Korrigiere die Parameter aus 2) mit den berechneten Abweichungen
nach einer der Möglichkeiten aus 1).
- 4. Bestimme aus den korrigierten Parametern aus 3) die benötigte
projektive Abbildung, die von der Applikation verwendet wird.
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Den
wesentlichen Einfluss auf die Projektionsgeometrie hat die Angulation,
weil durch sie letztlich fast alle Ungenauigkeiten verursacht werden.
Es existieren zwar noch andere Freiheitsgrade; diese müssen
aber nach heutigen Anforderungen nicht kalibriert werden:
- a) SID:
Der Detektor kann in Richtung
Patient verfahren werden. Dies erzeugt eine einfache 2-D-Skalierung
des Bildes. Den Betrag um den der Detektor verfahren wird, liefert
die Anlage mit ausreichender Genauigkeit. Auch die Verfahrrichtung
ist nach heutigen Anforderungen genau genug, so dass sie nicht kalibriert
werden muss.
- b) Zoom:
Der Detektorzoom ist ebenfalls nur eine elektronische
Skalierung des Bildes. Der Skalierungsbetrag ist hier sehr genau
bekannt. Er ergibt sich aus der Größe der Detektorpixel.
- c) Tisch:
Die Tischposition muss nicht kalibriert werden,
da sie aus dem Abbildungsprozess komplett herausgelassen und mit
den Daten über die jeweils aktuelle Tischposition jederzeit
wieder eingerechnet werden kann. Der Tisch muss seine Position nur mit
ausreichender Genauigkeit liefern können.
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Experimente,
mit dieser neuen Art die Projektionsgeometrie zu bestimmen, haben
gezeigt, dass damit die heutigen Genauigkeitsanforderungen der Neuroradiologen
erfüllt werden können, was mit dem bisherigen
Stand der Technik nicht möglich war. Damit erfüllt
diese Arbeit die Anforderungen der Kunden in diesem Bereich.
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Die
wesentliche Neuheit ist, dass das Verhalten des C-Bogens nicht mehr
mit komplizierten parametrischen Modellen berech net werden muss,
deren Parameter kaum zu bestimmen sind. Die Aufteilung in idealisiertes
Verhalten und lokal-konstante Abweichungen macht beliebig komplexe
Verformungen des C-Bogens in Abhängigkeit der Angulation
handhabbar.
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Das
vorgeschlagene Verfahren erlaubt faktisch beliebig gute Genauigkeiten
im Rahmen der C-Bogen-Angulationsreproduzierbarkeit für
die genannten Applikationen. Wird eine größere
Genauigkeit benötigt, so kann die Kalibrierung feiner erfolgen. So
lassen sich die Anforderungen der Kunden bzgl. der erforderlichen
Genauigkeit per Kalibrierung erfüllen.
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Der
Rechenaufwand der Berechnung der Projektionsgeometrie für
beliebige Angulationen ist gering.
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Das
vorgestellte Verfahren hat keine restriktiven Anforderungen an die
Kalibrierprozedur. So ist es beispielsweise nicht nötig,
dass sich die kalibrierten Angulationen in einem regelmäßigen
Gitter befinden. Damit lässt sich das neue Verfahren auch
in der Praxis für den Servicetechniker sehr leicht kalibrieren,
indem verschiedene DynaDR-Läufe aufgenommen und verarbeitet
werden.
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Neben
dem Einsatz für die erwähnten bisherigen Applikationen
bietet sich auch ein spezieller Einsatz für die 3-D-Rekonstruktion
an. Bei der 3-D-Rekonstruktion wird für jedes Protokoll
ein Kalibrierlauf gemacht, um die reale Projektionsgeometrie an
jeder Bildposition dieses Protokolls zu gewinnen. Nachdem die vorgeschlagene
Berechnung der Projektionsgeometrie sehr genau ist, kann man ggf.
Protokolle fahren, die nicht kalibriert wurden, weil die Geometrie
mit dem neuen Verfahren berechenbar ist. So hätte der Kunde
die Wahl, wo er den 3-D-Aquisitionslauf startet. Auch können
beliebige Trajektorien gefahren werden, ohne jede einzelne erst
vorab kalibrieren zu müssen.
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Verwendete Bezeichnungen und Abkürzungen
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- iPilot und iGuide
- Applikationen zur
Geräte- oder Nadelführung
- LAO
- Left anterior oblique
- CRAN
- Cranial
- SID
- Source-Image-Distanz
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 102005012700
A1 [0021]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- - ”The
projection matrix” aus ”Visual 3D Modeling from
Images” von Marc Pollefeys [0035]
- - http://www.cs.unc.edu/marc/tutorial/node39.html [0035]