DE102009008115B4

DE102009008115B4 - Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz

Info

Publication number: DE102009008115B4
Application number: DE200910008115
Authority: DE
Inventors: Matthias Wacker; Dr. Deinzer Frank
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-02-09
Filing date: 2009-02-09
Publication date: 2012-05-24
Anticipated expiration: 2029-02-10
Also published as: DE102009008115A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz mittels eines „Ray-Casting”-Verfahrens. Dabei wird ein in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildetes Untersuchungsobjekt (1) mittels virtueller Projektionsstrahlen Pi (7) auf eine virtuelle Bildebene (B) projiziert. Die Erfindung zeichnet sich dadurch aus, dass eine maximale Länge lmax ermittelt wird, die ein virtueller Projektionsstrahl Pi zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt, und dass für jeden virtuellen Projektionsstrahl Pi, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge li < lmax zurücklegt, ein zugehöriger virtueller Projektionswert WPi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße KorrPi bestimmt wird, die von einer individuellen Längendifferenz Δli = |lmax| – |li| und einer Größe C abhängt, wobei die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen 3-D-Bilddatenwerte liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz, in dem 3-D-Bilddatensatz ein Untersuchungsobjekt abgebildet ist, wobei der 3-D-Bilddatensatz oder Teile davon mittels von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen P_i, mit i = 1, 2, 3, ... auf eine virtuelle Bildebene projiziert werden, und sich das 2-D-Bild auf Basis von virtuellen Projektionswerten W_Pi, die abhängig von den in Projektionsstrahlrichtung hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes sind, auf der virtuellen Bildebene ergibt (= ”Ray-Casting”-Verfahren”). Die Erfindung liegt auf dem Gebiet der Bilddatenverarbeitung und findet insbesondere in der Medizintechnik zur Erzeugung von digital rekonstruierten Röntgenbildern (DRR) Anwendung.
Bekanntermaßen wird die Projektion eines dreidimensionalen CT-Bilddatensatzes auf eine zweidimensionale Bildebene, bei der aus den Schichtbildern des 3-D-CT-Bilddatensatzes ein Summationsbild mit allen in Projektionsrichtung hintereinander gelegenen Strukturen entsteht, als Digital Rekonstruiertes Röntgenbild (DRR) bezeichnet. Hierbei wird unterstellt, dass der 3-D-Bilddatensatz zuvor mittels eines 3-D-CT-Gerätes durch Abtastung eines Patienten gewonnen wurde und somit ein 3-D-Bild des Patienten mit diskreten Bildvoxeln wiedergibt.
Digital rekonstruierte Röntgenbilder (DRRs) werden häufig im Rahmen von minimal-invasiven Interventionen zur Navigation im Körper eines Patienten benötigt. Derartige bildgestützte, minimal-invasive Interventionen gehören in der heutigen Zeit zum klinischen Standard in der Radiologie. Relevante Applikationen in der interventionellen Radiologie erstrecken sich von minimal-invasiven perkutanen Interventionen wie Biopsien, Vertebroplastien/Kyphoplastien/Drainagen bis hin zur Radiofrequenzablation.
Im Allgemeinen sind jegliche medizinischen Applikationen umfasst, bei denen während der Intervention ein Instrument, bspw. eine Nadel, an eine bestimmte Stelle im Körper vorgeschoben werden muss. Bei Interventionen, die eine hohe Genauigkeit erfordern und bei denen eine fehlerhafte Positionierung der Nadel zu gefährlichen Komplikationen führen kann, muss die Position der Nadel während des Vorschubs im Patienten durch wiederholte transversale Kontroll-Scans (d. h. 2-D-Röntgenbilder) überprüft und gegebenenfalls korrigiert werden. Dabei sind fünf bis zehn oder sogar mehr Kontrollaufnahmen keine Seltenheit. Dies erhöht zum einen die gesamte Interventionszeit als auch die Strahlenexposition für den Patienten und den Arzt.
Bei perkutan durchgeführten Interventionen werden oftmals genaue dreidimensionale Kenntnisse über die zu Grunde liegende Anatomie des Patienten benötigt. Solche 3-D-Informationen sind bspw. für die optimale Planung eines Zugangsweges nötig. Insbesondere schräg liegende Zugangswege lassen sich oft nicht in ein oder zwei transversalen CT-Bildern darstellen. Das Ziel von neuen computerunterstützten Navigationssystemen ist es, den Arzt bei perkutanen Interventionen zu unterstützen und gleichzeitig ohne zusätzliche Röntgenstrahlung die Nadel präzise zu positionieren.
Aktuelle 3-D-Bilddaten des Patienten, die bspw. mittels eines C-Bogen-CT-Systems gewonnen werden, können bei derartigen Interventionen zu Navigationszwecken nur sehr begrenzt genutzt werden, da dies einerseits den Ablauf des Eingriffs, bzw. die Zugänglichkeit zum Patienten behindern würde, und andererseits es aufgrund der damit einhergehenden Strahlenbelastung für den Patienten nicht vertretbar wäre, während der Intervention permanent eine 3-D-Röntgenabtastung durchzuführen. Stattdessen werden während der Intervention zur Navigation im Körper des Patienten, wie vorstehend beschrieben, hauptsächlich niedrigdosierte 2-D-Röntgenbilder aufgenommen.
Damit 3-D-Navigationsinformationen dennoch genutzt werden können, wird ein präoperativ aufgenommener 3-D-CT-Bilddatensatz jeweils mit intraoperativ aufgenommenen, d. h. aktuell erzeugten 2-D-Röntgenbildern überlagert dargestellt. Dies kann beispielsweise die Überlagerung des 2-D-Röntgenbildes mit einem im 3-D-CT-Bilddatensatz abgebildeten Gefäßsystem des Patienten sein. Für eine zu Navigationszwecken nutzbare Bildüberlagerung, also die Zusammenführung der 2-D- und 3-D-Bilddaten, ist es notwendig, diese in ein gemeinsames Koordinatensystem zu überführen. Hierzu wird im Stand der Technik eine Transformation bestimmt, welche die Information des präoperativ aufgenommenen 3-D-CT-Bilddatensatzes in das aktuelle 2-D-Röntgenbild abbildet. Das Bestimmen dieser Transformation wird auch „Registrieren” genannt und erfolgt in der Regel durch die Optimierung eines Gütemaßes, welches die Qualität der Registrierung in Zahlen ausdrückt. Es wird also ein mathematisches Verfahren verwendet, um die Transformation zu errechnen, die zu der besten Qualität der Registrierung führt. Entsprechende Registrierungsverfahren sind im Stand der Technik bekannt.
Da sich der 3-D-CT-Bilddatensatz mit dem 2-D-Röntenbild aufgrund des Dimensionsunterschiedes 3-D/2-D nicht ohne weiteres vergleichen lässt, wird der 3-D-CT-Bilddatensatz in einem virtuellen Röntgenprozess auf ein zweidimensionales 2-D-Bild projiziert, welches dann mit dem aktuellen 2-D-Röntgenbild ortsrichtig überlagert wird und als solches dem Operateur zu Navigationszwecken angezeigt werden kann. Das Ergebnis der Überlagerung und damit die damit mögliche Navigationsgenauigkeit sind stark von der Qualität des DRRs abhängig. Je höher die Qualität des DRRs, umso einfacher lässt sich eine korrekte Registrierung von DRR und aktuellem 2-D-Röntgenbild bestimmen. Ist die Registrierung schließlich bestimmt, so können die Daten fusioniert dargestellt und zur Navigation nahezu in Echtzeit verwendet werden. Somit sind an die Qualität des erzeugten digital rekonstruierten Röntgenbildes hohe Anforderungen zu stellen.
Das ursprüngliche und einfachste Verfahren zur Berechnung eines DRRs ist das sogenannte „Ray-Casting”-Verfahren, also die Verfolgung einer Vielzahl von virtuellen Projektionsstrahlen durch einen virtuellen Patienten (der in Form eines 3-D-CT-Bilddatensatzes vorliegt) hindurch. Dabei wird die Wirkung eines jeden von einem virtuellen Projektionsstrahl durchquerten Voxels des 3-D-CT-Bilddatensatzes auf den Projektionsstrahl berechnet und jedem Projektionsstrahl nach Durchquerung des 3-D-Bilddatensatzes ein Projektionswert W_Pi zugewiesen. Das 2-D-Bild entsteht schließlich an der Bildebene auf Basis aller Projektionswerte. Es sind hierbei verschieden Projektionsverfahren bekannt. Bei der „Maximum Intensity”-Projektion (MIP) wird nur das Voxel mit dem größten (Grau-)Wert berücksichtigt und dieser direkt als Projektionswert übernommen. Die „Mean Extinction”-Projektion (MEP) gewichtet alle durchquerten Voxel gleich und bildet deren arithmetisches Mittel. Andere Vorgehensweise versuchen, die tatsächlichen physikalischen Verhältnisse zu simulieren, indem sie die Voxelwerte mit Hilfe einer Transferfunktion in einen Schwächungskoeffizienten umrechnen und davon ausgehend die Abschwächung der Strahlen kalkulieren (vgl. Li X, „Digitally reconstructed radiograph generation by an adaptive Monte Carlo method”, Phys Med Biol. 2006, 51, Seiten 2745–52).
Die bekannten Verfahren zur Erzeugung von 2-D-Bildern aus einem 3-D-Bilddatensatz führen jedoch zu Bildartefakten, d. h. zu einem „Ausbleichen” der DRRs von den Bildrändern in Richtung Bildmitte, insbesondere dann, wenn die virtuelle Projektion des 3-D-Bilddatensatzes aus einer anderen als der transversalen Perspektive relativ zum Patienten erfolgt. Besonders stark treten diese Bildartefakte auf, wenn eine virtuelle Projektion diagonal zum 3-D-Bilddatensatz erfolgt.
Aus der Veröffentlichung von A. C. Kak und M. Slaney: „Principle of Computerized Tomographic Imaging”, IEEE Press, 1999 ist insbesondere auf den Seiten 49–112 eine gute Zusammenfassung über den Stand der Technik zum Thema „Algorithms for Reconstruction with Nondiffracting Sources” zu entnehmen.
Aus der US 2003/0202637 A1 und der US 5,333,164 A sind jeweils Verfahren und Vorrichtungen zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz bekannt.
Aus der US 6,061,469 A ist ein Rendering-Verfahren zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz bekannt.
Aus der DE 39 14 370 A1 ist ein verfahren zum Verbessern der Qualität von Bildern bekannt, die bei einer zerstörungsfreien Untersuchung erhaltenen werden. Das Verfahren bezieht Apriori-Information in die Bildrekonstruktion und Bildverarbeitung ein, um unvollständige Bilddaten zu ergänzen.
Aufgabe der Erfindung ist es ein Verfahren gemäß Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie eine Vorrichtung zur Ausführung des Verfahrens anzugeben, die die vorstehenden Nachteile des Standes der Technik verringern.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1 und eine Vorrichtung gemäß Anspruch 10 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Gedankens ergeben sich aus den Unteransprüchen, der Beschreibung sowie den Figuren.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz, in dem ein Untersuchungsobjekt abgebildet ist, wobei der 3-D-Bilddatensatz oder Teile davon mittels von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen P_i, mit i = 1, 2, 3, ... auf eine virtuelle Bildebene projiziert werden, und sich das 2-D-Bild auf Basis von virtuellen Projektionswerten W_Pi, die abhängig von den in Projektionsstrahlrichtung hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes sind, auf der virtuellen Bildebene ergibt, zeichnet sich dadurch aus, dass eine maximale Länge l_max ermittelt wird, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt, dass für jeden virtuellen Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, der zugehörige virtuelle Projektionswert W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt wird, die von einer individuellen Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C abhängt, wobei die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen Bilddatenwerte liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Die Erfindung geht von der Erkenntnis aus, dass bei der Erzeugung des 3-D-Bilddatensatzes zumeist ein begrenztes Abtastvolumen des Untersuchungsobjektes als 3-D-Bilddatensatz rekonstruiert wird. Der rekonstruierte 3-D-Bilddatensatz umfasst somit nur die Abbildung eines Teils des Untersuchungsobjektes, bspw. den Beckenbereich oder den Bauchbereich eines Patienten. Wird nun ein solcher 3-D-Bilddatensatz von von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen auf eine virtuelle Bildebene projiziert, dann kommt es abhängig von der Position des virtuellen Fokus relativ zu dem 3-D-Bilddatensatz vor, dass das Untersuchungsobjekt in Projektionsstrahlrichtung in dem 3-D-Bilddatensatz abgeschnitten, also unvollständig abgebildet ist. Dieser Effekt tritt insbesondere für Positionen des virtuellen Fokus auf, ausgehend von dem die virtuellen Projektionsstrahlen den 3-D-Bilddatensatz diagonal durchstrahlen. Die Bildartefakte, d. h. das „Ausbleichen” des digital rekonstruierten 2-D-Bildes, basiert somit im Wesentlichen auf unvollständigen oder abgeschnittenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes, insbesondere in den Randbereichen des 3-D-Bilddatensatzes.
Die Erfindung basiert auf der Idee, die Projektionswerte W_Pi, die sich bei der virtuellen Projektion der in dem 3-D-Bilddatensatzes enthaltenen Bilddaten auf die virtuelle Bildebene ergeben, so zu korrigieren, dass alle virtuellen Projektionsstrahlen P_i dieselbe Länge in Bilddaten durchstrahlen, deren Bildwerte in der Größenordnung derjenigen 3-D-Bilddatenwerte liegen, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Hierfür wird erfindungsgemäß eine maximale Länge l_max ermittelt, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt. Die Länge kann bspw. als L1-, L2- L3-Norm ermittelt werden. Für jeden Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, wird nun erfindungsgemäß der zugehörige virtuelle Projektionswertes W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt. Erfindungsgemäß hängt die Korrekturgröße von einer individuellen, d. h. dem Projektionsstrahl P_i zugeordneten Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C ab. Die Größe C ergibt sich als Funktion derjenigen Bilddaten, die das Untersuchungsobjekt im 3-D-Bilddatensatz repräsentieren. Der Wert der Größe C liegt in der Größenordnung der 3-D-Bilddatenwerte, die das Untersuchungsobjekts im 3-D-Bilddatensatz repräsentieren. Vorzugsweise hat die Größe C einen Wert, der einem Bilddatenwert derjenigen Bilddaten entspricht, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren. Besonders bevorzugt hat die Größe C einen Wert, der annähernd einem Mittelwert von Bilddatenwerten derjenigen Bilddaten entspricht, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Für das Verfahren wird als Korrekturgröße Korr_Pi in erster Näherung vorteilhafter Weise folgender linearer Zusammengang: Korr_Pi = C·Δl_i verwendet. Liegen bspw. die Bilddaten im 3-D-Bilddatensatz als Röntgenschwächungswerte μ vor, die das Röntgenschwächungsverhalten des Untersuchungsobjektes voxelweise angeben, so wird als Größe C vorteilhafter Weise ein Wert gewählt, der einem Röntgenschwächungswert μ, in besonders vorteilhafter Weise dem mittleren Röntgenschwächungswert <μ> des Untersuchungsobjektes entspricht.
Natürlich kann sich die Korrekturgröße Korr_Pi auch auf Basis eines nicht-linearen Zusammenhangs aus C und Δl_i ergeben.
Vorzugsweise wird der 3-D-Bilddatensatz mittels eines medizinischen bildgebenden Gerätes, insbesondere einem C-Bogen-CT-Gerät erzeugt. Allerdings lässt sich das Verfahren auch auf 3-D-Bilddatensätze anwenden, die mit beliebigen bildgebenden Systemen erzeugt wurden. Als bildgebende medizinische Modalitäten kommen hierbei bspw. CT-, NMR-, MR-, PET- oder Sonographiesysteme in Betracht. Das Verfahren ist zwar vorzugsweise in der Medizintechnik anwendbar, kann jedoch aber auch für 3-D-Bilddatensätze in anderen, nichtmedizinischen Anwendungsbereichen eingesetzt werden.
Das Verfahren basiert insbesondere auf den im Stand der Technik bekannten „Ray-Casting”-Verfahren (vgl. bspw.: A. Kubias, F. Deinzer, T. Feldmann, D. Paulus, B. Schreiber, T. Brunner „2-D/3-D Image Registration on the GPU” in ”Pattern Recognition and Image Analysis”. Vol. 18, No. 3, Seite 381–389, 2008). Der gesamte Offenbarungsgehalt der vorstehenden Veröffentlichung wird hierzu explizit in diese Beschreibung einbezogen insbesondere die Beschreibung zu Punkt „2.1. Realistic DRR Generation”.
Vorzugsweise werden die virtuellen Projektionswerte W_Pi gemäß folgender Formel bestimmt oder sind gemäß der Formel bestimmbar:
mit

I₀:: Ausgangsintensität der imaginären Projektionsstrahlen P_i,
W_Pi = I_i:: Projektionswert des Projektionsstrahls P_i
d:: Gitterabstand von Voxeln in dem 3-D-Bilddatensatz,
μ_j:: Bilddaten des 3-D-Bilddatensatzes, insbesondere Röntgenschwächungswerte (bspw. HU-Units etc.),
x_0i:: Eintrittspunkt des Projektionsstrahls P_i in das in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildete Unter suchungsobjekt,
δ_i:: Einheitsvektor in Richtung des i-ten Projektionsstrahls P_i, und
j:: Index der über alle Voxel entlang des Projektionsstrahls P_i läuft, die das Untersuchungsobjekt repräsentieren.

Die Korrekturgröße bestimmt sich dabei vorzugsweise zu: Korr_Pi = C·Δl_i = C·(|l_max| – |l_i|), (2) wobei C vorzugsweise dem Mittelwert oder zumindest einem Wert der Bilddaten entspricht, die das Untersuchungsobjekt in dem Bilddatensatz repräsentieren.
Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht es, dass die vorbeschriebenen Bildartefakte, die im Stand der Technik zu einem „Ausbleichen” des 2-D-Bildes vom Rand her führen, deutlich reduziert werden können. Dies führt insbesondere in der Medizintechnik dazu, qualitativ hochwertige digital rekonstruierte Röntgenbilder (DRRs) zu erzeugen. Dadurch lässt sich wiederum die Qualität der 3-D-Navigation, bei minimal-invasiven Interventionen bei gleichzeitiger Reduktion der Strahlenbelastung für den Patienten, verbessern.
Dir vorrichtungsgemäße Aufgabe wird durch den Gegenstand gemäß Anspruch 10 gelöst. Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz, in dem ein Untersuchungsobjekt abgebildet ist, mit der der 3-D-Bilddatensatz oder Teile davon mittels von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen P_i, mit i = 1, 2, 3, ... auf eine virtuelle Bildebene projiziert werden, wobei das 2-D-Bild auf Basis von virtuellen Projektionswerten W_Pi, die abhängig von den in Projektionsstrahlrichtung hintereinander gelegenen Bilddaten des Untersuchungsobjektes sind, auf der Bildebene erzeugt wird, zeichnet sich dadurch aus, dass ein erstes Modul, mit dem eine maximale Länge l_max ermittelt wird, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt, und ein zweites Modul, mit dem für jeden virtuellen Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, ein virtueller Projektionswert W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt wird, die von einer individuellen Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C abhängt, wobei die die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen Bilddaten liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Vorrichtung ergeben sich aus entsprechenden Merkmalen, die in Zusammenhang mit dem Verfahren vorstehend beschrieben sind und auf die Vorrichtung analog übertragbar sind. Auf die vorstehenden Ausführungen wird verwiesen.
Die Erfindung wird durch die nachfolgende Beschreibung eines Ausführungsbeispiels sowie der zugehörigen Figuren weiter beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung des „Ray-Casting”-Verfahrens,
2 eine abgeschnittene Rekonstruktion des Untersuchungsobjektes 1 als 3-D-Bilddatensatz 2,
3 eine erste Aufnahmegeometrie zur Erzeugung eines aktuellen 2-D-Röntgenbildes vom Untersuchungsobjekt 1 bzw. Projektionsgeometrie zur Erzeugung eines DRRs, basierend auf dem 3-D-Bilddatensatz 2,
4 ein Beispiel eines aktuellen Röntgenbildes, basierend auf der Aufnahmegeometrie gemäß 3,
5 ein Beispiel eines DRRs, basierend auf der Projektionsgeometrie gemäß 3,
6 eine zweite Aufnahmegeometrie zur Erzeugung eines aktuellen 2-D-Röntgenbildes vom Untersuchungsobjekt 1 bzw. Projektionsgeometrie zur Erzeugung eines DRRs, basierend auf dem 3-D-Bilddatensatz 2,
7 ein Beispiel eines aktuellen Röntgenbildes, basierend auf der Aufnahmegeometrie gemäß 6,
8 ein Beispiel eines DRRs, basierend auf der Projektionsgeometrie gemäß 6,
9–13 schematische Darstellungen zur Erläuterung des „durchleuchteten” Bereichs bei der Aufnahme eines aktuellen 2-D-Röntgenbildes im Vergleich zu dem von virtuellen Projektionsstrahlen durchleuchteten Bereich im abgeschnittenen Bilddatensatz 2,
14 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, bei dem die abgeschnittenen Bilddaten des Untersuchungsobjektes entsprechend in ein körperähnliches Material eingebettet werden,
15 identisch mit 8,
16 identisch mit 7, und
17 ein Beispiel eines erfindungsgemäß erzeugten DRRs.
Für das folgende Ausführungsbeispiel wird unterstellt, dass aus einem 3-D-CT-Bilddatensatz 2 ein digital rekonstruiertes Röntgenbild (DRR) erzeugt werden soll, das anschließend für eine minimal-invasiven Intervention mit einem aktuell erzeugten 2-D-Röntgenbild überlagert und als Überlagerungsbild angezeigt werden soll, um eine Navigation im Körper eines Patienten 1 zu ermöglichen. Der 3-D-Bilddatensatz 2 ist präoperativ durch transversale Abtastung des Patienten 1 mittels eines C-Bogen-CT-Systems erfasst worden. In dem 3-D-Bilddatensatz 2 ist ein begrenzter Körperbereich des Patienten (Beckenbereich mit Hüfte und untere Wirbelsäule) rekonstruiert worden. Die Voxelwerte des 3-D-Bilddatensatzes geben jeweils Röntgenschwächungswerte μ an.
Die Aufgabe bei der DRR-Erzeugung ist es, wie vorstehend beschrieben, ein 2-D-Bild aus einem 3-D-Bilddatensatz 2 zu erzeugen, das einem aktuellen, echten Röntgenbild möglichst ähnlich ist. Je besser dies gelingt, desto robuster funktioniert die Registrierung des aus dem 3-D-Bilddatensatz 2 digital rekonstruierten 2-D-Bildes und des aktuellen 2-D-Röntgenbildes. Als Hintergrund soll zunächst der Röntgenprozess zur Abtastung eines Patienten 1 genauer erläutert werden.
Beim Röntgenprozess wird Röntgenstrahlung, erzeugt durch eine Röntgenröhre, durch den Patienten 1 gesendet. Sie wird auf ihrem Weg durch den Patientenkörper je nach Röntgendichte des Materials unterschiedlich stark abgeschwächt und trifft nach dem Durchqueren des Körpers auf den Detektor, der die verbleibende Energie in Signale umwandelt. Nimmt man vereinfachend die Strahlung als monochromatisch, also mit einer einheitlichen Wellenlänge an, so lässt sich ihre Schwächung durch das bekannte Röntgenabschwächungsgesetz für monochromatische Strahlung beschreiben:
wobei l die Strecke eines Strahles von der Röntgenquelle auf einen Punkt des Detektors ist und μ(x) die Röntgendichte des Volumens an der Stelle x. I₀ ist die Ausgangsintensität des Strahles am Röntgenfokus der Röntgenquelle. Die Intensität I eines Strahles beim Auftreffen auf den Detektor hängt somit von dem durchquerten Material ab. Weitere Abhängigkeiten werden hier zur Vereinfachung vernachlässigt.
Dieses Wissen kann angewendet werden, um ein in einem 3-D-Bildatensatz 2 abgebildetes Untersuchungsobjekt 1 als 2-D-Bild auf eine virtuelle Bildebene B zu projizieren. Dazu werden analog zu dem vorbeschriebenen Röntgenprozess virtuelle Projektionsstrahlen P_i 7 durch den 3-D-Bilddatensatz 2 gesendet, die die in den Bilddaten enthaltenen Informationen auf eine virtuelle Bildebene (virtueller Detektor) B projizieren. Hierzu stellt man sich eine imaginäre punktförmige virtuelle Röntgenquelle S und eine virtuelle Bildebene B vor, welche bspw. einem virtuellen Detektor entspricht. Die Anordnung der virtuellen Röntgenquelle S, des Untersuchungsobjektes (Patient) 1 und der virtuellen Bildebene B zueinander, sowie die Größe des Detektors wählt man dabei entsprechend der real verwendeten Röntgenanlage. Die nötigen Parameter können aus dem passenden Datenblatt, bzw. aus einem Kalibrierungsprozess der Anlage gewonnen werden. In dieser künstlichen Röntgenanlage wird dann der bereitgestellte rekonstruierte 3-D-Bilddatensatz 2 mit dem darin abgebildeten Untersuchungsobjekt 1 durch eine Transformation T positioniert und anschließend „durchleuchtet”, d. h. auf die virtuelle Bildebene B projiziert.
2 zeigt hierzu schematisch den Patienten 1 in Frontalansicht und den zuvor mittels eines C-Bogen-CT-Systems erzeugten 3-D-Bilddatensatz 2 mit seinem rekonstruierten Bildvolumen, ebenfalls in Frontalansicht. Deutlich erkennbar ist, dass die Rekonstruktion der bei der Abtastung des Patienten 1 mit dem C-Boden-CT-System gewonnen Daten nur für den schwarz umrandeten Bereich des Patientenkörpers erfolgt ist. Somit ist der Patientenkörper 1 im 3-D-Bilddatensatz 2 nur unvollständig, d. h. abgeschnitten, abgebildet.
1 zeigt eine schematische Darstellung des vorstehend erwähnten virtuellen Röntgengerätes zur Erzeugung eines 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz 2. Die virtuelle Röntgenquelle S bildet ein Untersuchungsobjekt 1, das vorliegend durch eine Kugel im Volumen V repräsentiert ist, auf die virtuelle Bildebene B ab. Der 3-D-Bilddatensatz 2 muss hierzu durch die Transformation T im virtuellen Röntgengerät positioniert und orientiert werden. Dies erfolgt durch Translation und Rotation um die ebenfalls in 1 gezeigten Achsen des zugrunde zu legenden Koordinatensystems. Nach dieser Justierung kann der virtuelle Projektionsprozess beginnen. Hierzu werden Projektionsstrahlen P_i, also Strahlen vom virtuellen Röntgenfokus S durch den 3-D-Bilddatensatz 2 zum virtuellen Detektor (virtuelle Bildebene) B gesendet. Hierbei lässt sich feststellen, welche Bereiche des 3-D-Bilddatensatzvolumens von welchem Projektionsstrahls P_i durchquert wurden. In Verbindung mit einer festgelegten Ausgangsintensität I₀ lässt sich daraus ein Intensitätswert I errechnen, der nach den Gesetzen der Physik unter den getroffenen Annahmen (monochromatische Strahlung, kein Scattering) auf einen bestimmten Punkt des Detektors (virtuelle Bildebene) B treffen würde.
Um im vorliegenden Ausführungsbeispiel dem aktuellen 2-D-Röntgenbild so nahe wie möglich zu kommen, werden die Nachverarbeitungsschritte der realen Röntgenanlage in der virtuellen Röntgenanlage nachgebildet, was im wesentlichen eine Grauwertanpassung bedeutet. Durch diese Methode, die auch in der vorgenannten Veröffentlichung von Kubias et al. beschrieben ist, lässt sich ein DRR errechnen, bei dem sich die Intensität eines Punktes auf dem Detektor formell zu
ergibt. Im Unterschied zum Röntgenabschwächungsgesetz (Gleichung 3) ist hier das Integral durch eine Summe ersetzt, da das rekonstruierte Volumen als 3-D-Bilddatensatz 2 diskret vorliegt.
3 zeigt eine erste Aufnahmegeometrie zur Erzeugung eines aktuellen 2-D-Röntgenbildes vom Untersuchungsobjekt 1 bzw. eine identische Projektionsgeometrie zur Erzeugung eines DRRs basierend auf dem im 3-D-Bilddatensatz rekonstruierten Volumen 2 des Untersuchungsobjektes 1. Für diese Aufnahme- bzw. Projektionsgeometrie wird das Untersuchungsobjekt 1 bzw. der 3-D-Bilddatensatz 2 (= das rekonstruierte Bildvolumen) senkecht zur Körperlängsachse (Transversal) durchstrahlt. Bei der Aufnahme des aktuellen 2-D-Röntgenbildes wird der Patient 1 von von einem Röntgenfokus 3 ausgehenden Röntgenstrahlen 6 durchstrahlt. Die Röntgenstrahlen 6 werden dabei geschwächt und nach dem Durchstrahlen des Patienten 1 auf der Detektorfläche (Bildebene) 4 registriert. Analog erfolgt die Erzeugung des DRR. Von dem virtuellen Fokus S werden virtuelle Projektionsstrahlen P_i 7 ausgesendet, die den 3-D-Bilddatensatz 2 durchstrahlen und an der virtuellen Bildebene B Projektionswerte W_Pi erzeugen.
4 zeigt ein Beispiel eines aktuellen Röntgenbildes basierend auf der Aufnahmegeometrie gemäß 3. Zu erkennen ist eine seitliche Aufnahme des Beckenbereiches bzw. der Beckenknochen und der Wirbel der unteren Wirbelsäule. 5 zeigt ein Beispiel eines DRRs, das mit einem im Stand der Technik bekannten Verfahren ermittelt wurde. Auffällig ist der ausbleichende Rand des DRRs.
Dieses Ausbleichen von den Bildrändern in Richtung Bildmitte fällt noch wesentlich extremer aus, wenn das DRR mittels im Stand der Technik bekannter Verfahren aus einer Projektionsgeometrie erzeugt wird, die diagonal durch das rekonstruierte Volumen führt.
6 zeigt hierzu eine zweite Aufnahmegeometrie zur Erzeugung eines aktuellen 2-D-Röntgenbildes vom Untersuchungsobjekt 1 bzw. eine Projektionsgeometrie zur Erzeugung eines DRRs, die diagonal durch den 3-D-Bilddatensatz 2 führt.
7 zeigt ein Beispiel eines aktuellen Röntgenbildes, basierend auf der Aufnahmegeometrie gemäß 6.
8 zeigt ein Beispiel eines DRRs basierend auf der Projektionsgeometrie gemäß 6, das mit einem im Stand der Technik bekannten Verfahren erzeugt wurde. Die ausbleichenden Ränder führen dort weit ins Innere des Bildes. Sowohl der visuelle Eindruck des mit einem im Stand der Technik bekannten Verfahren erzeugten DRRS, als auch mit diesem DRR mögliche Registrierungsergebnisse sind hierdurch enorm eingeschränkt. Automatische Registrierungen schlagen fehl und liefern somit keine verwendbaren Ergebnisse.
Der beschriebene Ausdünnungseffekt im Stand der Technik lässt sich verstehen, wenn man den Vorgang des echten Röntgens mit dem Erzeugen eines DRRs vergleicht. Hierzu wird im Folgenden der Unterschied zwischen einem Patienten 1 und dem rekonstruierten Volumen d. h. dem 3-D-Bilddatensatz 2, verdeutlicht.
9 zeigt ein Bild des Patienten 1 während der aktuellen Röntgendurchleuchtung. Der auf die Detektorebene 4 projizierte Körperbereich 5 umfasst bei der Aufnahmegeometrie von 6 neben dem Beckenbereich weitere Bereiche, wie bspw. den rechten Oberschenkel des Patienten 1.
10 zeigt die Erzeugung des DRRs aus dem rekonstruierten 3-D-Bilddatensatz 2.
11 zeigt nochmals den Unterschied zwischen den beiden Vorgängen (9 und 10). Die schraffierten Bereiche 5a haben beim echten, aktuellen 2-D-Röntgenbild Einfluss auf den letztendlichen Bildinhalt. Im DRR fehlt diese Information, da sie nicht im rekonstruierten Volumen 2 enthalten ist.
Was dieser Unterschied bedeutet ist ersichtlich, wenn man die Streckenlänge betrachtet, die ein echter bzw. ein virtueller Röntgen- bzw. Projektionsstrahl durch körperähnliches Material zurücklegt. Zu diesem Zweck zeigt 12 bei der gegebenen Abtastgeometrie Röntgenstrahlen die den Patienten 1 in dem Körperbereich 5 durchstrahlen und 13 Projektionsstrahlen P_i 7, die den abgeschnittenen 3-D-Bilddatensatz 2 durchstrahlen. Es ist deutlich erkennbar, dass bei der DRR-Erzeugung aus dieser Projektionsgeometrie die Strahllängen im virtuellen Körper des Patient 1 am Rand des 3-D-Bilddatensatzes 2 sehr stark verkürzt sind. Dieser Längenunterschied ist für das Ausbleichen verantwortlich.
In 13 ist auch die für das erfindungsgemäße Verfahren wesentliche maximale Länge l_max 8 zu entnehmen, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt.
Um diese Bildartefakte bei der Erzeugung des DRRs zu verhindern bzw. zumindest erheblich zu reduzieren, wird nun in einer Ausführungsvariante das rekonstruierte Volumen 2 des Untersuchungsobjekts 1 im übertragenen Sinn in eine „körperähnliche Masse” 9 eingebettet, die bzgl. der virtuellen Röntgenquelle S so gestaltet ist, dass alle virtuellen Projektionsstrahlen P_i 7 von der virtuellen Röntgenquelle S bis zur virtuellen Bildebene (virtueller Detektor) B dieselbe Länge durch das „körperähnliche Material” 9 zurücklegen. Hierfür wird zunächst eine maximale Länge l_max ermittelt, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt. Anschließend wird für jeden virtuellen Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, der zugehörige virtuelle Projektionswertes W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt, die von einer individuellen Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C abhängt, wobei die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen 3-D-Bilddatenwerte liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren. Die Größe C bestimmt somit die Eigenschaften des „körperähnlichen Materials” 9.
Da hierdurch die Längen der Projektionsstrahlen P_i 7 auf ein einheitliches Niveau gesetzt werden, kann man hier auch von einer Strahllängenegalisierung sprechen.
14 zeigt die entsprechende Einbettung des im 3-D-Bilddatensatz 2 rekonstruierten Untersuchungsobjekts 1 im „körperähnlichen Material” 9.
Die Gleichung 4 zur DRR-Berechnung muss hierfür angepasst werden. Die Strahllängenegalisierung schlägt sich in einem zusätzlichen Term im Exponenten nieder, der entsprechend dem Unterschied zur maximal auftretenden Strahllänge „körperähnliches Material” zur Summe addiert:
δ_x ist hier ein Abtastvektor entlang des virtuellen Projektionsstrahls P_i 7 und x₀ der Eintrittspunkt des Strahles in das rekonstruierte Volumen des Untersuchungsobjektes 1. μ_K ist der Röntgenschwächungswert für das „körperähnliche Material” 9. l ist die Strahllänge des gerade berechneten Strahles und l_m die maximal auftretende Strahllänge.
17 zeigt als Ergebnis eines erfindungsgemäßen Verfahrens das aus dem 3-D-Bilddatensatz 2 digital rekonstruierte 2-D-Bild des Untersuchungsobjekts 1. Den 15 bis 17 liegen die Abbildungs- bzw. Projektionsgeometrien von 6 zugrunde. Die 15 bzw. 16 ist mit der 8 bzw. 7 identisch. Die 15 und 16 sind zusammen mit 17 zur besseren Veranschaulichung des nach einem erfindungsgemäßen Verfahren erzeugten DRRs abgebildet. Am oberen Rand des DRR in 17 ist nun deutlich mehr Bildstruktur erkennbar. Die Wirbelsäule, die in dem nach dem Stand der Technik erzeugten DRR (15) nur vage erkennbar ist, ist nun in 17 klar sichtbar und kann für die Registrierung verwendet werden.
Dem erfindungsgemäßen Verfahren liegt zugrunde, die virtuelle Projektion als Gesamtprozess zu betrachten. Obwohl die bisher bekannten Verfahren zur Erzeugung eines 2-D-Bildes (DRRs) aus einem 3-D-Bilddatensatz 2 physikalisch korrekt arbeiten, wurde bisher außer Acht gelassen, dass das rekonstruierte Volumen 2 des Untersuchungsobjektes 1 lediglich eine Approximation eines Ausschnittes des Untersuchungsobjektes 1 ist. Durch die „Einbettung des Volumens in ein körperähnliches Material” im übertragenen Sinn, haben alle Projektionsstrahlen P_i 7, die den 3-D-Bilddatensatz 2 durchstrahlen gleiche Bedingungen und somit die Möglichkeit den Informationsgehalt des 3-D-Bilddatensatz nahezu vollständig wiederzugeben. Dies bedeutet für das vorliegende Ausführungsbeispiel, dass dort, wo bisher das Registrierungsverfahren des aktuellen 2-D-Röntgenbildes und des DRR aufgrund der schlechten Qualität des DRR (15) fehlgeschlagen ist, nun robuste Ergebnisse möglich sind. Im Falle der minimal-invasiven Intervention kann dieser Vorteil darüber entscheiden, ob zusätzliche 3-D-Information genutzt werden kann, oder nicht. Eine Überlegenheit des Verfahrens im dargestellten Ausmaß ist erheblich für die automatische 2-D-/3-D-Registrierung. Bei Anwendungen wie der Katheternavigation im Körper ermöglicht erst die Robustheit des erfindungsgemäßen Verfahrens den automatischen Ausgleich von Patientenbewegungen während der Intervention.

Claims

Verfahren zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz, in dem ein Untersuchungsobjekt abgebildet ist, wobei der 3-D-Bilddatensatz oder Teile davon mittels von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen P_i, mit i = 1, 2, 3, ... auf eine virtuelle Bildebene projiziert werden, und sich das 2-D-Bild auf Basis von virtuellen Projektionswerten W_Pi, die abhängig von den in Projektionsstrahlrichtung hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes sind, auf der virtuellen Bildebene ergibt, dadurch gekennzeichnet, – dass eine maximale Länge l_max ermittelt wird, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt, und – dass für jeden virtuellen Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, der zugehörige virtuelle Projektionswert W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt wird, die von einer individuellen Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C abhängt, wobei die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen 3-D-Bilddatenwerte liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe C einen Wert hat, der einem Bilddatenwert derjenigen 3-D-Bilddaten entspricht, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe C einen Wert hat, der annähernd einem Mittelwert von Bilddatenwerten derjenigen 3-D-Bilddaten entspricht, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturgröße Korr_Pi = C·Δl_i ist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der 3-D-Bilddatensatz mittels eines medizinischen bildgebenden Gerätes erzeugt wird.
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das medizinische bildgebende Gerät ein C-Bogen-CT-Gerät ist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das digital rekonstruierte 2-D-Bild ein digital rekonstruiertes Radiogramm (DRR) ist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die 3-D-Bilddaten in dem 3-D-Bilddatensatz Röntgenschwächungswerte μ repräsentieren.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die virtuellen Projektionswerte W_Pi gemäß folgender Formel bestimmt sind:
mit I₀: Ausgangsintensität der imaginären Projektionsstrahlen, W_Pi = I_i: Projektionswert des i-ten Projektionsstrahls, d: Gitterabstand von Voxeln in dem 3-D-Bilddatensatz, μ_j: Bilddaten des 3-D-Bilddatensatzes, x_0i: Eintrittspunkt des i-ten Projektionsstrahls in das in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildete Untersuchungsobjekt, und δ_i: Einheitsvektor in Richtung des i-ten Projektionsstrahls P_i.
Vorrichtung zur Erzeugung eines digital rekonstruierten 2-D-Bildes aus einem 3-D-Bilddatensatz, in dem ein Untersuchungsobjekt abgebildet ist, mit der der 3-D-Bilddatensatz oder Teile davon mittels von einem virtuellen Fokus ausgehenden virtuellen Projektionsstrahlen P_i, mit i = 1, 2, 3, ... auf eine virtuelle Bildebene projiziert werden, wobei das 2-D-Bild auf Basis von virtuellen Projektionswerten W_Pi, die abhängig von den in Projektionsstrahlrichtung hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes sind, auf der Bildebene erzeugt wird, aufweisend – ein erstes Modul, mit dem eine maximale Länge l_max ermittelt wird, die ein virtueller Projektionsstrahl P_i zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts zurücklegt, und – ein zweites Modul, mit dem für jeden virtuellen Projektionsstrahl P_i, der zur Durchdringung des in dem 3-D-Bilddatensatz abgebildeten Untersuchungsobjekts eine Länge l_i < l_max zurücklegt, ein virtueller Projektionswert W_Pi auf Basis der in Projektionsstrahlrichtung im 3-D-Bilddatensatz hintereinander gelegenen 3-D-Bilddaten des Untersuchungsobjektes und einer Korrekturgröße Korr_Pi bestimmt wird, die von einer individuellen Längendifferenz Δl_i = |l_max| – |l_i| und einer Größe C abhängt, wobei die Größe C einen Wert hat, der in der Größenordnung derjenigen 3-D-Bilddatenwerte liegt, die das Untersuchungsobjekt in dem 3-D-Bilddatensatz repräsentieren.