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Hintergrund der Erfindung
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Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Verbesserung einer 3D-Bild-Darstellung von zumindest einem medizinischen Instrument in einem nahezu nicht kontrastierbaren Ziel-Bereich.
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In der Kardiologie werden häufig minimalinvasive Eingriffe vorgenommen, die darauf abzielen ein verengtes oder sogar total verschlossenes Gefäß wieder zu eröffnen. Dazu wird über die Leiste ein Katheter eingeführt, der im Ostium der Koronararterien verankert wird. Danach wird ein sogenannter Führungsdraht durch den Katheter geschoben, der dazu genutzt wird, um die Verengung oder den Totalverschluss zu passieren. Nachdem dies gelungen ist, dient der Führungsdraht als Mittel, um Ballons und Stents an der erkrankten Stelle des Gefäßes zu platzieren.
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Üblicherweise wird dieser Eingriff unter Röntgendurchleuchtung durchgeführt. Die Dosis pro Durchleuchtungsbild wird möglichst niedrig gehalten, da je nach Komplexität des Eingriffs sehr lange Durchleuchtungszeiten entstehen können.
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Die Koronargefäße sind ohne Kontrastmittelinjektion im Röntgendurchleuchtungsbild unsichtbar, während der Führungsdraht im Röntgendurchleuchtungsbild zu erkennen ist. Deswegen wird zur Orientierung während des Eingriffs immer wieder Kontrastmittel gespritzt, um den Koronarbaum darzustellen.
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Im Fall eines totalen Gefäßverschlusses funktioniert diese Technik jedoch nur bis zu dem zu öffnenden Verschluss, d. h. der Zielbereich des Verschlusses ist nicht kontrastierbar. Die Vorwärtsbewegung des Führungsdrahtes in dem Totalverschluss geschieht also fast „blind”, da dort kein Kontrastmittelbolus passieren kann.
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Dieses Problem wird dadurch gelöst, dass Information aus präoperativen CT-Schichtbildern mit dem Röntgenfluoroskopiebild überlagert wird, um die Navigation des Führungsdrahtes im Röntgendurchleuchtungsbild zu unterstützen. Die CT-Bildgebung ermöglicht im Gegensatz zur klassischen Röntgenbildgebung die Darstellung von verschlossenen Gefäßabschnitten, da sich die Ablagerungen im Inneren des Gefäßes durch minimale Unterschiede in der Röntgendichte vom umgebenden Gewebe unterscheiden.
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Daraus ergeben sich mehrere Problemstellungen, die vor allem die Genauigkeit dieser Überlagerung betreffen:
Der präoperative Bild-Datensatz ist zu dem Koordinatensystem des Röntgendurchleuchtungsgerätes zu registrieren. Das Herz ist als ein Pumporgan in ständiger, zyklischer Bewegung mit dem Herzrhythmus. Die Bild-Daten werden in einer bestimmten Herzphase innerhalb dieses Zyklus aufgenommen, um eine gute Bildqualität vor allem von niedrig kontrastierten Gefäßabschnitten zu liefern. Nach Möglichkeit wird die sogenannte diastolische Phase des Herzens gewählt, weil das Herz während dieser Zeit kurzzeitig still steht bzw. sich nur sehr wenig bewegt. Bei der Fusion der präoperativen Bildinformation mit dem Röntgenfluoroskopiebild wird deswegen die Herzphase des Echtzeit-Fluoroskopie-Bilds mit der des präoperativen Bildes für das fusionierte Bild synchronisiert. Damit kann die zyklische Herzbewegung für die Bildfusion weitestgehend kompensiert werden.
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Zusätzlich zu diesem Bewegungsproblem gibt es noch die Atmung des Patienten. Dadurch wird das Herz als Ganzes im Brustraum im cm-Bereich verschoben. Diese Bewegung ist naturgemäß weniger zyklisch, muss aber trotzdem für eine genaue Bildfusion korrigiert werden.
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Ein weiteres Problem liegt darin, dass chronische Totalverschlüsse oft sehr weit proximal im Gefäß beginnen. Dies trifft besonders für Verschlüsse in der rechten Koronararterie zu. Der proximal im Gefäß liegende Führungsdraht ist somit sehr kurz, und liefert weniger Anhaltspunkte für das korrekte Nachführen der Überlagerung zum Ausgleich von Atem- und Patientenbewegungen. Diese Tatsache erschwert die 2D/3D-Registrierung zwischen CT und Angiographie erheblich.
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Es ist möglich:
- • Der Führungsdraht wird proximal zum Verschluss in den Röntgenfluoroskopiebildern automatisch detektiert.
- • Unter der Annahme, dass sich der Draht stets im Gefäß befindet, wird diese Information dazu verwendet, um die Überlagerung der CT-Information in Echtzeit (zumindest im Herzrythmus) zu korrigieren. Dabei wird möglichst „viel” Führungsdrahtlänge im Koronargefäß genutzt, um die Re-Registrierung des CT-Bildes zum aktuellen Fluoroskopiebild möglichst genau und robust zu machen.
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Mit dem oben beschriebenen Ansatz ist das dynamische 2D-Fluoroskopiebild die Basis der Registrierung. Dieses zeigt den Führungsdraht, also eine Linie, die der Herz-, Atem-, und Patientenbewegung unterliegt. Dieser einfachen, jedoch dynamischen 2D-Struktur wird eine komplexe, jedoch statische 3D-Struktur, nämlich das prä-interventionelle CT, überlagert. Um eine weitestgehend korrekte Überlagerung zu gewährleisten, ist die komplexe 3D-Struktur an die Bewegungen des Echtzeit-Fluoroskopiebildes anzupassen. Das würde sehr komplizierte Berechnungen erfordern, um das statische 3D-Volumen weitestgehend zu dynamisieren.
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Es ist Aufgabe der Erfindung das oben dargestellte Problem zu überwinden.
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Darstellung der Erfindung
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Die Aufgabe wird mit dem Verfahren sowie der Vorrichtung gemäß den unabhängigen Patentansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens sowie der Vorrichtung sind Gegenstand der abhängigen Patentansprüche bzw. lassen sich aus der nachfolgenden Beschreibung sowie den Ausführungsbeispielen entnehmen.
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Gegenstand der Erfindung ist ein Verfahren zur Verbesserung einer 3D-Bild-Darstellung von zumindest einem medizinischen Instrument in einem nahezu nicht kontrastierbaren Ziel-Bereich. Das Verfahren weist hierbei folgende Schritte auf:
- a) Akquisition zumindest eines 3D-Bildes,
- b) Erhalten von Positionsdaten bezüglich eines nahe vor dem Zielbereich eingeführten Instruments,
- c) Erhalten von Positionsdaten bezüglich mindestens eines Referenzmarkers der in einer vorbestimmten Linie zum Zielbereich liegt,
- d) Bestimmung der entsprechenden Position des Referenzmarkers im genannten 3D-Bild anhand seiner erhaltenen Positionsdaten,
- e) Berechnung des Abstandes zwischen dem Instrument und dem Referenzmarker mit Hilfe der Positionsdaten,
- f) Ermittlung der entsprechenden Position des Instruments im 3D-Bild mit Hilfe der Position des Referenzmarkers, der vorbestimmten Linie und des berechneten Abstandes und
- g) Visuelle Darstellung mindestens eines Teils des Instruments im 3D-Bild,
- h) Wobei die obigen Schritte in wenigstens einem geeigneten zeitlichen Abstand zumindest zum Teil wiederholt werden, um die in dem zeitlichen Abstand gegebenenfalls veränderte Position des Instruments in Richtung des Ziel-Bereichs und/oder im Ziel-Bereich in 3D-Bild visuell sichtbar zu machen bzw. machen zu können.
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Bei dem nichtkontrastierbaren Zielbereich handelt es sich um einen Zielbereich, der verengt oder verschlossen gegenüber Kontrastmittel ist. Mit anderen Worten, der Zielbereich ist undurchlässig bzw. für Kontrastmittel nahezu oder vollkommen nicht passierbar bzw. zugänglich.
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Bei der 3D-Bild-Darstellung werden vorzugsweise präoperativ Schichtbilder – wie z. B. eingangs beschrieben – CT-Bilder aufgenommen bzw. acquiriert. Dabei ist die Erfindung nicht auf CT-Bilder beschränkt. Es sind auch MR- oder DynaCT-Bilder mit einer geeigneten Auflösung denkbar. Ebenso ist die Erfindung auf 3D-Ultraschallbilder mit geeigneter Auflösung anwendbar. Zum Erhalt der Positionsdaten ist ein vorgelagertes Registrierungsverfahren beispielsweise durch bekannte Registrierungs- bzw. Überlagerungsverfahren und/oder auch eine benutzerorientierte Markierung der Positionsdaten über eine Benutzerschnittstelle sinnvoll. Näheres dazu wird in nachstehenden Ausgestaltungen bzw. in den Ausführungsbeispielen erläutert.
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Ein weiterer Aspekt der Erfindung ist eine Vorrichtung zur Verbesserung einer 3D-Bild-Darstellung von zumindest einem medizinischen Instrument in einem nahezu nicht kontrastierbaren Ziel-Bereich, das entsprechende Mittel zur Durchführung der oben genannten Schritte a) bis h) aufweist.
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Eine vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass das 3D-Bild durch wenigstens ein durch Rückprojektion erhaltenes zweidimensionales Projektionsbild repräsentiert wird.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass das Instrument durch einen Katheter oder eine Katheterspitze oder einen Führungsdraht oder einer Führungsdrahtspitze repräsentiert wird.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass der Referenzmarker durch einen Führungsdraht, eine Gefäßbifurkation und/oder einen zuvor implantierten Stent repräsentiert wird.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass die Positionsdaten mit Hilfe von mindestens einem mit dem 3D-Bild vorregistrierten und/oder überlagerten zweidimensionalen Fluoroskopie-Bild bestimmt werden.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass das mindestens eine Fluoroskopie-Bild in einer derartigen Angulation aufgenommen wird, dass der Abstand zwischen Referenzmarker und Zielbereich in seiner optimalen länge dargestellt werden können.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass die Positionsdaten mit Hilfe eines Trackingverfahrens ermittelt werden.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass der Referenzmarker anstatt aufgrund seiner Positionsdaten manuell im 3D-Bild gesetzt werden kann.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass die vorbestimmte Linie proximal zum Zielbereich und/oder entlang eines Führungsdrahtes und/oder entlang einer Zentrallinie eines Gefäßverlaufs liegt.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass sich der wenigstens eine geeignete zeitliche Abstand an einer optimalen Bewegungsphase bezüglich des Herzens und/oder der Lunge orientiert.
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Die Erfindung weist folgende Vorteile auf:
Die Registrierung auf ein statisches Bild ist einfach. Dadurch ergibt sich weniger Rechenaufwand und damit höhere Wiederholungsraten bei der Bilddarstellung der aktuellen Führungsdraht-Position im statischen Bild. Die Genauigkeit der Registrierung von 2D-Echtzeit-Informationen auf die morphologischen prä-interventionellen Daten ist höher.
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Beschreibung eines oder mehrerer Ausführungsbeispiele
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Weitere Vorteile, Einzelheiten und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen.
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In der Zeichnung zeigen:
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1a beispielhaft eine Berechnung des Vorschubs des Führungsdrahtes im Totalverschluss durch Ermitteln der Weglänge zwischen Führungsdrahtspitze und eines Referenzmarkers,
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1b beispielhaft eine Berechnung des Vorschubs des Führungsdrahtes im Totalverschluss durch Ermittlung der Weglänge zwischen Führungsdrahtspitze und der letzten Stelle, an der Referenzführungsdraht und Führungsdraht nebeneinander verlaufen,
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2 schematisch eine monoplane Rückprojektion,
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3a und 3b schematisch eine Biplan-Rückprojektion bzw. -Rekonstruktion,
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4a, 4b und 4c beispielhaft Visualisierungsoptionen für eine Darstellung eines 3D-Gefäßes in Synchronisation mit einem C-Bogen eines Fluoroskopiegerätes,
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5 schematisch eine Anordnung zwischen einem CT, einem Bildsystem und einer Anzeigevorrichtung.
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In 1a und 1b ist beispielhaft die Berechnung des Vorschubs eines Instruments vorzugsweise eines Führungsdrahts F in Totalverschluss T eines Gefäßes G gezeigt. Es wird die Weglänge W zwischen der Spitze des Führungsdrahtes F und eines Referenzmarker M ermittelt. Als Referenzmarker können eine markante Gefäßbifurkation B, ein Referenzführungsdraht bzw. die letzte Stelle an der der Referenzführungsdraht und der Führungsdraht F nebeneinander verlaufen.
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Zweckmäßigerweise wird erfindungsgemäß eine komplexe statische 3D-Struktur, die vorzugsweise aus einer präinterventionellen CT-Aufnahme stammt, als Basis der Registrierung verwendet. Die aus der Echtzeit-Fluoroskopie stammende 2D-Information des Führungsdrahtes soll im statischen 3D-Bild dargestellt werden.
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Zusammenfassend gibt es erfindungsgemäß drei möglliche Implementierungsansätze:
Es wird erfindungsgemäß die komplexe (statische) 3D-Struktur als Basis der Registrierung verwendet. Die aus der Echtzeit-Fluoroskopie stammende 2D-Information des Führungsdrahtes soll im statischen 3D-Bild dargestellt werden.
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Erfindungsgemäß gibt es drei mögliche Ansätze:
- 1. Der erste Ansatz basiert auf der Idee, die Lage und Position des den Totalverschluss passierenden Führungsdrahtes, und insbesondere die Position der Spitze des Führungsdrahtes, in das prä-interventionelle (statische) 3D-Bild hineinzurechnen bzw. korrekt hineinzuprojizieren. Das dadurch entstehende Fusionsbild ist nicht mehr vollständig zeitaufgelöst, d. h. im resultierenden 3D-Bild sind keine Herz-, Atem- bzw. Patientenbewegungen sichtbar. Der Vorschub des Führungsdrahtes durch den Verschluss soll zeitlich und (auf den 3D-Datensatz bezogen) räumlich korrekt abgebildet werden.
Als erstes wird eine initiale 2D/3D-Registrierung des CT-Gefäßes zum Fluoro-Durchleuchtungsbild durchgeführt.
• Danach wird ein Referenz-Führungsdraht oder sonstiger röntgensichtbarer Marker in einer Bifurkation verankert, die sowohl im Röntgenbild unter Kontrastmittelgabe, als auch im 3D-Bild eindeutig zuordbar ist und proximal zum Totalverschluss liegt.
Zweckmäßigerweise würde sich auch jede mögliche Landmarke eignen, die sowohl im CT- als auch im Echtzeit-Fluoroskopiebild sichtbar ist, wie z. B. ein zuvor implantierter Stent.
• Die Position dieses Markers kann im 2D-Durchleuchtungsbild getrackt werden oder durch ein elektromagnetisches Trackingsystem detektiert werden. Idealerweise befindet sich dieser Marker sehr nahe zum Ziel-Bereich (Region of Interest), womit im Beispiel der chronische Totalverschluss gemeint ist.
• Nun wird der Führungsdraht, der durch den Totalverschluss geschoben werden soll, in dem Totalverschluss vorwärtsbewegt und ebenfalls in jedem Bild detektiert.
• Über die Rückprojektion der Spitze des Führungsdrahtes (siehe 2) einschließlich des Führungsdrahtstückes bis zu dem Marker in der Bifurkation kann die Länge dieser Strecke, die der Draht ausgehend vom Referenzmarker vorgeschoben wurde, in 3D bestimmt werden. Hierfür wird bzgl. der Rückprojektion die 2D/3D-Registrierung zur Bewegungskorrektur nachgeführt.
• Damit kann in einer geeigneten Darstellung des segmentierten Gefäßes aus dem 3D-Bild die Stelle markiert werden, zu der der Führungsdraht in dem Verschluss vorgeschoben wurde. (Siehe z. B. Visualisierungsoptionen gemäß 4a, b und c).
• Die für die 2D-Bildaufnahme gewählte EKG-Phase sollte möglichst gut der Aufnahmephase des 3D-Bildes entsprechen, um zusätzlichen Ungenauigkeiten bei der Rückprojektion zu vermeiden.
• Die Form des Führungsdrahtes darf während der Messung keine Schleifen beschreiben, um die Längenmessung nicht zu verfälschen. Dies gilt allerdings nur für das Führungsdrahtstück zwischen Referenzpunkt und Führungsdrahtspitze.
• Idealerweise wird eine Röntgenprojektion gewählt, die möglichst wenig Verkürzung des dargestellten Gefäßsegments verursacht.
• Denkbar wäre auch, die Darstellung des Führungsdrahtes nicht im 3D-CT-Volumen, sondern in der Reprojektion des 3D-CT-Volumens vorzunehmen. Dafür ist die Information über die aktuelle Angulation und Rotation des C-Bogens während der Echtzeit-Fluoroskopie notwendig. Aus dem 3D CT-Datensatz wird, basierend auf der aktuellen C-Bogen-Stellung, eine Re-Projektion derart berechnet, dass sie dem aktuellen Fluoro-Projektionsbild entspricht. Das entstehende 2D-Bild kann die im 3D-Bild zusätzlich verfügbaren Informationen, wie z. B. den Verlauf des Gefäßes im Bereich des Totalverschlusses enthalten. Die – wie oben beschrieben – aus der Echtzeit-Fluoroskopie ermittelte aktuelle Weglänge zwischen Marker und Führungsdrahtspitze kann in das Re-Projektionsbild einfach übertragen werden, da auch dort die Markerposition bekannt ist, und die Weglänge entlang der hier durchgängig vorhandenen Centerline (Zentrallinie) abgetragen werden kann.
- 2. Der zweite, mögliche Ansatz basiert auf einer biplanen, 3-dimensionalen Rekonstruktion des Markerpunkts und des Führungsdrahts, der eine direkte Längenmessung des Führungsdrahts zulässt, ohne eine initiale 2D/3D-Registrierung zwingend zu benötigen. Damit beschränkt sich die eventuell nötige Benutzer-Interaktion auf die Markierung der Lage des eingebrachten Referenzmarkers im CT-Gefäßbaum (siehe 3a und 3b).
• Nachdem die Atmung und auch der Herzschlag die Länge des Führungsdrahtes im relevanten Gefäßabschnitt nicht beeinflussen, ist mit jedem Bild eine Rekonstruktion der Position des Führungsdrahtes im CT-Gefäß möglich. Der Führungsdraht im Zielbereich beginnend beim Marker beschreibt keine wesentlich von der CT-Gefäß-Centerline abweichenden Schleifen. Diese Schleifen würden Ungenauigkeiten in das Verfahren einbringen.
• Alternativ kann durch Detektion des Markers und der Katheterspitze die Herzphase ermittelt werden, bei der beide Punkte den größten Abstand aufweisen (entspricht der diastolischen Herzphase). In dieser Phase wird die Katheterspitze auf die CT-Centerline (Zentrallinie) abgebildet. Der Vorteil liegt darin, beginnend beim Referenzmarker die Längenbestimmung unabhängig von der Verformung des Führungsdrahtes durchführen zu können.
• Allerdings beschränkt sich die Detektionsrate der Führungsdrahtspitze auf den Herzzyklus des Patienten.
• Optional ist es möglich, den Referenzmarker durch ein elektromagnetisches Sensorsignal in 3D zu markieren.
• Optional kann zur Erhöhung der Genauigkeit die Durchleuchtung EKG-gesteuert erfolgen (mit der gleichen Herzphase bei der der CT-Datensatz erzeugt wurde)
- 3. Der dritte, mögliche Ansatz basiert auf zwei elektromagnetischen Trackingsensoren, die sich am Referenzmarker und an der Führungsdrahtspitze befinden.
• Die Herzphase kann ermittelt werden, bei der die beiden Positionen der Trackingsensoren den größten Abstand aufweisen, um dann die Position des Führungsdrahts in das diastolische CT-Bild des segmentierten Gefäßes einzublenden und damit die Position des Führungsdrahtes im Gefäß sichtbar zu machen. Dies kann ohne Strahlung geschehen, nachdem der ins Gefäßsystem eingebrachte Marker im 3D-Bild richtig markiert wurde.
• In diesem Fall ist keine initiale 2D/3D-Registrierung erforderlich, da die Position der Katheterspitze immer auf die Centerline im 3D-CT-Bild projiziert werden kann.
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In 5 ist eine Anordnung zur Durchführung des oben beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahrens gezeigt. Ein Bildsystem BS nimmt die von einem CT-Gerät CT stammenden 3D-Volumenbilder entgegen. Das CT-Gerät könnte auch ein MR-, DynaCT- bzw. C-Bogen-, Ultraschallgerät sein. Des Weiteren erhält das Bildsystem die oben beschriebenen Positionsdaten PD hinsichtlich des eingeführten Instruments F, vorzugsweise eines Führungsdrahtes und/oder eines Referenzmarkers M, wobei sich die Positionsdaten aus einer vorstehend bereits erläuterten, vorgelagerten Registierung bzw. benutzerseitigen Markierung ergeben. Die Ermittlung der Position der Spitze des Führungsdrahtes bzw. des Vorschubs des Führungsdrahts kann an einer Anzeigevorrichtung A z. B. mit Visualisierungsoptionen gemäß der 4a, 4b, 4c dargestellt werden.
