DE10059697A1

DE10059697A1 - Verfahren zur automatischen Registrierung dreidimensionaler Bilder

Info

Publication number: DE10059697A1
Application number: DE10059697A
Authority: DE
Inventors: Eric Maurincomme; Erwan Kerrian
Original assignee: GE Medical Systems SCS
Current assignee: GE Medical Systems SCS
Priority date: 1999-12-02
Filing date: 2000-12-01
Publication date: 2001-06-28
Also published as: FR2802002A1; US20010036303A1; FR2802002B1; US6879711B2; JP2001212126A

Abstract

Es ist ein Verfahren zur automatischen Registrierung von dreidimensionalen Bildern, die eine Visualisierung der Blutgefäße ermöglichen, durch Vergleich eines dreidimensionalen digitalen Bildes, das mittels eines Röntgengeräts erhalten wird, und eines dreidimensionalen digitalen Bildes, das mittels eines Kernmagnetresonanzgeräts erhalten wird, beschrieben, bei dem von einem Entsprechungspunkt zwischen den zwei dreidimensionalen Bildern aus eine Schätzung gemacht wird, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Rotation, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, verarbeitet werden, dann eine Schätzung durchgeführt wird, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Translation, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, verarbeitet werden, und eines der zwei dreidimensionalen Bilder bezüglich des anderen registriert wird.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Bildverarbeitung, und insbesondere auf dreidimensionale Röntgenbilder.

Bekanntermaßen umfassen Röntgengeräte eine Einrichtung zum Emittieren eines Röntgenstrahls, wie eine Röntgenröhre, und eine Einrichtung zum Empfangen des Strahls, wie eine Festkörpererfassungseinrichtung oder sogar einen Scintillator und eine Videokamera, beispielsweise vom CCD-Typ.

Die Einrichtung zum Emittieren und die Einrichtung zum Empfangen der Röntgenstrahlen werden im allgemeinen von einem mobilen System mit einer oder mehreren Achsen getragen, was die Aufnahme von Bildern an verschiedenen Einfallswinkeln ermöglicht. Die Einrichtung zum Empfangen des Röntgenstrahls ist mit einer Bildverarbeitungseinrichtung verbunden, die die Erzeugung sogenannter dreidimensionaler 3DXA-Bilder aus einer Folge von zweidimensionalen Bildern ermöglicht, die durch die Empfangseinrichtung aufgenommen wurden, wobei diese zweidimensionalen Bilder die Gruppe der von den Röntgenstrahlen geschnittenen Strukturen darstellen. In einem dreidimensionalen 3DXA-Bild sind die Volumenelemente isotrop und weisen eine Dimension in der Größenordnung von 300 µm auf. Bei Angiografieanwendungen ermöglichen die 3DXA-Bilder die Veranschaulichung der Blutgefäße, in die ein Kontrastmittel eingeführt wurde, allerdings kann das andere Gewebe kaum unterschieden werden.

Die kernmagnetischen Resonanzgeräte umfassen eine Einrichtung zur abschnittsweisen Abbildung, wobei ein Bild den Anteil an Wasser in den beobachteten Strukturen darstellt. Aus einer Folge dieser sogenannten MR-Bilder, die entlang unterschiedlicher Schnittebenen aufgenommen werden, die in Translation und/oder Rotation verschoben sind, ist bekannt, wie ein sogenanntes dreidimensionales 3DMR-Bild zu rekonstruieren ist. In einem dreidimensionalen 3DMR-Bild sind die Volumenelemente anisotrop, d. h., sie können verschiedene Dimensionen entlang der Achsen einer dreidimensionalen Markierung haben. Die Auflösung liegt in der Größenordnung eines Millimeters. Bei Angiografieanwendungen ermöglichen die 3DMR-Bilder die Veranschaulichung der Blutgefäße und anderen Gewebes.

Es ist wichtig, eine gute Übereinstimmung zwischen einem 3DXA- Bild und einem 3DMR-Bild zu erhalten, um das Wissen über die beobachteten Strukturen, vor allem die Blutgefäße in ihrer Umgebung zu verfeinern.

Eine derartige Übereinstimmung kann durch äußere Markierungen erhalten werden, deren Verwendung mühsam ist und das Risiko von Fehlern mit sich bringt.

Die Erfindung liefert ein verbessertes Registrierverfahren.

Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur Registrierung mit einer Genauigkeit im Millimeterbereich oder darunter bei einer kurzen Berechnungszeit.

Das automatische Registrierverfahren gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung soll bei dreidimensionalen Bildern eine gute Visualisierung der Blutgefäße ermöglichen.

Erfindungsgemäß werden ein durch ein Röntgengerät erhaltenes dreidimensionales digitales Angiografiebild und ein durch ein kernmagnetisches Resonanzgerät erhaltenes dreidimensionales digitales Bild verglichen. Anhand eines Übereinstimmungspunktes zwischen den zwei dreidimensionalen Bilden wird eine Schätzung durch die Verarbeitung der projizierten zweidimensionalen Bilder einer Rotation, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, durchgeführt, dann wird eines der zwei dreidimensionalen Bilder bezüglich des anderen registriert, eine Schätzung wird durch die Verarbeitung der projizierten zweidimensionalen Bilder einer Translation, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, durchgeführt, und eines der zwei dreidimensionalen Bilder wird bezüglich des anderen registriert.

Die zweidimensionalen Bilder werden durch Projektion der dreidimensionalen Bilder erhalten.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird eine Schätzung wiederum durch Verarbeitung der projizierten zweidimensionalen Bilder einer Rotation, die das bezüglich des anderen dreidimensionalen Bildes registrierte dreidimensionale Bild registrieren kann, durchgeführt, dann wird das registrierte dreidimensionale Bild bezüglich des anderen registriert oder umgekehrt, eine Schätzung wird durch Verarbeitung der projizierten zweidimensionalen Bilder einer Translation, die das bezüglich des anderen dreidimensionalen Bildes registrierte dreidimensionale Bild registrieren kann, durchgeführt, und das registrierte dreidimensionale Bild wird bezüglich des anderen registriert oder umgekehrt. Das Bild mit der schwächeren Auflösung wird vorzugsweise bezüglich des Bildes mit stärkerer Auflösung registriert.

Vorzugsweise wird der Entsprechungspunkt zwischen dem dreidimensionalen Bild manuell oder automatisch an einem Blutgefäß gewählt.

Das Rotationsschätzverfahren umfasst vorzugsweise die Stufen

- Auswahl der Volumenelemente jedes dreidimensionalen Bildes, die zwischen einer äußeren Oberfläche und einer inneren Oberfläche liegen, wobei beide Flächen den Entsprechungspunkt umfassen,
- Radiale Projektion auf eine sphärische Fläche aus Volumenelementen maximaler Intensität unter den für jedes dreidimensionale Bild ausgewählten Volumenelementen,
- Erzeugen eines zweidimensionalen Bildes für jedes dreidimensionale Bild durch Projektion auf eine Ebene in einer dreidimensionalen Markierung, die am Entsprechungspunkt zentriert ist, um die Sphäre abzuflachen,
- Berechnen der Korrelation zwischen den mit 0- Winkelverschiebung projizierten zweidimensionalen Bildern gefolgt von einer positiven und dann einer negativen Winkelverschiebung entlang jeder Achse der dreidimensionalen Markierung,
- Bestimmen der Winkelverschiebung um die drei Achsen der Markierung des dreidimensionalen Raums, der die maximale Korrelation zwischen den zweidimensionalen Bildern darstellt.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel umfasst das Rotationsschätzverfahren Stufen der Wiederholung der zwei Stufen der Berechnung der Korrelation und der Berechnung der Winkelverschiebung für eine Verschiebung einer kleinen Anzahl von Bildelementen.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel umfassen die äußere und die innere Oberfläche konzentrische sphärische Abschnitte. Der Mittelpunkt der Sphären kann der Entsprechungspunkt sein.

Jede äußere oder innere Oberfläche umfasst vorzugsweise einen kegelstumpfförmigen Abschnitt, wobei der Scheitelpunkt des Kegels der Entsprechungspunkt ist. Der Schnitt des Kegels und einer Sphäre definiert einen kleinen Kreis der Sphäre, der den sphärischen Abschnitt und den Kegelstumpf durch Definition seiner Basis begrenzt.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist die Direktrix des Kegels ein Kreis, der beispielsweise in einer Ebene senkrecht zu einer Geraden durch den Mittelpunkt des Kreises und den Entsprechungspunkt platziert ist.

Das Translationsschätzverfahren umfasst vorzugsweise die Stufen

- Auswahl von Volumenelementen jedes dreidimensionalen Bildes, die in einem Parallelepiped gegebener Dimensionen enthalten sind, das am Entsprechungspunkt zentriert ist,
- Projektion von Volumenelementen maximaler Intensität unter den für jedes dreidimensionale Bild ausgewählten Volumenelementen entlang dreier Achsen einer gleichen dreidimensionalen Markierung, die am Entsprechungspunkt zentriert ist, wobei drei zweidimensionale Bilder für jedes dreidimensionale Bild erzeugt werden, und die Projektion vorzugsweise entlang paralleler Geraden geschieht,
- Berechnung der Korrelation zwischen jedem Paar zweidimensionaler Bilder, die entlang der gleichen Achse mit 0- Verschiebung projiziert sind, gefolgt von einer positiven und dann einer negativen Verschiebung einer gegebenen Anzahl von Bildelementen entlang jeder Achse der Ebene jedes zweidimensionalen Bildes,
- Berechnung der Durchschnittskorrelation für jede Verschiebung,
- Berechnung der Translationsverschiebung zwischen den dreidimensionalen Bildern, die der Verschiebung entsprechen, die die maximale Durchschnittskorrelation zwischen den zweidimensionalen Bildern darstellt. Das Parallelepiped kann beispielsweise ein Würfel mit 16 mm/Seite sein. Die Seite eines Volumenelementes ist bei der 3DXA und der MRI verschieden, und falls der Würfel 64 Volumenelemente bei der 3DXA hat, wird er weniger Volumenelemente bei der MRI einschließen, wenn es erwünscht ist, dass beide Würfel die gleiche Größe haben.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel umfasst das Translationsschätzverfahren die Stufen einer Wiederholung beider Stufen der Berechnung der Korrelation und der Berechnung der Translationsverschiebung bei einer geringeren Höhe für eine geringere Verschiebung.

Das heißt, eine Registrierung zweier dreidimensionaler Bilder wird mittels einer Verarbeitung von zweidimensionalen Bildern durchgeführt, die sich aus Projektionen der dreidimensionalen Bilder ergeben. Somit werden direkte Verarbeitungen dreidimensionaler Bilder vermieden, die langsam und kostspielig wären. Die Verwendung äußerer Markierungen kann vermieden werden. Nach dem Erhalten der erforderlichen zweidimensionalen Registrierung können die entsprechenden dreidimensionalen Registrierungen daraus gefolgert werden.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine Darstellung von Stufen eines Prozesses gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 2 eine Darstellung von Stufen eines Prozesses gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 3 eine ausführlichere Darstellung der Stufe 2 der vorhergehenden Figuren,

Fig. 4 eine ausführlichere Darstellung der Stufe 3 der Fig. 1 und 2,

Fig. 5 eine perspektivische Darstellung der zur Projektion eines ersten Bildes verwendeten Sphären gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 6 eine perspektivische Darstellung der zur Projektion eines zweiten Bildes verwendeten Sphären gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 7 eine schematische Darstellung eines verwendeten Projektionstyps, und

Fig. 8 eine ebene Darstellung der abgestumpften Krone.

"3DXA" genannte dreidimensionale Rekonstruktionen von Blutgefäßen werden seit kurzem aus Rotationsangiografiesequenzen verwendet, die durch eine schnelle Rotation der Röntgenröhre und der Kamera über eine halbe Umdrehung und die Aufnahme von ungefähr 50 DSA-Bildern gemacht werden, die die Projektionen am Eingang eines Tomografiealgorithmus sind, der das 3DXA-Bild am Ausgang erzeugt. Für mehr Informationen über dieses Verfahren wird auf Launay "Localization and 3D reconstruction from stereotaxic angiograms", Doktorarbeit, National Polytechnic Institute of Lorraine, Nancy, France, 1996 verwiesen.

"DSA-Bild" bedeutet hier das Bild mit dem maximalen Absorptionsvermögen bis zur Reihe N in der erfassten Sequenz, d. h., jedes Bildelement des resultierenden Bildes nimmt den kleinsten Wert in den N ersten Bildern der Sequenz oder des Bildes der Reihe N in der erfassten Sequenz ein. Die Reihe N des Bildes wird entweder vom Benutzer gewählt oder bezüglich der Erfassungsrate fixiert.

Diese Rekonstruktionen machen eine sehr gute Beurteilung der Angioarchitektur möglich. Des weiteren können jene dreidimensionalen Bilder in Echtzeit entsprechend mehrerer Visualisierungstypen verwendet werden, wie der maximalen Intensitätsprojektion, Iso-Oberfläche, Volumenverschmelzung, virtuellen Endoskopie oder sogar einem umformatierten Querschnitt, und stellen eine weitere Unterstützung für die Diagnose der Ärzte dar.

Die Erfindung ermöglicht einen Übereinstimmungsvergleich von 3DXA-Bildern und 3DMR-Bildern.

Das einmal kalibrierte Röntgengerät liefert eine Anfangsregistrierung, die sich von einer angenommenen perfekten Registrierung durch eine grobe Transformation (Rotation + Translation) im dreidimensionalen Raum unterscheidet.

Wie es aus Fig. 1 ersichtlich ist, beginnt die Registrierung der dreidimensionalen Bilder mit einer Stufe 1 der Auswahl eines Entsprechungspunktes zwischen einem dreidimensionalen digitalen Bild aus einer Matrix von Volumenelementen, das mittels eines Röntgengeräts erhalten wird, und einem dreidimensionalen digitalen Bild, das auch aus einer Matrix von Volumenelementen besteht und mittels eines kernmagnetischen Resonanzabbildungsgerätes (MRI-Gerätes) erhalten wird. Bisher wurde die Auswahl des Entsprechungspunktes von einem Bediener durchgeführt. Allerdings kann die Automatisierung dieser Aufgabe in Betracht gezogen werden.

Der Bediener wählt einen Punkt aus, der scheinbar mit Genauigkeit auf jedem der zwei Bilder gesehen werden kann. Bei der Angiografie verursacht das erste Bild vom 3DXA-Typ ein Hervortreten der Blutgefäße. Das zweite Bild vom 3DMR-Typ verursacht ein Hervortreten der Blutgefäße und des anderen benachbarten Gewebes. Der Bediener wird daher als Entsprechungspunkt einen Punkt eines Blutgefäßes wählen, der dann genau auf beiden Bildern zur gleichen Zeit sichtbar ist. Schätzungsweise liegt die Genauigkeit der Wahl des Entsprechungspunktes in der Größenordnung von 1 bis 2 mm. Der Bediener kann die Auswahl durch Verschieben eines Cursors auf den auf dem Bildschirm angezeigten dreidimensionalen Bildern nacheinander mittels einer Maus, eines Balls, einer Tastatur oder einer anderen geeigneten Einrichtung zur Steuerung eines Cursors treffen.

Ist die Stufe 1 abgeschlossen, beginnt der Bediener mit der automatischen Registrierung, die mit einer Stufe 2 der Schätzung einer Rotation beginnt, die durch drei Rotationswinkel um drei Achsen einer dreidimensionalen Markierung definiert ist, deren Ursprung der in der Stufe 1 gewählte Entsprechungspunkt ist. Am Ende der Stufe 2 sind drei Winkel θ, ρ und ϕ bekannt, wodurch eine Winkelregistrierung zwischen den zwei dreidimensionalen Bildern ermöglicht ist.

In der Stufe 3 wird die durch die drei Winkel θ, ρ und ϕ definierte Registrierung bei einem der zwei dreidimensionalen Bilder angewendet. Die Registrierung kann sowohl bei dem 3DXA- Bild als auch bei dem 3DMR-Bild ausgeführt werden.

In Stufe 4 wird eine Schätzung einer Translation durchgeführt, die die zuvor winkelmäßig zueinander registrierten dreidimensionalen Bilder registrieren kann. Die Translation ist durch die drei Koordinaten X, Y und Z auf jeder der drei Achsen einer dreidimensionalen Markierung definiert, deren Ursprung der Entsprechungspunkt ist. Die Markierung ist vorteilhafterweise die gleiche wie in Stufe 2 für die Rotation.

In Stufe 5 wird die Registrierung bezüglich der durch die Koordinaten (X, Y, Z) definierten Translation bei einem der zwei dreidimensionalen Bilder angewendet. Somit werden zwei gegenseitig registrierte Bilder erhalten, die daher eine verbesserte Entsprechung zwischen ihren Volumenelementen darstellen und eine bessere Beurteilung der Patientenanatomie und im Fall der Angiografie der Position der Blutgefäße bezüglich des angrenzenden Gewebes ermöglichen.

Bei dem in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiel wurden die Verarbeitungsstufen 6 bis 9 zu den vorstehend beschriebenen Stufen 1 bis 5 hinzugefügt. Das heißt, die Schätzung der Verschiebung bei der Rotation sowie bei der Translation wird durch Vergleich der Korrelation, die aus zweidimensionalen Bildern berechnet wird und aus den dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bildern hervorgeht, und der Korrelation zwischen den gleichen zweidimensionalen Bildern durchgeführt, die aber entweder bei der Rotation in Stufe 2 oder bei der Translation in Stufe 4 um eine kleine Verschiebung beispielsweise von 4 Bildelementen bei der Translation verschoben sind, und durch die Auswahl der Verschiebung mit der maximalen Korrelation durchgeführt mit dem Wissen, dass aus der Verschiebung zwischen den zweidimensionalen Bildern die Berechnung einer Verschiebung bei der Rotation sowie bei der Translation zwischen den dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bildern möglich ist.

Daher ist die Wiederholung der in Fig. 1 gezeigten Stufen 2 bis 5 mit einer empfohlenen geringeren Verschiebung von praktischer Bedeutung, um die Genauigkeit der Registrierung zu erhöhen. Somit sind die Stufen 6 bis 9 in Fig. 2 identisch mit den Stufen 2 bis 5, mit der Ausnahme, dass die Rotation in Stufe 6 und die Translation in Stufe 8 mit größerer Genauigkeit, beispielsweise mit zweifacher Genauigkeit geschätzt werden.

In Abhängigkeit von der gewünschten Registriergenauigkeit kann der Block der vier Stufen noch einmal mit noch größerer Genauigkeit wiederholt werden, bis eine Unterbild-Registrierung bei den zweidimensionalen Bildern erhalten wird, die von den dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bildern stammen.

In Fig. 3 sind die in Stufe 2 ausgeführten Unterstufen veranschaulicht. Die Stufe 2 beginnt mit einer Unterstufe 10 der Auswahl bestimmter Volumenelemente des 3DXA-Bildes und des 3DMR-Bildes, die in einem Volumen enthalten sind, dessen Definition identisch für das 3DXA- und 3DMR-Bild ist. Dieses Volumen ist von einer äußeren Oberfläche 19 in Fig. 5 und durch eine innere Oberfläche 20 begrenzt. Die äußere Fläche 19 schließt die innere Fläche 20 ein, wobei beide Flächen 19 und 20 gemeinsame Abschnitte haben können. Der Entsprechungspunkt 21 liegt in dem Volumen und kann auch in den Flächen 19 und 20 liegen. Es ist verständlich, dass das Volumen die Punkte der Flächen 19 und 20, die dieses definieren, einschließt.

Es wird angenommen, dass ein Paar homologer Punkte bei beiden Anwendungen bekannt ist: P_r in der 3DXA-Anwendung und P_f in der 3DMR-Anwendung. Sind diese Punkte mit äußerster Genauigkeit bekannt, ist die Translation vollständig bestimmt (T = P_r - P_f) und nur die Rotation R ist unbekannt.

Nunmehr ist jede an jedem festen Punkt zentrierte Sphäre rotationsinvariant. Ein beliebiger Satz von Punkten zwischen zwei an dem festen Punkt zentrierten Sphären ist gleichermaßen rotationsinvariant. Andererseits ist die Position der Punkte nahe dem Rotationsmittelpunkt nicht sehr empfindlich bezüglich der Amplitude der Rotation. Die Idee liegt daher in der Berücksichtigung lediglich der Punkte zwischen einer minimalen Entfernung R_min und einer maximalen Entfernung R_max vom festen Punkt. Die minimale, die innere Fläche 20 definierende Entfernung, stellt sicher, dass die berücksichtigten Punkte signifikante Informationen zur Charakterisierung der Rotation erzeugen. Die maximale, die äußere Fläche 19 definierende Entfernung begrenzt den Satz der Punkte innerhalb der Hirnschale. Der Satz an Volumenelementen zwischen den Flächen 19 und 20 wird Krone genannt.

Beispielsweise ist aus Fig. 5 ersichtlich, dass die Flächen 19 und 20 einen hemisphärischen Abschnitt mit unterschiedlichen Radien und eine die Halbsphäre schließende kreisförmige Ebene umfassen, die am Entsprechungspunkt 21 zentriert ist.

Gemäß einer nachstehend bezüglich Fig. 7 beschriebenen bevorzugten Modifikation umfassen die Flächen 19 und 20 einen sphärischen Abschnitt, der größer als die Hälfte einer Sphäre und eines kegelstumpfförmigen Abschnitts ist, wobei der Scheitelpunkt des Kegels mit dem Entsprechungspunkt 21 zusammenfällt, der der Mittelpunkt der Sphäre ist, wobei der Schnittpunkt des Kegels und der Sphäre einen kleinen Kreis der Sphäre und die Basis des Kegelstumpfes definiert. Der Kegel ist beiden Flächen 19 und 20 gemeinsam.

Tatsächlich zeigen die Nebenhöhlen hinter der Nase einen Kontrastgewinn bei einer MRI-Untersuchung mit injiziertem Gadolinium. Daher ist in dem MRI-Volumen eine große Hypersignalzone vorhanden. Diese Zone bildet einen Pol, zu dem die Arterien auch bei dem Hypersignal hingezogen werden können. Diese Zone wird automatisch durch die Entfernung eines Kegels von der Krone eliminiert. Die Krone ist dann abgestumpft, stellt aber das Prinzip der MIP-Projektion in keiner Weise in Frage.

Der Kegelstumpf wird bei jeder Anwendung extrahiert und dann auf die äußere Fläche projiziert. Die Rotation kann dann durch Drehen der aus der MRI extrahierten Fläche um ihren Mittelpunkt und Auswerten der Überlagerung mit der extrahierten Fläche des 3DXA wiederaufgenommen werden. Dieser Vorgang vergleicht zwei Flächen, d. h. zwei Sätze mit zwei Dimensionen. Dazu kann in die ebene Darstellung übergegangen werden.

Beispielsweise kann der Kegel einen Öffnungswinkel von 60° darstellen. Bei anderen Modifikationen könnte er derart eingerichtet sein, dass er für die Flächen 19 und 20 durch eine nichtkonstante Funktion von Winkeln definiert ist, die einen gegebenen Punkt bezüglich der Achsen einer dreidimensionalen Markierung bilden, deren Ursprung der Entsprechungspunkt 21 ist.

In der Unterstufe 11 wird eine Maximumintensitätsprojektion bei den auf der äußeren Fläche 19 ausgewählten Volumenelementen durchgeführt. Das heißt, durch Verwenden eines Strahls mit dem Entsprechungspunkt 21 als Ursprung und Schneiden der äußeren Fläche 19, ist der für das Volumenelement am Schnittpunkt des Strahls und der äußeren Fläche 19 genommene Intensitätswert die Intensität des Volumenelements mit größerer Intensität auf dem Strahl unter den Volumenelementen der abgestumpften Krone.

Die Anzahl der Volumenelemente wird somit automatisch verringert, ohne wichtige Informationen über die Rotation zu verlieren. Die Arterien erscheinen bei beiden Anwendungen im Hypersignal. Der Rest der Volumenelemente kann mit Rauschen verglichen werden: Es besteht keine Übereinstimmung, die bezüglich der Intensität der Volumenelemente außerhalb der Arterien von Vorteil sein könnte. Eine extra Stufe könnte zur Vereinfachung der Daten durch eine radiale maximale Intensitätsprojektion (MIP) zu der äußeren Fläche durchlaufen werden.

Die maximale Entfernung spielt eine wichtige Rolle. Indem ihr ein begrenzter Wert zugeordnet wird, kann das Schneiden von Hautbereichen mit der Krone verhindert werden. Die Haut stellt ein Hypersignal dar, das die Erzeugung eines weißen Flecks auf der Fläche der äußeren Sphäre nach der MIP-Projektion ergeben würde, der kein Äquivalent in 3DXA haben würde. Ein Abschnitt der Arterien wäre in diesem Fleck eingebettet, und demzufolge würde ein Teil der nützlichen Informationen für die Registrierung verloren gehen.

Gleichermaßen würde die Auswahl eines Wertes einer zu geringen minimalen Entfernung einen übermäßigen Raum für die Gefäße nahe dem Punkt 21 ergeben. An der Grenze reicht es aus, sich vorzustellen, was durch die MIP-Projektion einer Krone erhalten werden würde, deren R_min auf ein Volumenelement fixiert wäre, wenn der Mittelpunkt sich innerhalb einer Arterie befindet: Ein Hypersignalwert wird in allen Richtungen gefunden. Das auf die äußere Fläche projizierte Bild ist daher gleichmäßig weiß und somit nicht verwendbar.

In der Unterstufe 12 werden die in der Stufe 11 berechneten Volumenelemente auf eine Ebene in einer dreidimensionalen Markierung projiziert, deren Ursprung der Entsprechungspunkt 21 ist (siehe auch Fig. 8).

Die Fläche wird daher durch zwei Winkel beschrieben: θ, der von -π bis +π auf der Achse (0y) läuft, und ϕ, der von 0 (Ausrichtung mit der Achse (0y) in der negativen Richtung) bis ϕ_max läuft, so dass π - ϕ_max der Winkel am Scheitelpunkt des aus der Fläche herausgeschnittenen Kegels ist.

Die ebene Darstellung kann unter Verwendung dieser zwei Variablen als Polarkoordinaten in der Bildebene erhalten werden: θ ist der Polarwinkel und ϕ ist der Modulus. Würde die gesamte Krone genommen werden (ϕ_max = 180°), würden die Nebenhöhlen als weißes Band an der Peripherie erscheinen. Diese Band hat keinen Nutzen und stört möglicherweise, da es im gleichen Intensitätsbereich wie die Arterien liegt. Schließlich verringert die Abstumpfung die Größe der Krone, während die nützlichen Volumenelemente bewahrt werden, und dementsprechend die Verarbeitungszeit verbessert wird.

An einem Punkt P = (x, y, z) an der äußeren Fläche kann grob zurück zu dem Fall der Einheitssphäre durch die Standardisierung von P gegangen werden. Die Zylinderwinkel θ und ϕ sind mit den kartesischen Koordinaten durch die folgenden Formeln verbunden:

Mit dem Winkel ϕ im Intervall [0, π] können die vorhergehenden Formeln ohne Schwierigkeit umgekehrt werden:

Durch diese Formeln muss ϕ positiv sein.

Der Übergang in die Bildebene ist dann leicht. (u, v) sollen die Koordinaten in Bildelementen des P entsprechenden Punkts sein (u - v = 0 in der oberen linken Ecke des Bildes). Mit einem Bild der Größe von N × N Bildelementen ergeben sich die Formeln des Übergangs der Sphäre auf das Bild zu:

Im Fall ϕ = 0 (x = z = 0 und y = -1), sind der Kosinus und der Sinus von θ undefiniert, aber ihr Produkt mit ϕ = 0 in der vorhergehenden Formel platziert (u, v) im Mittelpunkt des Bildes.

Es wird nun ein Punkt des Bildes (u, v) betrachtet. Er hat einen entsprechenden Punkt auf der Sphäre, wenn, und nur dann, wenn er innerhalb der die Spur bildenden Scheibe liegt:

wobei ρ positiv ist.

Ist diese Bedingung erfüllt, können die die Sphäre beschreibenden Winkel extrahiert werden:

Die Koordinaten des Punkts P auf der äußeren Sphäre, die dem Bildelement (u, v) entsprechen, werden leicht gefunden. Ist ρ = 0, ist ϕ als dessen Sinus auch 0. Der Kosinus und der Sinus von θ sind nicht definiert, aber das macht nichts aus, da die Formel 1 x = z = 0 liefert.

Nun wird eine durch eine 3 × 3 R-Matrix gegebene Rotation bei dem Kegelstumpf angewendet. Für einen beliebigen, die Bedingung 4 erfüllenden Punkt (u, v) kann ein entsprechender Punkt P auf der Sphäre durch die Anwendung der inversen Formeln 5 und dann der Formeln 1 gefunden werden. Der Punkt P wird durch Rotation R in P' transformiert (P' = R(P - P_f) + P_f). Der Punkt P' gehört auch zu der Sphäre, die bezüglich der Rotation vollkommen invariant ist. Die Anwendung der direkten Formeln 2 und dann 3 liefert den Ort des Bildelementes (u', v'), der dem Punkt P' entspricht. Die Beziehung zwischen (u, v) und (u', v') ist damit bestimmt. Alle verwendeten Formeln sind bijektiv. Der Effekt einer Rotation ist daher eine Bijektion der Ebene des Bildes in sich selbst. Somit geht die Arbeit in einem Raum mit zwei Dimensionen anstelle von drei Dimensionen weiter. Die Kanteneffekte aufgrund der in die konische Zone eintretenden (P') und verlassenden (P) Punkte können gemäß der Bedingung 4 erfasst und grob behandelt werden.

Die Projektion kann auch unter der Berücksichtigung durchgeführt werden, dass die verschiedenen Volumenelemente für eine gegebene Ebene parallel zueinander und parallel zu einer Geraden senkrecht zu der Ebene projiziert werden. Allerdings begrenzt dieses Projektionsverfahren die Auswahl der Flächen 18 und 19 auf eine Halbsphäre oder allgemein auf eine Fläche, die durch eine Ebene mit dem Entsprechungspunkt 20 parallel zu der Ebene beschränkt ist, auf die sie projiziert wird.

Ein anderes Projektionsverfahren kann angewendet werden, das irgendwie der Entwicklung der Fläche 18 auf der Ebene, auf die sie projiziert wird, entspricht. Ein einfaches Beispiel eines derartigen Verfahrens ist, dass ein Volumenelement mit sphärischen Koordinaten bzw. Kugelkoordinaten (ρ, θ, ϕ) kartesische Koordinaten (θ, ϕ) in der Ebene haben wird, in die es projiziert wird. Das heißt, eine kartesische Koordinate eines projizierten Bildelementes ist eine lineare Funktion am Ende der Unterstufe 12, und man erhält ein zweidimensionales Bild, das durch eine Projektion in der dreidimensionalen Markierung gesichert ist, für jedes der ursprünglichen dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bilder.

Diese Darstellung erscheint für das Problem geeignet: Um θ und ϕ nicht länger als Polarkoordinaten darzustellen, sondern als kartesische Koordinaten (die Achse der steigenden θs folgt den Zeilen des Bildes und die Achse der steigenden ϕs folgt den Spalten). Die Formeln der Transformation in die Bildebene sind einfach Translationen, abgesehen von der Rotation bezüglich der Achse [0y), die etwas komplexer ist. Allerdings fehlt eine gewisse Stetigkeit für diesen Darstellungstyp: Die Bildelemente auf den vertikalen Kanten der Bilder würden von einer Seite auf die andere aufgrund einer Rotation nach θ übergehen. Aber das größte Problem besteht darin, dass diese Darstellung die Gewebestruktur in Abhängigkeit von ihrer Orientierung zerstört. Diese Darstellung bietet eine Lösung zur Beschleunigung der Berechnungszeit des Algorithmus, aber die Darstellung, die im Vergleich als "polar" beschrieben werden kann, wird gegenüber der Darstellung bevorzugt, die "kartesisch" genannt wird, da sie die Strukturen kaum zerstört und Bilder erzeugt, die leicht interpretiert werden können. Alles passiert so, als ob der Beobachter sich im Zentrum der Sphären befinden würde und eine Ansicht über 2ϕ_max° hätte.

In der Unterstufe 13 wird die Korrelation zwischen zwei zweidimensionalen Bildern, die mit einer 0-Winkelverschiebung projiziert sind, berechnet. Das heißt, die Korrelation zwischen dem zweidimensionalen Bild aus dem 3DXA-Bild und dem zweidimensionalen Bild aus dem 3DMR-Bild wird berechnet. Eine durch die Multiplikation der Intensitätswerte der Bildelemente beider zweidimensionalen Bilder erhaltene Kreuzkorrelation kann für diesen Zweck verwendet werden.

Ein Korrelationswert für die gleichen zweidimensionalen Bilder wird dann auf die gleiche Weise berechnet, die aber voneinander um einen bestimmten Winkel entlang einer der Achsen der dreidimensionalen Markierung verschoben sind. Diese gleiche Berechnung wird für eine negative Verschiebung des gleichen Winkels entlang der gleichen Achse wiederholt. Die gleichen Berechnungen werden dann für Verschiebungen entlang der zwei anderen Achsen durchgeführt. Die für ein zweidimensionales Bild erhaltenen sieben Korrelationswerte werden verglichen, und dann wird die Verschiebung genommen, die die größte Korrelation zwischen beiden zweidimensionalen Bildern bringt, wobei das eine aus dem 3DXA-Bild und das andere aus dem 3DMR-Bild stammt.

Drei potentielle Störprobleme können beim Vergleich der Bilder beobachtet werden:

- Der untere Teil des 3DMR-Bildes ist nicht gleichmäßig und weist insbesondere weite Hypersignalzonen aufgrund der großen Arterien und der Nebenhöhlen (unterer Abschnitt des Bildes) und hier und dort helle Flecken in dem Bild auf,
- Der Durchmesser der Arterien ist nicht genau gleich. Es entstehen Probleme bezüglich der Auflösung in dem MRI-Volumen,
- Nicht alle in dem 3DXA-Bild sichtbaren Arterien befinden sich in dem 3DMR-Bild, und vor allem sind in dem 3DMR-Bild Gefäße (nämlich Venen) zu den Hauptarterien hinzugefügt. Zur Verstärkung der Gefäße wird ein einfacher morphologischer Operator "Top-Hat" verwendet. Zur Erinnerung wird angeführt, dass es einfach eine Frage einer Öffnung ist, der eine Subtraktion des auf dem ursprünglichen Bild geöffneten Bildes folgt. Das strukturelle Element ist eine am interessierenden Bildelement zentrierte Scheibe, deren Radius von der Größe der zu bewahrenden Arterien abhängt. Sollen alle Arterien erhalten werden, deren Durchmesser d Millimeter nicht überschreitet, ist der Durchmesser d des strukturellen Elementes wie folgt bestimmt:
wobei d/R_min der maximale Winkel ist, an dem eine Länge gleich der Breite der zu bewahrenden Arterien gesehen wird, und ϕ_max/N die Winkelgröße eines Bildelementes des Bildes der ebenen Darstellung ist. Dieser Operator wird bei beiden Bildern angewendet (3DXA und 3DMR).

Neben dem zweiten Problem macht der morphologische Operator die Intensitätsschwankungen in dem MRI-Bild stärker offenbar: Eine Instabilität der Intensität entlang einer Arterie und eine schwächere Intensität für die Arterien mit kleinerem Kaliber. Es wird ein Kriterium einer standardisierten und zentrierten Interkorrelation diesmal bezüglich des lokalen Mittels der Bilder angewendet (in der Praxis wird eine quadratische Nachbarschaft von 15 Bildelementen/Seite verwendet).

Schließlich wird das letzte Problem durch die Initialisierung der Rotationsparameter durch eine Phase einer erschöpfenden Suche nach dem maximalen Niedrigauflösungskriterium gelöst, die das Vermeiden lokaler Maxima ermöglicht.

Andere Standardähnlichkeitskriterien können anstelle der Korrelation ins Auge gefasst werden: beispielsweise ein gegenseitiges Informations- oder Korrelationsverhältnis.

In der Unterstufe 14 wird aus den unterschiedlichen Verschiebungswerten, die in der Unterstufe 13 zum Erhalten der stärksten Korrelationen zwischen den zweidimensionalen Bildern genommen werden, die Winkelverschiebung zwischen den dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bildern berechnet, die der am Ende der Unterstufe 13 erhaltenen Verschiebung entsprechen.

Es wird nun angenommen, dass die Rotation perfekt bekannt ist, aber das Paar homologer Punkte (P_r, P_f) näherungsweise bekannt ist. Wir haben immer noch eine Schätzung der Translation (T = P_r - P_f), aber diese ist nun eine Näherung und muss verfeinert werden.

Zur Bestimmung einer Translation muss nicht das gesamte Volumen bekannt sein. Ein richtig gewähltes Untervolumen reicht aus, wobei der Effekt der Translation der gleiche an einem beliebigen Punkt des Volumens ist (im Gegensatz zur Rotation hängt die Amplitude der Transformation nicht von der beobachteten Zone ab). Daher sollen die Paarpunkte in der Nachbarschaft einer Arterienstruktur sein, die durch die Translation keine Invarianz zeigt. Das heißt, die Struktur muss sich in drei Dimensionen öffnen: Ein typisches Beispiel ist eine Bifurkation, bei der die drei Arterien äußerst unterschiedliche Richtungen einnehmen. Die Translation kann dann geschätzt werden, indem diese Punkte der Nachbarschaft gegenüberliegend gebracht werden.

In Fig. 4 sind die Unterstufen 15 bis 18 der Stufe 4 veranschaulicht.

In der Unterstufe 15 werden die Volumenelemente jedes dreidimensionalen 3DXA- und 3DMR-Bildes gewählt, die in einem Parallelepiped, beispielsweise einem Würfel gegebener Dimensionen, enthalten sind, der am Entsprechungspunkt 21 zentriert ist. Es kann ein Würfel mit 16 mm/Seite gewählt werden, der näherungsweise der Größe von 64 Volumenelementen im 3DXA-Bild entspricht.

In der Unterstufe 16 werden drei Projektionen jeweils entlang einer Achse der gleichen dreidimensionalen Markierung gemacht.

Jede Seite des Würfels kann vorteilhafterweise senkrecht zu einer Achse der dreidimensionalen Markierung sein. Jede Projektion wird durch das Bewahren des Intensitätswerts des Volumenelementes mit der maximalen Intensität für eine gegebene Zeile von Volumenelementen durchgeführt. Stellt also das Volumenelement der kartesischen Koordinaten x₁, y₁, z₁ die stärkste Intensität des gesamten in der Stufe 15 gewählten Parallelepipeds dar, ist der gleiche Intensitätswert in den projizierten zweidimensionalen Bildern mit den folgenden Koordinaten:

x₁, y₁ für das Bild senkrecht zur Achse Z und deren Volumenelemente projiziert entlang der Achse Z, (x₁, z₁) in dem durch die Projektion entlang der Achse Y erhaltenen zweidimensionalen Bild und (y₁, z₁) in dem durch die Projektion entlang der Achse X erhaltenen zweidimensionalen Bild.

Am Ende der Unterstufe 16 werden für jedes dreidimensionale 3DXA- und 3DMR-Bild drei projizierte zweidimensionale 2DXAP- und 2DMRP-Bilder erhalten.

In der Unterstufe 17 wird die Korrelation zwischen beiden 2DXAP- und 2DMRP-Bildern berechnet, die entlang der Achse X mit 0-Verschiebung projiziert wurden. Die gleiche Berechnung wird dann für die gleichen Bilder durchgeführt, die um eine gegebene Anzahl von Bildelementen, beispielsweise +4 verschoben sind, und dann wird die gleiche Berechnung für die gleichen Bilder durchgeführt, die um die gleiche gegebene Anzahl von Bildelementen negativ verschoben sind, beispielsweise -4. Die gleichen Berechnungen werden mit den entlang der Achse Y projizierten 2DXAP- und 2DMRP-Bildern durchgeführt, und dann mit jenen entlang der Achse Z projizierten.

Die Bilder jedes Paars homologer Bilder (axial, sagittal und koronal) werden durch das Kriterium der standardisierten zentrierten Korrelation verglichen. Ist die Größe des Subwürfels verringert, zeigen jene Bilder alle einen beinahe gleichmäßigen Hintergrund, selbst bei der MRI. Die Zentrierung wird daher bezüglich des durchschnittlichen Bildelementes ausgeführt, das in der beiden Bildern gemeinsamen Zone lokalisiert ist. Die Standardisierung ermöglicht eine Verstärkung der Stärke für eine gemeinsame Zone kleiner Größe.

Es wird ein sich aus dem Durchschnitt von drei Treffern resultierendes Kriterium geringer Korrelation angewendet: Ein starker Treffer in zumindest zwei Bildern führt zu einem hohen Kriterium.

Werden die niedrige Auflösung des MRI bezüglich des 3DXA und daher das hohe in den MIP-Bildern des aus dem MRI extrahierten Subwürfels vorhandene Interpolationsniveau sowie die Möglichkeit von Artefakten (beispielsweise aufgrund des Flusses) in dem MRI berücksichtigt, ermöglicht dieses niedrige Kriterium, von diesen Ungenauigkeiten nicht belastet zu werden.

In der Unterstufe 18 wird die in der Unterstufe 17 erhaltene Durchschnittskorrelation für jede Verschiebung berechnet, d. h. für die 0-Verschiebung, die positive auf der Achse X, die negative auf der Achse X, die positive auf der Achse Y, die negative auf der Achse Y, die positive auf der Achse Z und die negative auf der Achse Z. Die Verschiebung, die die maximale Durchschnittskorrelation zwischen den 2DXAP- und 2DMRP-Bildern darstellt, wird behalten.

Dann wird zur Stufe 5 der Registrierung mittels der in kartesischen Koordinaten in der Unterstufe 18 berechneten Verschiebung übergegangen. Die Begrenzung der Volumenelemente auf die in einem Parallelepiped gegebenen Dimensionen ermöglicht eine bemerkenswerte Verringerung der erforderlichen Berechnungszeit.

Vorzugsweise wird ein und die gleiche dreidimensionale Markierung für alle Stufen und Unterstufen verwendet.

Fig. 5 zeigt ein perspektivisches Beispiel eines dreidimensionalen Bildes vom 3DXA-Typ mit einem Netz von Arterien 25, die aufgrund der Injektion eines Kontrastmittels klar sichtbar sind. Die zwischen den Flächen 19 und 20 enthaltenen Volumenelemente werden aus diesem Bild genommen, wobei der sphärische Abschnitt der äußeren Fläche 19 einen Radius von 4 cm darstellt und der sphärische Abschnitt der inneren Fläche 20 einen Radius von 2 cm darstellt. Die Radiuswerte sind natürlich indikativisch. Sie sind an ein dreidimensionales Bild des menschlichen Gehirns angepasst, wobei der große Radius von 4 cm vermeidet, dass in dem Bild die Strukturen außerhalb des Gehirns vorhanden sind, vor allem die Haut, und der kleine Radius von 2 cm vermeidet, dass Gefäße zu nahe am Zentrum der Sphären einbezogen werden, die bei der Projektion zu stark herausragen würden. Bei dem gewählten Optimierungsalgorithmus wird angenommen, dass die Rotation und dann wiederum die Translation vollständig bekannt sind. Wird die Rotation geschätzt, wird daher angenommen, dass der Translationsfehler bezüglich des Rotationsfehlers sehr gering ist. Es kann geschätzt werden, dass dieses Balanceproblem zwischen den zwei Fehlern besonders bei der Initialisierung präsent ist, und die endgültigen pseudoerschöpfenden Optimierungsdaten klein genug sind, dieses Problem daraufhin zu ignorieren. Es wird daher angenommen, dass der schlimmstmögliche Translationsfehler bei der manuellen Initialisierung der Punkte P_r und P_f vorhanden ist. Dieser Fehler wurde gleich der MRI-Auflösung, d. h. zu einem Millimeter geschätzt. Der Winkel, an dem dieser Fehler von der R_min- Entfernung aus gesehen wird, ist 1/R_min Radian. Die Initialisierung der Rotation wird mit N = 64 durchgeführt. Die Winkelgröße eines Bildelementes des Bildes des Kegelstumpfes beträgt daher 2ϕ_max/N. Dann muss R_min mit N/2ϕ_max = 12,22 mm verglichen werden, wobei R_min = 2 cm ist.

Die zwei Sphären sind am Entsprechungspunkt 21 zentriert, der vor der Einführung des Registrierverfahrens bestimmt wurde.

Fig. 6 zeigt ein dreidimensionales Bild vom 3DMR-Typ, auf dem auch der Entsprechungspunkt 21 und die äußere Fläche 19 und die innere Fläche 20 zu sehen sind. Daher werden die gleichen Volumenelemente für das Registrierverfahren in dem 3DXA-Bild und dem 3DMR-Bild für genaue Kanteneffekte bewahrt.

In Fig. 7 ist die Projektion schematisch dargestellt, die bei der Rotationsschätzstufe angewendet werden kann. Die zwischen der äußeren Fläche 19 und der inneren Fläche 20 enthaltenen Volumenelemente werden zuerst auf die äußere Fläche 19 projiziert. Beispielsweise ist der Strahl 22 mit einem Winkel ϕ₁ bezüglich der Projektionsachse 23 dargestellt. Alle Volumenelemente der Koordinate ϕ₁ werden auf die äußere Fläche 19 durch eine Maximumintensitätsprojektion projiziert. Der stärkste Intensitätswert der Volumenelemente der Koordinaten ϕ₁ wird daher bewahrt.

Das projizierte Volumenelement der Koordinate ϕ₁ befindet sich daher am Schnittpunkt des Strahls 22 und der äußeren Fläche 19 und wird in Rotation auf die Ebene 24 projiziert, auf der ein zweidimensionales Bild ausgebildet wird. Die Projektion ermöglicht die Entwicklung des sphärischen Abschnitts der äußeren Fläche 19. Das heißt, die kartesische Koordinate x₁ des projizierten, dem Volumenelement der sphärischen Koordinate ϕ₁ entsprechenden Volumenelements ergibt sich derart, dass x₁ proportional zu ϕ₁ ist, was im Gegensatz zu der Standardprojektion steht, bei der x₁ proportional zu einer Sinusfunktion von ϕ₁ ist.

Für die Translation ergibt sich die Wahl einer ersten vorgeschlagenen Verschiebung von vier Bildelementen und dann einer Wiederholung der Stufen der Schätzung der Rotation und Translation mit einer vorgeschlagenen Verschiebung von zwei Bildelementen und dann einem Bildelement aus der Genauigkeit der Wahl des Entsprechungspunkts in den 3DXA- und 3DMR-Bildern, die zwischen einem und zwei Millimetern geschätzt wird, und aus der Auflösung des 3DXA-Bildes, die in der Größenordnung von 0,3 mm liegt. Somit hat das kleinste Bildelement eines projizierten zweidimensionalen Bildes eine Größe in der Größenordnung von 0,3 mm. Bei einer Registrierung mit vier Bildelementen, d. h. einer Verschiebung von ±1,2 mm, dann zwei Bildelementen, d. h. ±0,6 mm, und dann einem Bildelement, d. h. ±0,3 mm, kann man maximal einen Translationsfehler von 2,1 mm wettmachen, was verglichen mit dem billigen Fehler weitgehend ausreicht, den der Bediener bei der Wahl des Entsprechungspunkts begehen kann.

In Fig. 8 ist ein bevorzugter Projektionstyp genannt "polar" dargestellt. Der Winkel ϕ in der sphärischen Koordinate, der zwischen -ϕ_max und +ϕ_max liegt, bestimmt den Modulus in Polarkoordinaten.

Die Erfindung liefert ein Verfahren zur Registrierung zweier dreidimensionaler Bilder, das schnell und kostengünstig ist, da lediglich zweidimensionale Bilder verarbeitet werden, insbesondere bei Korrelationsberechnungen. Dreidimensionale Röntgen- und Magnetresonanzbilder können somit leichter bei Operationseingriffen verwendet werden, was die Sicherheit und die Effektivität dieser Operationen verbessert.

Vom Fachmann können verschiedene Modifikationen im Aufbau und/oder den Schritten und/oder der Funktion ausgeführt werden, ohne vom Schutzbereich der Erfindung abzuweichen.

Claims

1. Verfahren zur automatischen Registrierung dreidimensionaler Bilder zur Visualisierung der Blutgefäße durch Vergleichen eines dreidimensionalen digitalen Angiografiebildes, das mittels eines Röntgengeräts erhalten wird, und eines dreidimensionalen digitalen Bildes, das mittels eines kernmagnetischen Resonanzgeräts erhalten wird, mit den Schritten:
von einem Entsprechungspunkt zwischen den zwei dreidimensionalen Bildern aus wird eine Schätzung (2) durchgeführt, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Rotation, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, verarbeitet werden,
eines der zwei dreidimensionalen Bilder wird bezüglich des anderen registriert (3),
eine Schätzung (4) wird durchgeführt, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Translation verarbeitet werden, die die zwei dreidimensionalen Bilder registrieren kann, und
eines der zwei dreidimensionalen Bilder wird bezüglich des anderen registriert (5).

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei wiederum eine Schätzung (6) durchgeführt wird, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Rotation verarbeitet werden, die das dreidimensionale Bild registrieren kann, das bezüglich des anderen dreidimensionalen Bildes registriert ist, dann das registrierte dreidimensionale Bild bezüglich des anderen oder umgekehrt registriert wird (7), eine Schätzung (8) durchgeführt wird, indem die projizierten zweidimensionalen Bilder einer Translation verarbeitet werden, die das dreidimensionale Bild registrieren kann, das bezüglich des anderen dreidimensionalen Bildes registriert ist, und das registrierte dreidimensionale Bild bezüglich des anderen oder umgekehrt registriert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Entsprechungspunkt zwischen den zwei dreidimensionalen Bildern (1) manuell oder automatisch auf einem Blutgefäß gewählt wird.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei jedes dreidimensionale Bild aus einer Vielzahl von Volumenelementen besteht, und das Rotationsschätzverfahren die Stufen aufweist:
Auswählen (10) der Volumenelemente jedes dreidimensionalen Bildes, die zwischen einer äußeren Oberfläche und einer inneren Oberfläche liegen, wobei beide Flächen den Entsprechungspunkt umschließen,
radiales Projizieren (11) auf eine sphärische Fläche von Volumenelementen maximaler Intensität unter den für jedes dreidimensionale Bild ausgewählten Volumenelementen,
Erzeugen (12) eines zweidimensionalen Bildes für jedes dreidimensionale Bild durch Projektion auf eine Ebene in einer dreidimensionalen Markierung, die am Entsprechungspunkt zentriert ist, um die Sphäre flach zu machen,
Berechnen (13) der Korrelation zwischen den zweidimensionalen Bildern, die mit einer 0-Winkelverschiebung projiziert sind, gefolgt von einer positiven und dann einer negativen Winkelverschiebung entlang jeder Achse der dreidimensionalen Markierung, und
Berechnen (14) der Winkelverschiebung zwischen den dreidimensionalen Bildern, die der Verschiebung mit maximaler Korrelation zwischen den zweidimensionalen Bildern entspricht.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Rotationsschätzverfahren die Stufen einer Wiederholung der zwei Stufen der Berechnung der Korrelation und der Berechnung der Winkelverschiebung für eine geringere Verschiebung umfasst.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, wobei die Flächen konzentrische sphärische Abschnitte umfassen.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei jede Fläche einen kegelstumpfförmigen Abschnitt umfasst, wobei der Scheitelpunkt des Kegels der Entsprechungspunkt ist.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Translationsschätzverfahren die Stufen umfasst:
Auswählen (15) von Volumenelementen jedes dreidimensionalen Bildes, die in einem Parallelepiped gegebener Dimensionen enthalten sind, das am Entsprechungspunkt zentriert ist,
Projizieren (16) von Volumenelementen maximaler Intensität unter den für jedes dreidimensionale Bild ausgewählten Volumenelementen entlang dreier Achsen einer gleichen dreidimensionalen Markierung, die am Entsprechungspunkt zentriert ist, wobei drei zweidimensionale Bilder für jedes dreidimensionale Bild erzeugt werden,
Berechnen (17) der Korrelation zwischen jedem Paar zweidimensionaler Bilder, die entlang der gleichen Achse mit 0- Verschiebung projiziert sind, gefolgt von einer positiven und dann einer negativen Verschiebung einer gegebenen Anzahl von Bildelementen entlang jeder Achse der Ebene jedes zweidimensionalen Bildes,
Berechnen der Durchschnittskorrelation für jede Verschiebung und
Berechnen (18) der Translationsverschiebung zwischen den dreidimensionalen Bildern, die der Verschiebung mit der maximalen Durchschnittskorrelation zwischen den zweidimensionalen Bildern entspricht.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei das Translationsschätzverfahren die Stufen der Wiederholung beider Stufen der Berechnung der Korrelation und der Berechnung der Translationsverschiebung mit einer geringeren Höhe für eine geringere Verschiebung umfasst.

10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei die Projektion für jede Achse entlang paralleler Geraden zu den Achsen ausgeführt wird.