Blutgefäße werden in interaktiven Medizinsimulationen bisher nur beschränkt dynamisch simuliert. Durch die komplexe Geometrie ist eine umfangreiche Echtzeitsimulation, insbesondere in komplexen Umgebungen, nicht möglich. In dieser Arbeit wird ein effizientes Verfahren zur Gefäßsimulation auf Basis der Gefäßmittellinie und Feder-Masse Systemen beschrieben. Durch dieses Verfahren können Querschnittsänderungen der Gefäße sowie Bewegungen durch Biege- und Torsionskräfte simuliert werden. Die Parametrierung erfolgt physikbasiert und berücksichtigt auch den Gefäßinnendruck. Durch die Effizienz des Verfahrens ist das Simulationsmodell für laparoskopische und endovaskuläre Simulationsumgebungen geeignet. Schlüsselworte: Deformation, Simulation, Gefäße, Echtzeit, Training Organe werden in virtuellen interaktiven Trainingsumgebungen häufig dynamisch simuliert. Dies ist für komplexere Blutgefäße und Gefäßbäume bisher nicht möglich. Die Oberflächenmodelle zur Visualisierung weisen aufgrund variierender Durchmesser und Gefäßkrümmungen eine hohe Komplexität auf. In Planungssystemen werden Gefäße daher meist für aufwendige Berechnungen durch ihre Mittellinie repräsentiert. Durch diese Mittellinie und Angaben des Gefäßradius für jeden ihrer Linienpunkte werden das Gefäßvolumen und die Gefäßoberfläche implizit beschrieben. Dynamische Blutgefäße bilden in der Laparsokopie die Grundlage für das realitätsnahe Training und ermöglichen die Generierung krankheitsfallspezifischer Trainingsszenarien, bei denen anatomische Modelle für Trainingszwecke nachträglich virtuell um Krankheitsspezifika erweitert werden [1]. Um endovaskuläre Simulationen zu entwickeln ist in der interventionellen Radiologie ein hohes Verständnis der Anatomie und die physikalischen Instrumenteneigenschaften erforderlich [2]. Das Trainieren der Navigation (z.B. Passieren von Bifurkationen), führt zu Wechselwirkungen zwischen Instrumenten und den Gefäßen, die bisher durch die statischen Modelle nur unzureichend berücksichtigt werden. Adler et. al [3] haben ein physikbasiertes Verfahren zur Simulation von Biege- und Torsionskräften bei der Interaktion mit virtuellen Gefäßmodellen beschrieben. Dieses Simulationsverfahren wird in dieser Arbeit um die Simulation von Querschnittsänderungen durch Interaktionen und durch den Puls erweitert. Dieses effiziente Verfahren adressiert laparoskopische und endovaskuläre Anwendungen.
Zu jedem Linienpunkt der Mittellinie werden ein Torsions- und mehrere Materialframes [4] als lokale Koordinatensysteme definiert. Das Materialframe folgt mit seiner z-Achse dem Gefäßverlauf. In seiner x-/ yEbene wird ein Gefäßprofil gebildet, das richtungsabhängig den Gefäßradius beschreibt und initial einem Kreispolygon entspricht. Die Torsionsframes aller Linienpunkte sind entlang der Hauptachsen des Welt Koordinatensystems ausgerichtet. Im lokalen Koordinatensystem der Materialframes wird die initiale Lage des Torsionsframes in jedem Linienpunkt gespeichert. Zusätzlich werden im lokalen Koordinatensystem des Torsionsframes die Positionen der benachbarten Linienpunkte gespeichert. Über das Segment zwischen zwei Linienpunkten werden axiale Kräfte bei Gefäßdehnung simuliert. Über die Profile der Materialframes erfolgt die Simulation der Gefäßwand und des Gefäßinnendruckes. Ein Profil ist ein Kreispolygon, dessen Profilpunkte über Innenfedern mit dem Linienpunkt verbunden sind. Es repräsentiert die Hälfte der Volumen seiner Segmente (Abb. 1, Mitte). Unter Annahme der Blutdichte ( [5]) lässt sich die Masse eines Linienpunktes bestimmen, die zu gleichen Teilen auf die Profilpunkte verteilt wird. Das Ruhevolumen der Innenfedern beträgt und ihre Ruhelängen 1% des Gefäßradius, der bei diastolischem Druck ( mmHg [6]) auf den Gefäßradius erweitert wird. Zur Bestimmung der Federsteife und –dämpfung (Gl. 1, 2), auf Basis des Gefäßinnendruckes und des Dehnungstensors (Gl. 3), wird die erforderliche Federquerschittsfläche durch approximiert. Die Außenfedern simulieren neben der Steife der Gefäßwand auch die Tensionsspannung mit nach Laplace [5]. Aufgrund der verschiedenen Muskelgewebe und dem heterogenen Aufbau der Gefäßwand ist eine exakte Bestimmung der Steife für die Außenfedern nicht möglich. Die Außenfedern sind jedoch wesentlich steifer als die Innenfedern und werden mit der Federsteife parametriert.
Abbildung 1: Aufbau des Profils mit seinen Frames (links). Mittellinie mit Volumenbereich eines Segmentes (Mitte). Formeln zur Berechnung der Federsteife und –dämpfung des Profils (rechts) Aktualisierung des Profils: Die Kraft an einem Profilpunkt setzt sich aus externen Kräften durch Interaktionen sowie den Gefäßinnendruck und die Kräfte seiner Innen- und Außenfedern zusammen. Der Innendruck wirkt in Richtung der Profilpunktnormalen. Innendruck und die Federn des Profils führen somit zu Kräften in der Profilebene des Materialframes. Externe Kräfte werden in den Kraftanteil in der Profilebene und senkrecht zur Profilebene zerlegt. Die Kraft wird nochmals in den Kraftanteil der Verformung und den Kraftanteil der zur Verschiebung des Linienpunktes führt aufgeteilt. Die Aufteilung erfolgt bei zunehmendem Erreichen der maximalen Federlänge für eine Feder mit der Länge durch das Gewicht . Die Kraft sowie die Kräfte der Innenfedern und der Innendruck führen zur Beschleunigung der Profilpunkte und zur Verformung des Profils. Die Kraft ist in Richtung der Profilpunktnormalen gerichtet und beschleunigt den Linienpunkt. Die Kraft führt hingegen zu einem Drehmoment des Materialframes, indem die Verbindung zwischen Profil- und Linienpunkt als Hebelarm mit dem Linienpunkt als Drehpunkt dient.
Aktualisierung des Gefäßes: Die Drehung der Materialframes wird auf die Torsionsframes, anhand der in den Materialframes gespeicherten Achsenausrichtungen, übertragen. Für die Berechnung der Winkelkräfte werden benachbarte Torsionsframes und in einem gemeinsamen Ursprung betrachtet und jeweils als Verbund starr verbundener Hebelarme interpretiert. Die paarweise zusammengehörenden Hebelarme beider Torsionsframes werden durch empirisch parametrierte lineare Federn (Ruhelänge verbunden [7]. Die Federkräfte üben solange Zug auf beiden Torsionsframes aus, bis diese deckungsgleich sind (Abbildung 2).
schen benachbarten Torsionsframes simuliert Für jedes Torsionsframe wurden die lokalen Koordinaten der benachbarten Linienpunkte gespeichert, die in Weltkoordinaten überführt werden, um eine Kraft zwischen dieser und der aktuellen Position des benachbarten Linienpunktes zu initiieren. Initial stimmt die Position eines Linienpunktes und der Position, die durch seine benachbarten Torsionsframes beschrieben wird, überein. Während der Interaktion variieren die Positionsangaben der Torsionsframes wodurch der Linienpunkt in den Mittelpunkt der durch seine benachbarten Torsionsframes beschriebenen Positionen gezogen wird.
Synchronisierung der Oberfläche: Durch die Kräfte bei Interaktionen wird der Verlauf der Mittellinie und die Form der Profile verändert. Für die Visualisierung wird ein Oberflächennetz, das die Volumenoberfläche abbildet mit der Mittellinie gekoppelt und synchronisiert. Hierbei kann sowohl ein Oberflächenmodell verwendet werden, das auf Grundlage derselben diagnostischen Bilddaten generiert wurde wie die Mittellinie (z.B. durch Marching-Cubes), als auch ein Modell das auf Basis der Mittellinie generiert wurde [8]. Die Kopplung von Oberflächenmodell und Mittellinie erfolgt mittels trilinearer Interpolation. Ein Oberflächenpunkt wird durch die Profile des zu diesem am nächsten gelegenen Segmentes beeinflusst (Abbildung 3). Auf dem Kreispolygonen werden die zum Oberflächenpunkt nächst gelegenen Positionen durch lineare Interpolation (Gewichte , ) bestimmt. Ausgehend von diesen Positionen werden die Vektoren zum Oberflächenpunkt im lokalen Koordinatensystem des Materialframes initial gespeichert.
In Ruhelage beschreiben die Materialframevektoren , identische Positionen von in den Koordinatensystemen der Materialframes. Bei Veränderungen der Materialframes durch Interkationen werden durch die Vektoren unterschiedliche Positionen beschrieben (Abbildung 3, rechts). Die synchronisierte Position von entspricht der gewichteten Summe der durch die Materialframevektoren beschriebenen Positionen. Diese Gewichtung entspricht der relativen Lage von zu den Linienpunkt .und des Liniensegmentes. 3
In Abbildung ist die interaktive Verformung eines Gefäßmodells mit Bifurkation dargestellt. Hierbei ist am Angriffspunkt der Kraft die Verformung der Oberfläche zu erkennen. Durch den Zug an der Oberfläche wird der Gefäßast verschoben, wobei die Gefäßsegmente der Verschiebung aufgrund der Biegesteife folgen. Die Berechnungszeit2 des Deformationsmodells eines Profils erfordert ca. . 2 Validierungshardware: Intel-Core i7, 3.4 GHz (keine Parallelisierung) Abbildung 4: Oberflächenvisualisierung eines Gefäßastes mit Bifurkation (A,B) und geometrische Struktur mit inneren Querschnittsprofilen (C). Gefäßbaum einer Leberportalvene mit überblendeter Verformung durch Interaktion (D).
Zur Visualisierung können unterschiedliche Oberflächenmodelle mit der Mittellinie gekoppelt werden. Hierdurch können sowohl Simplex Meshes verwendet werden, die beispielsweise mit Marching-Cubes auf Basis der diagnostischen Bilddaten generiert wurden, als auch Simplex Meshes, die auf Grundlage der Mittellinie erzeugt wurden. Ohne Parallelisierung hat der Berechnungsaufwand zur Synchronisation die Komplexität für die Oberflächenpunkte, so dass insbesondere in komplexen Simulationsumgebungen Oberflächen niedriger Auflösung erforderlich sind Das Oberflächenmodell in Abbildung wurde daher auf Basis der Mittellinie mit dem Seedgrowing-Verfahren [8] generiert. Das Verfahren ähnelt dem Prinzip des 3DRegiongrowing und ermöglicht die Generierung von Oberflächen in niedriger Auflösung, ist dabei adaptiv zum Gefäßdurchmesser und gewährleistet kontinuierliche Übergänge an Bifurkationen.
Für das Modell einer Portalvene der Leber (Abbildung, D; Linienpunkte 349; Oberflächenpunkte: 8.793) erfordert ein Simulationsschritt 12ms (davon 6ms Synchronisation). Der Algorithmus zur Simulation des Gefäßprofils basiert auf einem angenommenen diastolischen Gefäßdruck von 80mmHg. Während der interaktiven Simulation wird dieser Innendruck als Sinusfunktion auf 120mmHg systolischen Druck erhöht, wodurch der Gefäßdurchmesser durch den Puls (Veränderung des Innendruckes) variiert. 4
Das Verfahren kann neben Biege- und Torsionskräften auch Verformungen des Gefäßquerschnittes simulieren. Durch die Berücksichtigung des Gefäßinnendruckes ist das Modell auch gegenüber starken Querschnittsänderungen robust. Insbesondere Interaktionen wie das Klammern von Gefäßen während laparoskopischer Eingriffe wird hierdurch ermöglicht. Das Verfahren, in Verbindung mit einem Oberflächenmodell mit kontinuierlichen Übergängen an den Bifurkationen, ist prinzipiell auch für die endovaskuläre Simulation geeignet. In endovaskulären Trainingssimulatoren bildet das Mittellinienmodell eines Gefäßes häufig die Grundlage der aufwendigen Kollisionserkennung zwischen Instrument (z.B. Katheter) und Gefäß. Hierfür sind jedoch insbesondere Oberflächenmodelle mit einer höheren Auflösung erforderlich, so dass hierfür die Synchronisation zu parallelisieren ist.
Die physikbasierte Berechnung auf Basis der Mittellinie ist effizient, so dass auch komplexe Gefäßmodelle in umfangreichen Szenarien berücksichtig werden können. Die Parametrierung ist physikalisch motiviert und orientiert sich an dem diastolischen und systolischen Gefäßdruck. Die Federsteife der Außenfedern und der Gefäßwand sind relativ zu den Innenfedern härter parametriert. Prinzipiell können hier real gemessene Kennwerte als Ausgangsgröße der Parametrierung verwendet werden. Bisher liegen jedoch keine physikalischen Messungen der mechanischen Eigenschaften der Gefäßwand vor.
Das Verfahren basiert auf mehreren linearen Federn unterschiedlicher Parametrierung. Die Kräfte durch die Profilfedern, stellen den Hauptaufwand der Kraftberechnung dar. Wenn für jedes Profil acht Profilpunkte verwendet werden, führt dies bei 349 Linienpunkten (Abb.4, D) zu 5.584 zu berechnenden Federn. Diese Federn können parallel berechnet werden. Nach summieren der Kräfte für die einzelnen Profilpunkte besteht zudem zusätzliches Potential durch die Parallelisierung der Zeitintegration, mit welcher auf Basis der berechneten Kräfte, die Verschiebungen in einem Zeitschritt bestimmt werden können.
Nicht lineare Eigenschaften des Modells können berücksichtigt werden, indem die Federsteife als Funktion der Federlänge formuliert wird. Dies setzt jedoch umfangreiche mechanische Messungen voraus. Das aktuelle Modell auf Grundlage linearer Federn erscheint jedoch plausibel und für Trainingszwecke geeignet. In dieser Arbeit wurde ein neues Verfahren zur Simulation von Gefäßen auf Basis einer Gefäßmittellinie vorgestellt. Die Simulation verwendet dabei zwei mit einander gekoppelte Koordinatensysteme. Hierdurch kann die Simulation von Querschnittsänderungen auf ein zweidimensionales Problem reduziert werden. Das Modell sowie die Parametrierung berücksichtigen auch komplexe Interaktionen mit den Gefäßen. Neben der Simulation der Querschnittsänderungen und der Simulation von Biege- und Torsionssteife kann durch das druckbasierte Verfahren auch der Puls simuliert und visualisiert werden.
Die Simulation erfolgt über die Linienpunkte sowie die lokalen Koordinatensysteme. Zu den Linienpunkten werden inital Daten der lokalen Nachbarschaft gespeichert. Hierdurch ist eine Anpassung der Topologie für die Simulation von Schnitten möglicht. Das Verfahren wurde primär für die Simulation laparoskopischer Eingriffe entwickelt. Durch die effiziente Berechnung ist die vorgestellte Methode für neuartige endovaskuläre Simulationen und die Interaktion z.B. mit virtuellen Kathetern in dynamischen Gefäßen geeignet. Zukünftigen Arbeiten werden auf diesen Applikationsbereich konzentriert.
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