Patientenindividuelle 3D-Modelle von Organen und Körperregionen tragen als annotierbarer Kontext zur Dokumentation von Pathologien, zur Patientenaufklärung und als Grundlage zur effizienten Kommunikation von Ärzten verschiedener Fachrichtungen erheblich bei [1]. Sie werden durch Segmentierung, Analyse und Fusion dreidimensionaler Aufnahmen (z.B. CT, MRT) eines Patienten erzeugt. Der statische Charakter dieser Modelle stellt jedoch eine inhärente Einschränkung dar. Die ausgestreckt liegende Körperhaltung zum Aufnahmezeitpunkt der anatomischen Bilddaten ist nicht für jeden pathologischen Sachverhalt (z.B. Bewegungseinschränkungen und Lageveränderungen unter bestimmten Haltungskonditionen) geeignet. Des Weiteren sind nicht immer optimale Sichtverhältnisse in der Pose zum Zeitpunkt der Bildaufnahme gegeben. Kennzeichnungen und die Diskussion von Untersuchungsergebnissen und Behandlungsplanungen sind daher nicht unbedingt möglich. Für präferierte Perspektiven (z.B. geöffneter Mund, überstreckter Hals) muss bisher auf verallgemeinerte Schema-Darstellungen zurückgegriffen werden. Am Beispiel der Kopf-Hals-Region zeigen wir, wie die durch verschiedene Segmentierungsverfahren gewonnenen statischen 3D-Geometrien in ein dynamisches, interaktives Modell überführt werden können. Mittels einfacher Kontrollen ist es möglich, den virtuellen Patienten anatomisch zu bewegen. Hierzu wird jedoch weniger eine höchst exakte Simulation [2] des Körpers angestrebt, als vielmehr ein effizientes und plausibles Bewegungsund Deformationsverhalten, wie es zur Kommunikation und Patientenaufklärung genügt.
Als Ausgangsbasis des dynamischen Patientenmodells dienen Oberflächenmodelle der relevanten Strukturen (hier: Knochen, Muskeln, Blutgefäße). Diese müssen durch geeignete Segmentierungsverfahren aus den medizinischen Bilddaten patientenindividuell gewonnen werden (Abschn. 2.1). Im vorliegenden Beispiel lagen CT-Aufnahmen der Kopf-Hals-Region (Dimension: 512 × 512 × 153, Auflösung: 0.51 × 0.51 × 2.0 mm 3 ) als Ausgangsmaterial vor. Für eine intuitive Handhabung soll der Anwender in der Lage sein den Kopf des Modells möglichst natürlich zu bewegen. Diese Kopfdrehungen und -neigungen müssen hierbei auf Bewegungen der Halswirbelsäule (HWS) zurückgeführt werden (Abschn. 2.2). Des Weiteren ist aus Gründen der Plausibilität auch eine Anpassung der betroffenen Weichgewebestrukturen erforderlich. Um dies zu erreichen, wird eine physikbasierte Simulation verwendet, die das Verhalten von Weichgewebe abbildet, das mit den Knochenstrukturen verbunden wird (Abschn. 2.3).
Die Knochenmaske wurde aus einer Schwellwertsegmentierung gewonnen, die an den Übergängen der Wirbel zunächst Großteils zusammenhängend war. Da Knochen jedoch statisch sind und eine Bewegung der HWS vielmehr auf der Bewegung der Wirbel zueinander beruht, ist eine Unterteilung der Segmentierung in einzelne Wirbelelemente erforderlich. Diese erfolgte durch Freiform-Ebenen, die in Schichtbild-und 3D-Ansicht über Stützstellen initial definiert und durch flexible Deformation zwischen jeweils zwei Wirbel gelegt wurde (Abb. 1).
Die oberen Halsmuskeln wurden durch ein Schwellwertverfahren segmentiert. Die Begrenzung wurde dabei nur in einigen Schichten manuell eingezeichnet, wobei primär Bereiche grauwertähnlicher Nachbarstrukturen genau gearbeitet werden mussten. Diese Begrenzung wurde dann durch Interpolation in die restlichen Schichten propagiert.
Für die Blutgefäße wurde ein modellbasierter Ansatz nach [3] gewählt, der den prinzipiell körperachsenparallelen Verlauf der zu segmentierenden großen Halsblutgefäße ausnutzt. Über die manuelle Markierung einiger innerer Punkte werden Skelettlinien definiert, entlang derer die Blutgefäße dann abschnittsweise durch stabile Feder-Masse-Modelle (SMSMs) segmentiert werden (Abb. 1). Die erhaltenen Voxelmasken wurden mittels Marching Cubes in korrespondierende Dreiecksnetze überführt und anschließend optimiert. bindungen mit Schädel und Brustbein erstellt. Eine Drehung des Kopfes führt somit zu einer Verschiebung der verbundenen Eckpunkte und zur Verformung der entsprechenden Tetraeder, so dass Kräfte im physikbasierten Modell entstehen, die durch ein anisotropes Feder-Masse-Modell bestimmt werden [5], bei dem die Faserrichtung innerhalb des Muskelgewebes vereinfacht mit berücksichtigt werden kann.
Für geschlossene unverzweigte Geometrien sind Tetraedergitter sehr geeignet. Gefäße stellen jedoch filigranere und verzweigte Strukturen dar, die eine viel höhere Detaillierung des Tetraedergitters erfordern würden, um eine unhabhängige Bewegung der Gefäßäste zu erlauben. Für die Anpassung an die anatomische Haltung der Skelettstruktur werden die Gefäße mit ihrer repräsentierenden Mittellinie verbunden, die direkt aus den medizinischen Bilddaten [6] oder aus generierten Oberflächenmodellen [7] extrahiert werden kann. Zur Vereinfachung der Simulation wird die Anzahl der Segmente der approximierten Polylinie nach Bedarf reduziert, indem Zwischenpunkte mit marginalen Krümmungen entfernt werden. Die Simulation der Kraftpropagation erfolgt jeweils über ein Feder-Masse-Modell entlang der approximierten Mittellinie, welches wie zuvor in der Region der Knochenstrukturen mit selbigen verbunden wird. Das eigentliche Oberflächenmodell wird dabei synchron zu seiner definierenden Mittellinie mitgeführt. Der Detailgrad der Weichgewebesimulation basiert auf den verwendeten Algorithmen zur physikbasierten Simulation und der Auflösung und Approximationsgüte von Gefäßmittellinien und Tetraedergittern. Durch Verwendung unterschiedlicher physikbasierter Verfahren ist eine Skalierung zwischen Simulationsgenauigkeit und -performance gegeben. Die Kontrolle der Gefäße über die Mittelline durch Verwendung von Feder-Masse-Modellen ermöglicht derzeit noch keine Simulation von Quetschungen oder Veränderungen des Gefäßdurchmessers durch die Bewegungen. Das Feder-Masse-Modell entspricht jedoch in seiner Betrachtungsweise der Simulation der Membrana elastica interna an der mittleren Muskelschicht der Gefäßwand, der Tunica media. Der Einfluss der Gefäßdicke von 0.52-0.95mm [8,9] war bei der physikbasierten Simulation der Gefäße zu vernachlässigen.