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|title=Erzeugung und Simulation eines dynamischen 3D-Modells der Kopf-Hals-Region aus CT-Daten
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==Erzeugung und Simulation eines dynamischen 3D-Modells der Kopf-Hals-Region aus CT-Daten==
https://ceur-ws.org/Vol-715/bvm2011_44.pdf
Erzeugung und Simulation eines dynamischen
3D-Modells der Kopf-Hals-Region aus CT-Daten
Simon Adler1 ,Ivo Rössling2 ,Daniel Schenk3 , Lars Dornheim4 , Rüdiger Mecke1
1
Fraunhofer-Institut für Fabrikbetrieb und -automatisierung, Magdeburg
2
Otto-von-Guericke-Universität, Fakultät für Informatik, Magdeburg
3
Otto-von-Guericke-Universität, Medizinische Fakultät, Magdeburg
4
Dornheim Medical Images GmbH, Magdeburg
simon.adler@iff.fraunhofer.de
Kurzfassung. Patientenindividuelle 3D-Modelle von Organen und Kör-
perregionen tragen erheblich zur Dokumentation und Patientenaufklä-
rung bei. Aus Segmentierungen dreidimensionaler Datensätze (z.B. CT,
MRT) kann die Pose während der Bildaufnahme gewonnen werden. Dies
ist eine Einschränkung gegenüber annotierbaren Schemazeichnungen spe-
ziell vordefinierter Ansichten. In dieser Arbeit erweitern wir statische
individuelle 3D-Modelle der Kopf-Hals-Region um anatomische Bewe-
gungen. Neben der Bewegung des Knochenapparates wird die gleichzei-
tig stattfindende Deformation der verbundenen Weichteile berücksich-
tigt. Anhand eines Software-Prototypen zeigen wir die Erzeugung ei-
nes dynamischen Patientenmodells aus Segmentierungen der Kopf-Hals-
Region, dessen Strukturen (Knochen, Blutgefäße, Muskeln) interaktiv
anatomisch plausibel bewegt werden können.
1 Einleitung
Patientenindividuelle 3D-Modelle von Organen und Körperregionen tragen als
annotierbarer Kontext zur Dokumentation von Pathologien, zur Patientenauf-
klärung und als Grundlage zur effizienten Kommunikation von Ärzten verschie-
dener Fachrichtungen erheblich bei [1]. Sie werden durch Segmentierung, Ana-
lyse und Fusion dreidimensionaler Aufnahmen (z.B. CT, MRT) eines Patienten
erzeugt. Der statische Charakter dieser Modelle stellt jedoch eine inhärente Ein-
schränkung dar. Die ausgestreckt liegende Körperhaltung zum Aufnahmezeit-
punkt der anatomischen Bilddaten ist nicht für jeden pathologischen Sachver-
halt (z.B. Bewegungseinschränkungen und Lageveränderungen unter bestimmten
Haltungskonditionen) geeignet. Des Weiteren sind nicht immer optimale Sicht-
verhältnisse in der Pose zum Zeitpunkt der Bildaufnahme gegeben. Kennzeich-
nungen und die Diskussion von Untersuchungsergebnissen und Behandlungspla-
nungen 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
210 Adler et al.
3D-Geometrien in ein dynamisches, interaktives Modell überführt werden kön-
nen. Mittels einfacher Kontrollen ist es möglich, den virtuellen Patienten anato-
misch zu bewegen. Hierzu wird jedoch weniger eine höchst exakte Simulation [2]
des Körpers angestrebt, als vielmehr ein effizientes und plausibles Bewegungs-
und Deformationsverhalten, wie es zur Kommunikation und Patientenaufklärung
genügt.
2 Material und Methoden
Als Ausgangsbasis des dynamischen Patientenmodells dienen Oberflächenmodel-
le der relevanten Strukturen (hier: Knochen, Muskeln, Blutgefäße). Diese müssen
durch geeignete Segmentierungsverfahren aus den medizinischen Bilddaten pati-
entenindividuell 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 mm3 ) 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 Weich-
gewebestrukturen 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).
2.1 Segmentierung
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 Be-
wegung 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, wo-
bei primär Bereiche grauwertähnlicher Nachbarstrukturen genau gearbeitet wer-
den 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.
3D-Modell der Kopf-Hals-Region 211
2.2 Bewegung der Halswirbelsäule
Die zu erzielende Bewegung des Kopfes wird in unserem Modell durch Auslen-
kung entlang dreier Freiheitsgrade beschrieben: Nicken P , Drehen Y und Nei-
gen R. Sie ergibt sich aus der konsekutiven Neuausrichtung jedes Einzelwirbels
in Relation zum Nachbarwirbel. Aus der anatomisch begrenzten Beweglichkeit
(dP Y R
i ; di ; di ) eines Wirbels Ci ergibt sich in summa eine maximal mögliche Be-
wegung des Kopfes: (dP ; dY ; dR ) = Σi (dP Y R
i ; di ; di ). Die Ausgangsbasis für die
Beschränkung der individuellen Freiheitsgrade bilden Angaben aus [4]. Die Wer-
te können für jeden Wirbel angepasst werden (Abb. 2), um einer (patienten-)
individuellen Anatomie Rechnung zu tragen und insbesondere Versteifungen ab-
zubilden. Die zusätzlich benötigten Drehachsen pro Wirbel (Abb. 1) können
näherungsweise durch eine Hauptkomponentenanalyse ermittelt und bei Bedarf
manuell angepasst werden.
Für eine Kopfdrehung (αdP ; βdY ; γdR ) mit α, β, γ ∈ [0, 1], müssen die Posi-
tion und Orientierung der Wirbel zueinander angepasst werden. Durch eine Vor-
wärtskinematik wird die lokale Transformation Ti eines Wirbels Ci vom Steiß
(Coccyx) zum Kopf (bzw. Atlaswirbel) angewendet, wobei Li die Translation in
das lokale Koordinatensystem beschreibt: Ti = L−1 i ∗ αdi ∗ βdi ∗ γdi ∗ Li ∗ Ti+1 .
P Y R
2.3 Anpassung des Weichgewebes
Das Ziel der physikbasierten Simulation ist die plausible Bewegung der Weich-
gewebe. Die segmentierten Strukturen sind dabei aufgrund von Segmentierungs-
artefakten, degenerierten Dreiecken und der hohen geometrischen Komplexität,
nicht direkt für die Simulation geeignet.
Für den Sternocleidomatoideus als größere anatomische Struktur wird aus
dem objektorientierten Grenzvolumen ein kubisch-raumzentriertes Tetraedergit-
ter erzeugt, bei dem jeder Eckpunkt der Strukturgeometrie in baryzentrischen
Koordinaten des umgebenden Tetraeders ausgedrückt wird. Eine Formverän-
derung des Gitters wird direkt auf die eingeschlossene Geometrie übertragen.
Entgegen der segmentierten Struktur kann das Tetraedergitter eine homogene
Topologie und niedrigere Auflösung aufweisen und ideale Voraussetzungen für
die physikbasierte Simulation bieten. Um es bei einer Bewegung der Knochen-
strukturen automatisch zu adaptieren, werden der Anatomie entsprechend Ver-
Abb. 1. Links: Segmentierung der Blutgefäße nach [3]; Mitte: Trennung der Wirbel
nach Schwellwertsegmentierung durch Freiform-Ebene; rechts: Atlas Wirbel (C1) der
HWS mit lokalen Koordinatenachsen, um die die Rotation des Wirbels erfolgt.
212 Adler et al.
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 ent-
stehen, die durch ein anisotropes Feder-Masse-Modell bestimmt werden [5], bei
dem die Faserrichtung innerhalb des Muskelgewebes vereinfacht mit berücksich-
tigt werden kann.
Für geschlossene unverzweigte Geometrien sind Tetraedergitter sehr geeig-
net. Gefäße stellen jedoch filigranere und verzweigte Strukturen dar, die eine
viel höhere Detaillierung des Tetraedergitters erfordern würden, um eine un-
habhängige Bewegung der Gefäßäste zu erlauben. Für die Anpassung an die
anatomische Haltung der Skelettstruktur werden die Gefäße mit ihrer repräsen-
tierenden Mittellinie verbunden, die direkt aus den medizinischen Bilddaten [6]
oder aus generierten Oberflächenmodellen [7] extrahiert werden kann. Zur Ver-
einfachung der Simulation wird die Anzahl der Segmente der approximierten
Polylinie nach Bedarf reduziert, indem Zwischenpunkte mit marginalen Krüm-
mungen 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 Mit-
tellinie mitgeführt.
3 Ergebnisse
Das dynamische Patientenmodell kann direkt automatisch aus den Segmentie-
rungen der betreffenden Organe generiert werden, wobei keine besonderen Vor-
aussetzungen an die konkreten Segmentierungsverfahren bestehen. Die physik-
basierte Simulation wird auf einem handelsüblichen PC (3 GHz Single-Core Pen-
tium) in Echtzeit berechnet und ermöglicht damit eine interaktive Manipulati-
on der anatomischen Strukturen. Eine Bewegung des Kopfes wird gleichmäßig
Abb. 2. Links: Der Kopf wird durch die Wirbel der HWS (rot) bewegt, die Rückenwir-
bel (blau) seien fixiert. Mitte: Die Freiheitsgrade der Wirbel können einzeln angepasst
werden. Rechts: Ergebnis: Die Bewegung des Schädels führt zu einer Verschiebung der
Wirbel und Deformation der Weichgewebe.
3D-Modell der Kopf-Hals-Region 213
durch alle Wirbel der HWS realisiert, wobei anatomische Freiheitsgrade und
Bewegungsbereiche durch einstellbare Parameter berücksichtigt werden.
4 Diskussion
Das vorgestellte, Verfahren verbindet die Simulation der Bewegung mehrteiliger
Knochenstrukturen innerhalb anatomisch begrenzter Bereiche und die Deforma-
tion von verbundenem Weichgewebe, wodurch die Pose interaktiv und plausibel
variiert werden kann. Die Drehung des Kopfes basiert auf den Freiheitsgraden der
Wirbel und ist anatomisch motiviert. Durch die Anpassbarkeit und die Vorwärts-
kinematik können auch Versteifungen der Halswirbelsäule z.B. durch Bandschei-
benprothesen oder Verschraubungen bereits im Vorfeld einer Therapie plausibel
abgebildet werden.
Der Detailgrad der Weichgewebesimulation basiert auf den verwendeten Al-
gorithmen zur physikbasierten Simulation und der Auflösung und Approxima-
tionsgüte von Gefäßmittellinien und Tetraedergittern. Durch Verwendung un-
terschiedlicher physikbasierter Verfahren ist eine Skalierung zwischen Simula-
tionsgenauigkeit 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 Be-
trachtungsweise 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.
Literaturverzeichnis
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stable 3D mass-spring models. In: Proc VCBM; 2008. p. 77–82.
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9. de Groot, et al. Measurement of arterial wall thickness as a surrogate marker for
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