配准装置、用于配准的方法和计算机可读的存储介质与流程

本发明涉及一种配准装置，该配准装置用于特别是自动地将介入前的检查对象的模拟模型与介入中的检查对象的实况图像配准。此外，本发明涉及一种对应的配准方法或者一种用于运行配准装置的对应的方法、一种实现根据本发明的方法的对应的计算机程序以及一种在其上存储有根据本发明的计算机程序的计算机可读的存储介质。

背景技术：

通过进步的技术发展，特别是在医学、医学技术、计算机技术和数据处理领域的技术发展，恰好一再为医学应用给出新的可能性。例如，从医学技术实践中已知用于配准利用不同的成像模态获得了的患者的两个图像的方法和方式。在此，通常分别叠加两个图像，使得在两个图像中可见的结构彼此覆盖。利用当今可用的计算硬件，这种配准通常术前地、即可在没有不可接受的等待时间的条件下实施。

另一方面，在一定程度上与此相反，已知模拟方法或建模方法，在该模拟方法或建模方法中例如计算上高成本地对解剖结构或其行为进行模拟或建模。为此，例如应用了从当前研究中已知的有限元方法，然而，至少利用当今可用的计算资源无法实时地实施该有限元方法，并且因此不能在介入中、即在对患者的介入或操作期间有意义并且有利地使用。因此，这种模拟或对应的模型的计算周期或更新周期例如可能需要数小时。

然而，原则上，为了例如在安全地并且与先前的规划一致地执行介入的情况下支持主治医生，期望的是，在介入期间也能够提供尽可能广泛的、详细的和准确的信息和数据。然而，介入前高成本的模拟或建模与介入中实况图像的必要时可能简单的叠加，如其迄今针对简单的图像所执行的，通常不是十分有用，因为与介入前的情况相比，在相应的介入期间通常存在偏差的解剖学情况，在所述介入前的情况中已经记录了介入前数据组作为用于高成本的模拟或建模的基础。

技术实现要素：

本发明要解决的技术问题是，还能够实现有用并且实用地在介入中使用高成本的介入前模拟。根据本发明，上述技术问题通过本发明的内容来解决。在本发明中、在说明书中并且在附图中给出本发明的有利的设计方案和扩展方案。

根据本发明的配准装置用于、即被配置为用于将介入前生成的检查对象的模型与检查对象的至少一个介入中实况图像配准或者配准至检查对象的至少一个介入中实况图像。该模型可以是2d模型、3d表面模型(也可以被称为2.5d模型)或3d模型。在此，配准装置具有处理器以及与处理器连接的数据存储器和通信接口，用于采集和处理对应的介入前数据和介入中数据。在此，介入前数据例如可以是或者包括模型或数据、例如介入前图像数据组，从该介入前图像数据组可以生成模型。介入中数据至少可以是或者包括实况图像(即在介入期间的相应的时刻实时示出检查对象的图像或对应的图像数据)或者图像数据，从该图像数据可以生成或重建实况图像。

根据本发明，配准装置被配置为，根据模型(该模型示出了基于检查对象的介入前图像数据组模拟的、检查对象的介入中状态和检查对象中的仪器的介入中状态，所述仪器设置为用于在相应的介入中使用并且在实况图像中是可见的，以下也被简称为模型)确定在仪器的范围内的检查对象的解剖特征的模拟走向线或几何形状，和/或仪器的模拟走向线或位置。因此换言之规定了，基于介入前图像数据组，模拟所规划的介入或检查对象在所规划的介入期间的行为，该介入前图像数据组特别地已经在没有进行干预并且在检查对象中不存在仪器的条件下被记录。在此，然后通过模拟出的或计算出的模型，对得出的检查对象或检查对象的至少一部分的几何走向或布置以及相应的所使用的仪器的几何走向或布置进行描述。介入前图像数据组可以是2d图像数据组、2.5d图像数据组或3d图像数据组，或者可以作为4d图像数据组说明了时间上的发展。

检查对象例如可以是患者、患者的部分区域或器官、血管树或血管或其一部分等。相应地，检查对象的走向线优选地例如可以是血管的中心线(英语：centerline)，在介入时仪器应当在该血管中引导或布置在该血管处。仪器例如可以是支架、导管、内窥镜、探针等。仪器的走向线例如可以对应于仪器的走向、特别是纵向走向，轮廓，中心线等，即显示或描述了仪器的相应的位置和几何形状。在此特别有利的是，在模型中不仅建模或模拟检查对象的走向、即检查对象的几何形状，而且还彼此结合地建模或模拟仪器的走向或几何形状，因为在介入时仪器和检查对象可能彼此机械接触，并且由此可能在其位置、其走向或其几何形状方面互相影响。

此外，根据本发明，配准装置被配置为，根据至少一个实况图像来确定仪器的介入中实际走向。在此，在记录实况图像的时刻，该实际走向与仪器在介入期间的位置和几何形状相对应，即，说明了对应的真实而非模拟出的仪器的布置。特别优选地，仪器可以是x射线可见的或者至少包括医学设备的x射线可见的部分，使得该仪器在没有造影剂的条件下在作为实况图像而记录的x射线图像或透视图像中是可见的。

此外，根据本发明，配准装置被配置为，根据模拟走向线中的至少一个以及仪器的介入中实际走向，将模型自动地与实况图像配准或配准至实况图像。在此，配准装置被配置为，为此通过最小化预设为代价函数或预设为代价函数的一部分的线间距度量、特别是经修改的豪斯多夫距离(hausdorff-abstand)d，将模型与实况图像匹配，所述线间距度量是针对在模拟走向线x中的至少一个与仪器的介入中实际走向y之间的距离的。在此，通过或基于以下公式，给出在此优选地使用的经修改的豪斯多夫距离：

因此，其中d(x,y)表示线x和y之间的线间距，这些线通过其坐标或元素x或y来描述，“max”表示最大，“min”表示最小，以及“||||”表示相应的量的范数。

为了使代价函数、特别是通过该经修改的豪斯多夫距离d给出的或基于该经修改的豪斯多夫距离d的代价函数最小化，例如可以移动、旋转、压缩、拉伸或以另外的方式使模型变形，即匹配模型。在此有利地，该匹配不是模型的重新的模拟运行，即，在此没有重新完全计算或模拟模型以实现匹配。如开头所描述的，这种计算可能需要数小时，因此在介入期间不可实用地执行。取而代之，本发明提出了一种替换的方法，通过该方法可以将模型与实况图像匹配并与该实况图像配准，该方法所需的计算开销和计算资源显著减少，并且由此可以在实际上实用地、至少几乎实时地在介入期间执行或应用。

已经示出，通过在此提出的对线间距度量的最小化，特别是对提到的经修改的豪斯多夫距离(mhd)的最小化，可以将模型和相应的实况图像特别容易、快速并且准确地彼此重叠。由此，可以在介入期间实现模型至实况图像的特别准确的配准，这又使得能够从模型和实况图像中生成对应的叠加图像。

通过这种叠加图像，在介入期间，可以有利地向相应的主治医生或其他人员提供迄今在介入中不可用的数据和信息。由此，借助本发明的配准装置可以支持介入的执行或对应的人员，并且由此有助于相应的治疗结果。

例如通过由处理器实施对应的预设的计算机程序或运行程序(该计算机程序或运行程序例如可以储存在数据存储器中)，配准装置尤其可以自动地或半自动地执行所描述的措施、过程或流程。

在本发明的意义上，模型可以是如开头所描述的检查对象的相对高成本的模型，例如有限元模型和/或例如流体动力学地模拟出的流动模型。通常必须做出特定的假设来生成模型，因为对检查对象和仪器的行为进行百分之百逼真和准确的模拟需要对应的精确知识，例如关于如下知识：检查对象和仪器的机械特征，以及随后在介入期间实际发生的、而在模拟的时刻永远不会完全呈现的仪器运动。出于该原因，以及由于以下事实，即，在介入期间检查对象(例如患者)通常处于相对于介入前图像数据组的记录时刻改变了的位置或方位，迄今产生了以下问题：由此，介入前模型不能在介入期间足够准确地再现实际情况，从而不能以足够的准确度执行与实况图像的配准或叠加。

通过本发明解决了该问题。在此，特别有利的是，由此在检查对象上没有伴随着附加的负担，因为将在实况图像中本来就可见(例如x射线可见)的仪器的走向用作用于配准的参考点或参考元素，并且由此对于配准不需要附加的造影剂施用。由此，本发明提供了对介入前或手术前的模型或对应的模拟进行至实况图像、例如介入中透视图像的可鲁棒、自动且无造影剂地应用的配准的可能性。由此，本发明首次使得能够在介入期间(即作为临床工作流程的一部分)利用或使用对应的高成本的介入前生成并且计算出的模型或模拟。

根据本发明的配准装置可以被构建为独立的装置或独立的设备，例如构建为计算机。同样，根据本发明的配准装置例如可以是服务器或计算中心的一部分，或者例如可以集成到医学成像设备中，诸如x射线设备、计算机断层成像设备、磁共振断层成像设备、超声设备等。相应地，配准装置中的装置或元件，即特别是处理器、数据存储器和/或通信接口由此可以被共享(即，例如由另外的装置共同使用或共同用于另外的功能)。

配准装置例如可以经由通信接口来采集已经完成或完全模拟出、即计算出的模型，并且存储到数据存储器中。同样，配准装置可以被配置为用于例如经由通信接口来采集介入前图像数据组或对应的从中可重建出该介入前图像数据组的原始数据，以及重建图像数据组本身，或者根据图像数据组来执行对模型本身的计算或模拟，以便生成具有模拟走向线的检查对象的最终的模型。在此优选地，介入前图像数据组可以是3d-ct图像数据组。

对走向线或中心线的确定例如可以包括对图像数据组、模型或实况图像的对应的分割或图像处理。例如，这可以借助配准装置通过本身从医学图像处理和数据处理中已知的方法来实现。同样，走向线或中心线可以通过另外的装置确定，并以对应的数据的形式提供给配准装置。然后，对仪器的走向线或中心线或实际走向的“确定”可以意味着或者包括对对应的数据的采集或读取。

经修改的豪斯多夫距离也可以被称为豪斯多夫间距或豪斯多夫度量。mhd和/或可以与mhd对应或包含该mhd的代价函数可以基于上面说明了的公式，这例如可以意味着上面提到的公式包含在所说明的形式中，然而在此例如可以补充或已经补充了另外的系数、例如加权系数等。同样，例如，在使用检查对象的多个走向线和/或在使用具有相应的单独的实际走向的多个仪器或仪器部段时，可以以上面说明的形式确定用于相应的走向线、走向或对应的线对或走向对的多个单独项，并且然后将其相加，以便获得最终的总mhd。但是同样，也可以预设并且对应地使用另外的代价函数或线间距或线间距度量。

特别优选地，配准装置可以附加地配置为，根据经匹配的模型和实况图像来生成覆盖物、即叠加图像。然后，因此，可以将该覆盖物或叠加图像配准至相应的成像设备(例如c形臂或c形臂x射线设备)，借助该成像设备已经记录了实况图像。由此，可以在介入期间提供特别灵活并且有效的支持。

本发明例如可以特别有利地应用于血管内操作，例如evar(aneurysmen/aortenreparatur，血管内动脉瘤/主动脉修复)，但是同样例如可以应用于心脏介入或神经介入。

在这一点上应该强调的是，无论是根据本发明的配准装置还是当前要求保护的本发明的其余方面、特别是下面进一步描述的方法，都不一并要求保护实际外科步骤或介入本身。更确切地说，本发明目的在于，运行相应的设备或装置(例如根据本发明的配准装置)或处理所提供的数据。因此，任何为了说明本发明而提到的或示出的外科步骤或措施显然都不是当前要求保护的发明的一部分，尤其不是本发明的方法的一部分。因此，作为本发明或方法，仅在不包括外科步骤的范围内要求保护本发明、特别是根据本发明的方法。然而，这与本发明的可执行性或者可用性并不对立，因为尽管可以与介入或外科干预并行地使用和运行根据本发明的配准装置，并且可以与介入或外科干预并行地实施根据本发明的方法，然而在此仅用于(特别是自动地)支持相应的医务人员以及使用所提供的数据，这些数据同样可以不取决于实际执行的外科步骤地采集并且处理。因此，例如基于人工生成的数据或随后基于所存储的数据，本发明的有意义且有用的可用性也是可能的。即使可以有利地至少部分地在介入期间执行根据本发明的方法，根据本发明的方法最终并不涉及在此可能执行的外科步骤，而是仅涉及对根据本发明的配准装置的运行或控制和/或对可用数据的处理。

在本发明的有利的设计方案中，配准装置被配置为用于在最小化线间距度量的2d形式或2d表述、特别是经修改的2d豪斯多夫距离的条件下以2d-3d配准来执行配准，并且为此将2d投影图像用作实况图像，并且根据3d模型、即所提到的然后的三维模型的2d前向投影，确定至少一个模拟走向线，即检查对象和/或仪器的模拟走向线。在此，可以通过配准装置本身根据3d模型生成该2d前向投影。同样，可以预设2d前向投影并将其提供给配准装置，即可以通过该配准装置来采集。也就是换言之，在此，通过二维前向投影根据三维模型生成二维图像，然后可以将该二维图像与二维实况图像一致地配准。相应地，在配准之后或通过配准生成的叠加图像同样可以是二维图像。

同样，在此为配准而执行的对通过2d前向投影而生成的二维图像的匹配可以转用到完整的3d模型，因为该完整的3d模型当然包含了二维图像中所包含的所有结构。为此，例如可以将匹配均匀地继续到第三维度，或者在该维度上外推。最终，然后可以生成三维图像作为叠加图像，该三维图像不仅包含3d模型而且还包含2d实况图像。

执行2d-3d配准可以是特别有利的，因为如所描述的那样，由于然后相同的维度，可以特别一致地将通过2d前向投影根据3d模型生成的二维图像与2d实况图像组合。此外，然后可以有利地特别快速且低成本地执行配准，因为以投影后的二维图像的形式仅须操纵和处理较小的数据量。另外的优点是，仅需要单个2d实况图像，由此可以特别地在接近2d实况图像的记录时刻的时间执行配准，并且可以特别快以及以对于检查对象特别小的负荷来执行。在此，如所描述的，优选使用的经修改的2d豪斯多夫距离可以通过以上说明的公式来给出或者基于该公式，其中，在其中所包含的参量于是分别具有两个坐标或维度。

在本发明的替换的有利的设计方案中，配准装置被配置为用于在最小化线间距度量的3d形式或3d表述、特别是经改进的3d豪斯多夫距离的条件下，以2x2d-3d配准或以3d-3d配准来执行配准，并且为此，根据从不同角度记录的至少两个2d实况图像确定仪器的介入中实际3d走向，或者根据2d实况图像来估计仪器的介入中实际3d走向。在此，检查对象或仪器的模拟走向线同样作为3d走向线呈现，因为根据3d模型、即根据所提到的然后的三维模型确定了该3d走向线。

通过对应的处理至少两个不同的2d实况图像，例如可以通过配准装置本身确定或计算仪器的实际3d走向。但是，同样地，可以通过另外的装置、例如用于记录至少两个不同的2d实况图像的医学设备确定或计算仪器的实际3d走向，并且然后可以提供给配准装置，即可以由该配准装置采集。

为了根据至少两个不同的2d实况图像确定仪器的实际3d走向，可以使用本身已知的重建方法。

在此，以2x2d-3d配准或者以3d-3d配准执行配准具有以下优点：由此可以特别好并且灵活地支持相应的人员。因此，结果是，例如可以根据3d模型和至少两个不同的2d实况图像或仪器的实际3d走向生成配准了的3d叠加图像。然后，该3d叠加图像可以有利地通过相应的人员来旋转，或者例如从不同的方向或视角来观察，而在此不会丢失所匹配的3d模型与仪器的真实、即实际3d走向之间正确的空间位置关系。由此，可以以该方式在介入期间向相应的人员传达对相应的实际空间情况特别好且准确的观感。

同样，必要时还可以仅根据唯一一个2d图像或唯一一个2d视图估计仪器的介入中实际走向、即3d位置。然后，可以将该估计的3d走向用于3d-3d配准。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为，为了将模型与实况图像匹配而使模型变形。特别地，例如可以变形模拟走向的形式、形态或几何形状，使得模拟走向对应或遵循仪器的介入中实际走向。在此，可以将模型的另外的组成部分、点或元素处理为与模拟走向线连接，使得在使模拟走向线变形时可以对应地拖动或一同拉动该模型的另外的组成部分、点或元素。由此，尽管走向线变形，也可以维持模型的一致性。通过使模型变形以与实况图像匹配，可以将模型和实况图像特别准确地重叠，然后由此可以特别精确地执行配准和叠加。对于模型的变形，可以特别优选地为模型以及由该模型模拟出的检查对象的元素或结构采取或考虑尽可能刚性的假设或尽可能刚性的预设(英语，专业术语：as-rigid-as-possible，尽可能刚性)。由此，可以有利地通过最小的和医学生物学上可信的变形来实现2d图像与实况图像的匹配，由此，所需的计算开销可以优选地特别低，并且可以有利地改善模型的真实性。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为仅在所有可用或可能的自由度的预设的子集中将模型与实况图像匹配。特别地，配准装置可以被配置为仅执行平移或旋转。同样地，例如可以仅在一个或两个预设的方向或维度上或在其他参数子集中执行匹配。以该方式，复杂度以及由此计算开销和对于配准或匹配模型所需的时间以及计算能力可以被有利地降低或保持得特别低。这又特别有利地能够实现(至少几乎)实时地执行配准，以便能够在介入期间为相应的人员提供尽可能及时的支持。

因此，例如如果对于治疗结果仅需要在特定方向或维度上或在特定的参数上使模型和实况图像一致，在此，通过对自由度的子集进行与情况相匹配的预设，仍然可以有利地实现有意义的结果，即，例如足够准确的配准。为了在该方向或维度上或在该参数上实现特别高的准确度，于是可以(首先违反直觉地)接受在叠加或配准时在另外的方向、维度或参数上的对应较大的偏差或不准确度。以该方式，总的来说，例如在存在特别严格的实时要求和/或例如仅较旧的或较弱的计算硬件可用时，也可以有利地在各种各样的不同情况下实现本发明的特别灵活并且在此还足够准确的应用。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为，在将模型与实况图像匹配时仅考虑实况图像中可见的一个或多个仪器的预设的子集。也就是换言之，例如可以仅考虑在实况图像中可见的一个或多个仪器的特定的部分、部分区域或部段，或者仅考虑特定的可见的仪器或对应的实际走向，而可以忽略一个或多个仪器的另外的部分或部段或另外的完整的仪器。本发明的该设计方案基于以下知识：以该方式，必要时可以在没有在此必然损害或危及相应的治疗结果的条件下，减少对于匹配模型或者对于配准所需的计算开销，并且由此减少对应的计算时间。

例如，仅支架的位置或探针或针的当前位置等对于治疗结果可以是决定性的，而另外的仪器(例如布置在外围区域中的夹具、支撑件等)的位置最终并不重要。同样，介入期间例如可以使用未在模型中模拟的仪器。通过主动排除对这些仪器以及由此对应的(例如自动识别到的)走向或走向线的考虑，可以特别可靠并且一致地执行对模型的匹配。在此，例如可以通过相应的人员(例如通过在实况图像中和/或模型中手动地标记对应的走向或对应的分割区域)来预设待考虑的一个或多个仪器的子集。

同样，配准装置可以有利地被配置为用于自动地进行在模型中模拟出的仪器与在实况图像中可见的仪器之间的关联，并且仅考虑在模型中模拟出并且在实况图像中可见的仪器或仅考虑在模型中模拟出并且在实况图像中可见的仪器的走向。

另一有利的可能性在于，配准装置仅自动地考虑布置在预设的(例如，在实况图像和/或在模型中标记出的)感兴趣区域(英语：regionofinterest,roi)内的仪器或仪器部段。由此，也可以有利地最小化所需的计算开销。由于感兴趣区域通常将包括对于相应的治疗结果特别重要的检查对象的区域，因此在此不损害治疗结果，因为在位于感兴趣区域外部的区域中匹配模型时或配准时可能形成的不准确度通常将不具有对感兴趣区域中的叠加图像的配准或对应的表示的显著影响。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为用于依据相应的介入的至少一个预设的参数，通过至少一个预设的加权系数来对代价函数进行修改，即对代价函数进行加权。可以例如已经在规划介入期间预设参数以及其值。

同样，可以根据可用的数据、即例如根据模型和/或根据实况图像，例如通过配准装置本身，自动或半自动地识别或者确定参数或预设的参数的对应的值。通过对数据进行对应的分析或处理，配准装置例如可以自动动态地计算参数或预设的参数的值，或者通过数据的特征或特性与预设的关联表的比较来确定参数或预设的参数的值，该关联表例如可以存储在配准装置的数据存储器中。

同样，配准装置优选地可以被配置为，在加权系数的种类或其类型和/或其值的方面，例如同样根据对应的预设的、例如存储在配准装置的数据存储器中的关联表等，自动地选择待使用的加权系数。

通过使用加权系数，所提出的发明可以有利地与不同的情况或介入匹配。例如，对于不同的介入或所使用的不同的仪器或不同的解剖区域，对于治疗结果以及在介入时对相应的人员的特别有效的支持而言，不同区域中或不同元素之间的最小距离与另外的距离相比分别可以或多或少是有利的或决定性的。

因此，参数例如可以特别优选地是仪器的类型；应当在其中执行或在其中执行介入的解剖区域；检查对象的血管特性的病理变化、特别是钙化的地点以及可能的尺寸或范围等；或更多的此类参数。

例如，可以考虑检查对象的多个走向线、例如不同血管的多个中心线，和/或多个仪器的多个介入中实际走向以及对应的模拟走向。然而在此，从特定仪器(例如支架)到特定血管(例如到血管中的一个中的钙化)的距离与例如从另外的仪器(例如支持地使用的夹具或支撑件)到血管的另外的位置或到另外的血管的距离相比，对于治疗结果而言更具意义，并且相应地以较大的加权系数进行修改。

总的来说，以该方式可以有利地以特别简单的方式实现本发明对不同情况和实际情况的特别灵活的匹配，由此可以进一步改善对于相应的治疗结果的概率。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为，一旦自动更新的实况图像是可用的，就采集该自动更新的实况图像，并且将模型自动地与每个新采集到的实况图像匹配。在此，配准装置被配置为用于分别从最后匹配、即最新更新的模型出发。以该方式，可以特别可靠地利用特别少的计算开销，特别及时地实现或确保即使在介入期间情况或几何形状发生改变的情况下也特别准确以及可靠地进行配准，以及对应地特别准确并且可靠地进行叠加图示。通过作为对于对每个新的或更新了的实况图像的每个新的匹配或更新的出发点使用了分别最后匹配了的模型而不是最初的模型，对已经与先前的实况图像匹配了的相应的模型进行的必要的匹配(例如移动、旋转或变形)可以保持特别低。

除了对每个新的或更新了的实况图像执行匹配之外，同样可以预设至少一个标准并且在采集新的、更新了的实况图像时分析该至少一个标准，其中，然后仅在满足该标准时才执行相应的匹配。这种标准例如可以是：例如在距离、即点或结构从一个实况图像移动到另一个实况图像的方面，和/或在可以在两个相应的实况图像之间检测到差异的点或区域的数量的方面，在各个当前的实况图像和最后与模型匹配了的前一次的实况图像之间存在的差异大于预设的阈值。为此，例如可以将每个新的实况图像与各个先前的实况图像或与模型最后匹配的那个实况图像进行比较。同样，例如可以预设时间段作为标准，使得仅在分别从上次匹配起至少已经经过了该预设的时间段时才执行对模型的匹配。由此，可以有利地减少计算开销，并且也可以在使用例如较旧或较弱的计算硬件的情况下应用本发明。

在本发明的另外的有利的设计方案中，配准装置被配置为用于在模型与实况图像配准之前，特别是在确定模拟走向线以及仪器的介入中实际走向之前，根据检查对象的固定的不可变形的结构执行模型至实况图像的临时的配准，该固定的不可变形的结构一方面在介入前图像数据组中和/或在模型中可见，以及另一方面在实况图像中可见。例如，可能在此无法使用虽然包含在介入前图像数据组中但未记录在模型中的结构或信息。在此，介入前图像数据组可以由多个部分数据组组成，该多个部分数据组必要时可能已经在不同的时刻被记录。因此，例如可以在第一部分数据组的基础上、即根据例如直接在介入之前或在介入开始时记录的图像执行在此提出的初始或临时的配准，而可以根据第二部分数据组生成模型，该第二部分数据组例如已经在介入之前的多个小时或多天前被记录。

在此提出的意义上，固定的不可变形的结构例如可以是或包括骨骼结构、钙化或人工引入的标记等，其中在本发明的意义上，后者于是同样应当被认为是检查对象的一部分。

通常，可以有利地特别容易且快速地执行这种基于固定的不可变形的结构的临时的配准，因为这些结构通常不会变形，而只会移动。然而，恰好对于处于固定的不可变形结构周围的软部分或软组织，在此，该临时的配准通常不能可靠地提供足够的准确度，因为在结构移动时，在那里完全可能出现不可预测的变形。然而，这里提出的临时的配准在本发明的范围内仍然是有利的，因为由此可以特别快速、简单并且可靠地已经将模型相对于实况图像对齐，使得与没有临时的配准的条件下通常需要的相比，基于最小化mhd的随后的对模型的配准和匹配通常仅必须实施相对较小的对模型的改变。

由于通常可以唯一地并且特别可靠地检测和识别实况图像中的固定的不可变形的结构，因此，以在此提出的方式，还可以改善随后对模型的匹配或配准的一致性或可信度。由此例如可以降低以下概率：在记录介入前图像数据组与实况图像的时刻之间出现较大的检查对象的方位变化和/或几何形状变化的情况下，进行模型和实况图像的区域或结构之间的错误关联。例如可以在确定仪器的实际走向之前或期间执行在此提出的临时的配准，由此，在应用本发明的情况下最终可以实现总的来说改善了的效率或速度。

本发明的另一方面是一种方法、尤其是完全或部分由计算机实现的方法，用于将介入前生成的检查对象的模型与检查对象的至少一个介入中实况图像配准。

根据本发明的方法的方法步骤是或包括生成或采集模型，该模型示出了基于检查对象的介入前图像数据组模拟的、检查对象的介入中状态和检查对象中的仪器的介入中状态，该仪器设置为用于在介入中使用并且在实况图像中(即，在为该实况图像使用的成像模态下)是可见的。

根据本发明的方法的另一步骤是或包括：根据模型来确定在仪器的区域中的检查对象的解剖特征的模拟走向线和/或仪器的模拟走向线。

根据本发明的方法的另一方法步骤是或包括：根据至少一个实况图像来确定仪器的介入中实际走向。

根据本发明的方法的另一方法步骤是或包括：根据模拟走向线中的至少一个和仪器的介入中实际走向，将模型自动地与实况图像配准。在此，通过最小化预设为代价函数或预设为代价函数的一部分的线间距度量、特别是经修改的豪斯多夫距离来将模型与实况图像匹配的条件下，执行该配准，该线间距度量是针对在模拟走向线中的至少一个与仪器的介入中实际走向之间的距离的。在此，通过或基于结合根据本发明的配准装置说明的公式或关系式，也给出在此优选地、但是并非必须地用作线间距度量的经修改的豪斯多夫距离。相应地，根据本发明的方法因此可以被理解为用于运行或控制根据本发明的配准装置或包括该配准装置的成像设备或系统的方法。相应地，结合根据本发明的方法和/或本发明的其余方面提及的其他过程、流程或措施可以是根据本发明的方法的另外的、必要时可选的方法步骤。

本发明的另一方面是一种计算机程序，该计算机程序包括或实现命令或控制指令，在通过计算机、特别是通过根据本发明的配准装置或其处理器实施该计算机程序时，该命令或控制指令促使该计算机至少自动地或半自动地实施根据本发明的方法的方法步骤，或者通过对应地控制对应的设备或装置来实施该方法步骤。

本发明的另一方面是计算机可读的存储介质，在其上存储有根据本发明的计算机程序或计算机程序产品的至少一个实施方式或设计方案。特别地，根据本发明的配准装置可以具有这种根据本发明的计算机可读的存储介质，例如作为结合根据本发明的配准装置提及的数据存储器或作为其一部分。

本发明的另一方面是传输根据本发明的计算机程序的数据载体信号。

迄今以及在下面给出的根据本发明的配准装置、根据本发明的方法、根据本发明的计算机程序和根据本发明的计算机可读的存储介质的特性和扩展方案以及对应的优点分别可以相应地在本发明的这些方面之间相互转用。也就是说，本发明的各方面的、具有如下设计方案的各个扩展方案也属于本发明，即，这里为了避免不必要的冗余，没有在相应组合中明确地或没有针对本发明的每个方面分开地描述这些设计方案。

附图说明

本发明的其它特征、细节和优点从下面对优选实施例的描述中以及根据附图给出。在此附图中：

图1示出了由x射线设备和所集成的配准装置构成的系统的示意性概览图；

图2示出了针对用于将检查对象的模拟模型与实况图像配准的方法的示例性示意流程图；

图3示出了模型的示意性部分图示，其具有初始的血管走向以及血管和仪器的介入中模拟走向；

图4示出了用于说明模拟模型与实况图像的融合的示意性概览图；以及

图5示出了由模型和实况图像生成的叠加图像的示意图。

下面说明的实施例是本发明的优选实施方式。在该实施例中，实施方式中所描述的部件分别表示本发明的各个要彼此独立地考虑的特征，这些特征也分别彼此独立地扩展本发明，并且由此也应当单独地或与所示出的组合不同地被视为本发明的组成部分。此外，所描述的实施方式还可以通过本发明的已经描述的特征中的另外的特征来补充。

在附图中，相同的、类似的、功能相同的或彼此对应的元素分别以相同的附图标记来标识。

具体实施方式

图1示出了由x射线设备1和集成在其中的配准装置2构成的成像系统的示意性概览图。当前，该成像系统用于检查或成像患者3、特别是患者3的血管结构，为简单起见在此被称为血管4。该血管结构例如可以包括单个血管、两个或更多个血管或血管部段、分叉点区域、或血管树的至少一部分。为此，x射线设备1被构建为具有c形臂的c形臂x射线设备，在该c形臂的端部上固定有x射线源和与其对置的x射线检测器。当前，应当对患者3执行介入，在该介入的过程中应当将仪器5引入到血管4中或者定位在血管4中。

在此，将配准装置2设置为成像系统的数据处理装置的一部分，并且具有用于接收或采集数据的通信接口6，该数据例如来自通过x射线设备1所采集到的图像数据以及来自用户输入。此外，配准装置2具有处理器7和数据存储器8，该处理器和数据存储器与通信接口6连接。此外，作为成像系统的一部分在此还设置屏幕9，在该屏幕上可以显示例如借助x射线设备1和/或借助配准装置2所生成的图像。

下面参考图1应当描述一种方法，以便能够在手术中或介入中简单且自动地配准以及使用手术前或介入前的模拟(例如血管内操作)、特别是对主动脉瘤(evar)的模拟或对修复主动脉瘤的模拟。对应的术前evar模拟和其他对应的对医学介入的模拟目前仍代表相对新的研究领域。目的是，为了规划介入，已经可以在介入之前根据术前数据来预测术中实际出现的行为以及预计中可能出现的并发症。在evar的示例中，这例如可以意味着，可以根据术前记录的ct图像数据组来答复或预测，血管4将如何变形、在何处以及哪些剪切力作用于血管4和引入其中的仪器5、如何例如在相对强烈弯曲的主动脉的情况下将所引入的支架展开并且与血管4匹配、是否以及如何能够避免支架的不紧密性(内漏)或移位、以及必要时如何改变流过所引入的支架的血流。

基于这种模拟或对应的预测，进行规划并随后进行治疗的医生与例如支架或设备的制造商一样可以预测至少潜在不期望的情况或者并发症，并且例如可以通过对应改变的对介入的规划和实施或者对应改变的对支架或其它设备的设计来避免。当今，通常仅能借助相对耗时的、例如持续数小时的计算(例如基于有限元和/或流动模拟)来术前地执行为此所需的模拟。然而，原则上期望在随后的介入期间能够使用对应的模拟或模型，例如以配准至x射线设备1的覆盖物的形式。

迄今，所提及的模拟通常仅是研究的内容以及必要时是仪器开发的内容，但是在临床例程中，目前在术前通常尚未对例如血管内的介入进行模拟。

下面应当描述一种方法，在该方法中可以自动地、灵活地并且快速地以及有利地在不附加地施用造影剂的条件下将术前的模拟与实际的术中的实际情况相匹配，使得可以实现模拟与对应的检查对象的介入中的实际方位或情况之间的尽可能好的一致。在此，应当通过自动且无造影剂的配准来使术前的模拟能够在介入期间用作覆盖物。

为此，图2示出了针对对应的方法的示例性示意流程图10。在方法步骤s1中，借助x射线设备1记录介入前图像数据组，该介入前图像数据组当前是相应的检查对象(当前，即患者3或血管4)的3d图像数据组、例如作为3d-ct图像数据组。然后，根据该3d图像数据组重建检查对象的介入前3d图像。

在方法步骤s2中，对重建的检查对象的3d图像进行分割，并且生成检查对象的三维初始模型或起始模型，作为用于随后的模拟的基础。

在方法步骤s3中，通过配准装置例如以对应的用户输入的形式采集针对所规划的介入或操作的参数化。该参数化例如可以说明，应当在何处、如何、利用哪些仪器以及根据哪些预设(例如沿着哪个仪器路径)等执行介入。只要还没有已经通过配准装置2执行对3d图像的重建或对检查对象的起始模型的分割或生成，则在此还采集或读取通过配准装置对检查对象的分割或经分割的检查对象的起始模型。

在方法步骤s4中，首先根据采集到的参数化来确定或选择用于模拟所规划的介入的参数。在此，例如可以通过配准装置2自动地或半自动地、或通过对应的操作人员手动地确定针对所规划的模拟的细节程度、模拟运行时间、目标区域或感兴趣区域和/或更多类似参数。随后，从起始模型出发，执行对应的模拟，即对所规划的介入进行模拟或建模。结果是，在此产生示例性三维模型，在此被称为检查对象的3d模型11(参见图3、图4)，该3d模型示出了模拟的检查对象的介入中状态，以及示出了模拟的在此在检查对象中或检查对象处所使用的检查对象中的仪器的介入中状态。因此在此，该模拟3d模型11当前包含血管4和仪器5的模拟走向线或几何形状。在方法步骤s5中，确定、即例如从3d模型11中提取或读出该走向线。

为此，图3示出了具有初始走向12的3d模型11的示意性部分图示，该初始走向与在模拟的介入开始之前以及在介入前3d图像数据组的记录时刻下的血管4的原始的血管走向相对应，并且具有血管4的介入中模拟走向13，并且具有仪器5的介入中模拟位置14。在此，通过引入较硬的仪器5，血管4已经与该较硬的仪器匹配，即变形。

在实际的介入之前实施迄今所描述的方法步骤s1至s5。在随后的实际的介入期间，然后在方法步骤s6中记录来自检查对象的至少一个实况图像，该实况图像当前以仪器在血管4中的介入中实际走向16(参见图4、图5)映射了该仪器5。在此，仪器5当前被构建为x射线可见，使得相应地该仪器在所记录的实况图像中独立于造影剂施用地是可见的。

在方法步骤s7中，基于检查对象、即在此特别是患者3的骨骼结构，将3d模型11与所记录的实况图像执行临时的配准，以便已经实现将3d模型11可靠地大致对齐到实况图像。

然后，在方法步骤s8中，根据血管4的模拟走向13和/或根据仪器5的模拟位置14以及从实况图像中提取或分割出的、即在实况图像中检测到的仪器5的介入中实际走向16，执行3d模型11至或与实况图像的更精细的配准。在此，为了实现相对于基于骨骼结构的临时的配准的改进，通过最小化预设的代价函数，使3d模型11与实况图像相匹配。当前，将一方面模拟走向13和/或模拟位置14与仪器5的介入中实际走向16之间的经修改的豪斯多夫距离用作该代价函数或用作对于该代价函数的基础。依据相应的介入的单独的细节或参数，例如可以通过一个或多个加权系数来匹配代价函数或豪斯多夫距离。为了最小化豪斯多夫距离或代价函数而将3d模型11与实况图像匹配例如可以移动、旋转和/或变形3d模型11。

在方法步骤s9中，例如同样通过配准装置2，根据现在彼此配准的对应匹配的3d模型11和实况图像，生成叠加图像17(参见图4)。在此，在该叠加图像17中，还可以考虑另外的数据；或者插入元素；或者补充图像改善，例如用于改善不同组织区域等的对比度或可区分性。然后借助屏幕9输出、即示出所生成的叠加图像17。

在方法步骤s10中，在介入期间记录检查对象的新的、即更新了的实况图像。

在方法步骤s11中，配准装置2自动地检查用于更新经匹配的模型的预设的标准。如果不满足该标准，则等待相应下一次更新的实况图像，并且然后重新检查标准。反之，如果满足标准，则从相应最后或之前经匹配的3d模型11出发，将相应最后生成的经匹配的3d模型11或对应的与相应的实况图像的配准与最后记录到的、即最新或最后更新的实况图像匹配。在此，这通过对应的虚线的到方法步骤s8或s9的程序路径来表示。

图2中示意性表示的流程图10的方法步骤s1至s12可以表示配准装置2中实施所描述的方法步骤s1至s12或者促使实施所描述的方法步骤的对应的装置、电路、软件模块或软件功能。因此，与流程图10对应的计算机程序例如可以存储在数据存储器8中，并且可以通过处理器7实施。

图4示出了用于说明3d模型11与实况图像的、当前以透视图像15的形式的组合或融合的示意性概览图。在此，透视图像15是患者3的一部分的2d图像。当前，仪器5的实际走向16在透视图像15中是可见的。由于在在此观察的介入期间在血管4内引导仪器5，因此自动地得出在介入期间血管4遵循仪器5的实际走向16。因此，如果血管4的模拟走向13或仪器5在3d模型11中的模拟位置14与此偏离，即，例如切断了实际走向16，则这意味着需要对3d模型11进行对应的匹配，以便反映在介入期间通过透视图像15表示的实际情况。

为了在此能够实现一致的组合，根据3d模型11通过2d前向投影，同样生成通过透视图像15映射的检查区域的二维投影图像，这在此示意性地示出。然后，通过所描述的配准和匹配或在所描述的配准和匹配之后，透视图像15与根据3d模型11生成的二维投影图像彼此叠加，以便生成叠加图像17。附加地，在此为了生成叠加图像17或者在生成叠加图像17时，为了进一步支持相应的人员，淡入一些虚拟元素18，该虚拟元素例如可以说明空间上或几何上的比例和/或标记显著的点或结构。

为了进行说明，图5示出了所述叠加图像17或叠加图像17的另外的示意图。在此，还示出了具有仪器5的介入中实际走向16的透视图像15或所述透视图像15。当前，血管4的模拟走向13和其中心线19示例性地与该透视图像叠加。在此可以看到，仪器5或其实际走向16部分地位于血管4的模拟走向13的外部，这显然是不一致的或不正确的，并且相应地必须通过匹配3d模型11来进行校正。在此，示意性地通过箭头20示出这种匹配，该箭头说明了血管4的模拟走向13或对应的中心线19必须移动的方向，以便实现与仪器5的实际走向16重叠，该仪器必然地位于真实的血管4的内部。

即使在此针对二维示意性并且示例性地示出了叠加或配准，该方法也可以类似地应用在三维中。因此在2d-3d配准的情况下，在此将相应的血管走向和/或仪器5的模拟走向或模拟位置14的投影线配准到对应的2d线上，即在此配准到在相应的实况图像中识别到的仪器5的实际走向16上。反之，在2x2d-3d配准或3d-3d配准的情况下，将模拟走向13或仪器5的模拟位置14的模拟3d线配准到重建的3d线上，即在此配准到在对应的透视图像15中识别到的并且对应地重建的仪器5的三维实际走向16。

总之，所描述的示例示出了如何能够对麻烦的介入前模拟也有利地实现可用并且实用的介入中使用。