用于介入式手术的规划支持.pdf

《用于介入式手术的规划支持.pdf》由会员分享，可在线阅读，更多相关《用于介入式手术的规划支持.pdf（23页完成版）》请在专利查询网上搜索。

1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201911279970.9 (22)申请日 2019.12.13 (30)优先权数据 18212612.8 2018.12.14 EP (71)申请人 西门子医疗有限公司 地址 德国埃朗根 (72)发明人 K.布雷宁格M.菲斯特 (74)专利代理机构 北京市柳沈律师事务所 11105 代理人 侯宇 (51)Int.Cl. A61B 34/10(2016.01) A61B 34/20(2016.01) (54)发明名称 用于介入式手术的规划支持 (57)摘要 本发明涉及一种用于介。

2、入式手术的规划支 持。 本发明涉及一种用于进行介入式手术的规划 支持的方法(11)以及对应地配置的成像设备 (12)。 在此， 根据3D图像数据组(27)产生中空器 官(1)的模型(23)。 然后， 根据中空器官(1)中的 引导设备(9)的走向， 通过模型(23， 25)的变形， 来模拟中空器官(1)的变形。 根据变形后的模型 (25)， 确定并且给出由于插入引导设备(9)而引 起的中空器官(1)的位置分辨的压缩(33， 36)和/ 或拉伸(34)。 权利要求书2页 说明书13页 附图7页 CN 111317566 A 2020.06.23 CN 111317566 A 1.一种用于进行介入式。

3、手术的规划支持的方法(11)， 所述介入式手术用于借助比中空 器官(1)硬的引导设备(9)， 在所述中空器官(1)中放置辅助元件(8)， 所述方法具有以下方 法步骤： -采集3D图像数据组(27)， 所述3D图像数据组对所述中空器官(1)的未受影响的走向 (29)进行成像， -通过对所述3D图像数据组(27)进行分割， 产生所述中空器官(1)在其未受影响的走向 (29)下的模型(23)， -根据所述引导设备(9)在所述中空器官(1)中的走向， 通过所述模型(23， 25)的变形， 来模拟所述中空器官(1)的变形， 以及 -与所述中空器官(1)的未受影响的走向(19)相比， 根据变形后的模型(2。

4、5)， 自动确定 并且给出所述中空器官(1)在其变形后的走向(31)下， 在其纵向延伸方向上的位置分辨的 压缩(33)和/或拉伸(34)。 2.根据权利要求1所述的方法(11)， 其特征在于， 记录至少一个至少二维的图像(21)， 所述至少二维的图像对所述中空器官(1)中的所述引导设备(9)进行成像， 并且将所述至少 二维的图像与所述3D图像数据组(27)叠加， 并且根据所述至少一个至少二维的图像(21) 和/或所述叠加(26)， 来确定所述引导设备(9)的走向。 3.根据权利要求2所述的方法(11)， 其特征在于， -在所述3D图像数据组(27)中识别所述中空器官(1)的解剖特征(24)， 。

5、其利用用于所述 至少二维的图像(21)的成像模态(12)也可见， 并且至少预期由于插入所述引导设备(9)而 移动， -在所述至少二维的图像(21)中识别所述解剖特征(24)， -将变形后的模型(25)与所述至少二维的图像(21)叠加， 以及 -为了确定对变形的模拟的准确度， 在叠加(21)中， 确定所述至少二维的图像(21)中的 所述解剖特征与变形后的模型(25)上的相同的解剖特征(24)之间的距离。 4.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 为了确定所述引导设备 (9)在所述中空器官(1)中的走向， 在将所述引导设备(9)插入所述中空器官(1)中之前， 基 于预先给定的。

6、规划的用于将所述引导设备(9)插入所述中空器官(1)的刺入点(28)、 相对于 预先给定的规划的所述辅助元件(8)的目标区域(7)的位置， 并且基于所述引导设备(9)的 预先给定的形状和刚度， 来估计走向。 5.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， -为了产生所述中空器官(1)的模型(23)， 通过虚拟网格元素来模拟其表面， 以及 -通过确定并且比较变形前后的彼此相邻的网格元素的多个距离， 来确定所述位置分 辨的压缩和/或拉伸。 6.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 借助对所述中空器官(1) 的模型(23)的FEM模拟， 来确定压缩和/或拉伸。 。

7、7.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 在最小能量开销的边界 条件下， 执行对所述中空器官(1)的变形的模拟。 8.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 在变形的模拟之前， 预先 给定至少一个固定点， 特别是用于将所述引导设备(9)插入所述中空器官(1)中的刺入点 权利要求书 1/2 页 2 CN 111317566 A 2 (28)和/或中空器官(1)的分叉点(3， 30)， 在模拟和变形中， 所述固定点保持位置固定。 9.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 特别是根据所述3D图像 数据组(27)， 检测区域性地影响所述中。

8、空器官(1)的柔度的不均匀性， 特别是钙化， 并且为 了对变形进行模拟， 针对模型(23)的与所述不均匀性对应的区域， 预先给定相对于模型 (23)的剩余部分增大的刚度值。 10.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 为了给出位置分辨的压 缩和/或拉伸， 相应地关于沿着变形后的模型(25)确定的、 所述中空器官(1)的拉伸和/或压 缩的程度， 根据预先给定的色标， 在变形后的模型(25)上对压缩和/或拉伸相对小(37)和/ 或相对大(36)的至少一个区域进行颜色编码， 并且在未变形的模型上对对应的区域进行颜 色编码。 11.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其。

9、特征在于， -附加地预先给定所述辅助元件(8)的柔度， 和/或在所述中空器官(1)上预先给定在所 述中空器官(1)上位置固定的所述辅助元件(8)的锚定点， -依据所确定的位置分辨的拉伸和/或压缩， 以及预先给定的柔度和/或预先给定的锚 定点， 来模拟插入了所述辅助元件(8)和没有所述引导设备(9)的所述中空器官(1)的独立 的变形恢复， -根据这种变形恢复模拟， 确定在所述变形恢复之前以及之后， 所述中空器官(1)中的 所述辅助元件(8)在其位置之间的预期的移动。 12.根据上述权利要求中任一项所述的方法(11)， 其特征在于， 预先给定要通过所述辅 助元件(8)治疗的所述中空器官(1)的子区。

10、域(7)， 并且依据位置分辨的压缩和/或拉伸， 自 动建议所述辅助元件(8)的长度。 13.一种用于进行介入式手术的规划支持的成像设备(12)， 所述介入式手术用于借助 比中空器官(1)硬的引导设备(9)， 在所述中空器官(1)中放置辅助元件(8)， 其中， 所述成像 设备 -具有用于采集3D图像数据组(27)的采集装置(13， 14， 17)， 所述3D图像数据组对所述 中空器官(1)的未受影响的走向进行成像， -具有与所述采集装置(13， 14， 17)耦合的数据处理装置(17)， 并且 -被配置为用于实施根据权利要求1至12中任一项所述的方法(11)。 14.一种计算机程序(11)， 其。

11、包括指令， 在通过根据权利要求13所述的成像设备(12)执 行所述计算机程序(11)时， 所述指令促使所述成像设备执行根据权利要求1至12中任一项 所述的方法(11)。 15.一种计算机可读存储介质(18)， 其上存储有根据权利要求14所述的计算机程序 (11)。 权利要求书 2/2 页 3 CN 111317566 A 3 用于介入式手术的规划支持 技术领域 0001 本发明涉及一种用于进行介入式手术的规划支持的方法和成像设备、 对应的计算 机程序以及具有这种计算机程序的存储介质。 背景技术 0002 随着当今在医疗技术中、 特别是在数据采集和成像以及数据处理方面取得的进 步， 产生了例如用。

12、于支持医生或者外科医生的新的可能性。 这种通过技术上的、 由此是客观 的并且例如不依赖于日常表现的手段进行的支持， 可以有助于改善治疗结果， 由此最终对 患者的健康作出贡献， 因为与传统方法相比， 相应的治疗医生例如获得更多和/或新的信 息， 和/或可以减轻迄今为止手动执行的步骤或者作业带来的负担。 0003 例如， 从DE 10 2016 212 882 A1中已知一种用于介入式手术的规划支持的方法。 在此， 提供中空器官的三维图像数据组， 并且进行分割。 然后， 将三维图像数据组与引导设 备的二维图像叠加。 随后， 确定中空器官的一部分的校正后的位置。 然后， 基于该校正后的 位 置 ， 。

13、针 对 移 除 引 导 设 备 的 情 况 ，确 定 该 部 分 中 的 中 空 器 官 的 变 形 能 (Verformungsenergie)。 发明内容 0004 本发明要解决的技术问题是， 给出一种技术上的辅助， 其使得医生能够在没有并 发症的情况下， 执行用于在中空器官中放置辅助元件的介入式手术。 根据本发明， 上述技术 问题通过本发明的主题来解决。 在下面的描述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。 0005 根据本发明的方法被设计为用于进行介入式手术的规划支持， 该介入式手术用于 借助比中空器官硬的引导设备， 在中空器官中放置辅助元件。 辅助元件优选可以是用于血 。

14、管的血管支架(英语： Stent)或者(例如在神经放射学的情况下)是颅内支架， 但是例如同样 可以是瓣膜等。 引导设备例如可以是或者包括金属丝、 探针、 夹具、 内窥镜等。 因为引导设备 比中空器官硬， 即更不容易弯曲或者变形， 因此在中空器官中引入或者插入或者存在引导 设备时， 中空器官将变形， 即与引导设备的形状匹配。 作为本方法的一部分， 采集映射中空 器官的未受影响的走向的3D图像数据组。 也就是说， 中空器官的该未受影响的走向对应于 中空器官在没有引导设备的情况下的布置与形状。 0006 然后， 对3D图像数据组进行分割， 其中， 产生中空器官在其未受影响的走向或者状 态下的模型， 。

15、即， 例如虚拟几何对象或者虚拟表示。 3D数据组例如可以是优选术前的、 即在 介入式手术之前记录的三维计算机断层扫描图像(CT图像)、 CT血管造影图像、 磁共振图像 (MR图像、 MRT图像)等。 0007 然后， 进一步作为本方法的一部分， 通过中空器官的模型的变形， 根据中空器官中 的引导设备的走向， 来模拟中空器官的变形。 也就是说， 在此考虑(实际上或者估计或者假 设)引导设备在中空器官中如何延伸或者可能将如何延伸。 为此， 可以预先给定或者首先确 说明书 1/13 页 4 CN 111317566 A 4 定引导设备的走向。 在模型变形或者进行模拟时， 可以使其与引导设备的预先给定。

16、或者确 定的走向重叠。 如果中空器官例如是血管， 则可以使其模型变形， 使得引导设备或者引导设 备的表示或模型， 根据模拟， 即根据中空器官的变形后的模型， 位于中空器官中， 即， 被中空 器官包围。 0008 根据以何种方式或者利用哪些手段产生或者采集了3D图像数据组并且确定了引 导设备的走向， 可以在所确定的走向与3D数据组之间， 特别是在中空器官的未受影响的走 向和中空器官的模型之间， 执行配准。 最终， 产生或者给出3D图像数据组、 引导设备的走向 和中空器官的模型的一致的相对空间布置或者组合。 对于对应的配准， 可以使用本领域技 术人员已知的方式和方法， 例如2D3D或者3D3D配准。

17、。 0009 为了对变形进行模拟， 可以预先给定中空器官的生物力学模型。 可以依据具体的 应用情况来预先给定参数， 例如中空器官的柔度或者刚度。 例如可以从先前的测量和/或模 拟中获知或者估计对应的值。 例如， 同样可以进行适应(Adaption)或者变形校正， 例如 Daniel Toth和Marcus Pfister等人的公开文献 “Adaption of 3D Models to 2D X-Ray Images during Endovascular Abdominal Aneurysm Repair” 为此提供背景。 优选可以在 将辅助元件引入中空器官之前， 进行这种模拟， 即确定中空。

18、器官的(至少假设的)走向。 0010 根据本发明， 作为本方法的一部分， 与中空器官的未受影响的走向相比， 自动根据 变形后的模型， 在中空器官的变形后的走向中， 确定并给出中空器官在其纵向延伸方向上 的位置分辨的压缩和/或拉伸。 也就是说， 位置分辨的压缩和/或拉伸给出中空器官的局部 的长度变化， 这种长度变化是因为由于引导设备(以及可能的解剖边界条件)引起或者导致 的变形而产生的。 在此， 例如由于中空器官在不同区域中的物质特性不均匀(例如以钙化的 形式)， 由于中空器官的不同区域中的直径不同， 由于周围组织的性质不同等等， 中空器官 的这种长度变化通常是不均匀的。 位置分辨的压缩和/或拉。

19、伸的给出， 例如可以意味着或者 包括对应的数据输出、 (例如图形)标记或者标志等。 也就是说， 例如可以给出或者标记在变 形时中空器官被压缩的中空器官的区域， 和/或在变形时中空器官被拉伸的中空器官的区 域。 附加地或者替换地， 例如可以给出、 即例如输出或者显示对应的数值和/或空间信息、 例 如坐标信息等。 在此， 本发明的发现是， 关于位置分辨的压缩和/或拉伸的信息是特别有用 的， 因为作为辅助元件的着陆区， 如下区域最终是不合适的或者是次优的， 即， 这些区域被 特别强烈地压缩或者可能拉伸， 在移除引导设备之后， 这些区域再次伸展或者收缩， 即， 至 少几乎按照未受影响的走向， 变形恢复。

20、为这些区域的原始形态。 0011 也就是说， 例如可以给出中空器官的具有相对小和/或相对大的压缩和/或拉伸的 至少一个区域(分别关于沿着变形后的模型确定的、 中空器官的拉伸和/或压缩的(例如最 大)程度、 即大小或者强度)， 作为辅助元件的合适或者不合适的着陆区。 0012 经常仅以术前3D图像数据组或者二维血管造影的形式， 为相应的主治医生提供中 空器官的实际测量的视图。 然而， 根据具有中空器官的未受影响的走向的该3D数据组或者 该血管造影， 医生一般不能容易地或者不能可靠地识别或者看出由于插入引导设备， 中空 器官将以何种方式变形， 以及中空器官的不同区域之间的相对空间位置关系或者距离将。

21、如 何改变或者移动。 在手术期间， 例如仅引导设备可能在透视图像或者血管造影上是可识别 的， 相反， 中空器官本身是不可识别的或者仅能够作为投影而可识别， 从而这里关于中空器 官的变形特性， 由此关于合适或者不合适作为着陆区的区域， 也不为主治医生产生直接的 说明书 2/13 页 5 CN 111317566 A 5 线索。 0013 在移除引导设备之后， 经历相对强烈的长度变化、 即压缩和/或拉伸的区域， 通常 对应地相对强烈地或者大范围地运动。 如果辅助元件或者辅助元件的着陆区位于这种长度 变化大的区域中， 则在移除引导设备之后， 这于是可能导致并发症， 例如导致辅助元件移动 或者滑动。 。

22、这又可能潜在地导致辅助元件不再完成其原本的任务或者功能， 和/或例如从中 空器官分支的血管被辅助元件覆盖或者盖住， 由此对周围的组织或者其它器官的供应可能 受损。 0014 因此， 本发明有利地使得能够将辅助元件放置在作为合适的着陆区而给出的区域 中， 或者对应地使得能够避免不适合作为着陆区的中空器官的区域。 因为这基于可以客观 地检查的、 预先给定的独立的模拟或者建模过程， 因此例如可以使主治医生的可能的缺乏 经验或者在个别情况下存在的进行成像时的限制等对治疗结果的影响最小。 特别有利地， 本发明使得相应的主治医生能够根据位置分辨的拉伸和/或压缩的信息， 或者必要时根据 基于此的关于合适或者。

23、不合适的着陆区的信息， 将辅助元件布置在安全的位置。 在此， 必要 时可以省去在手术期间用于使中空器官可识别的附加的造影剂施用。 由此， 通过本发明， 必 要时也可以减轻在手术期间相应的患者的负荷。 0015 本发明的意义上的着陆区特别地是布置或者布置了辅助元件的端部或者边缘的 区域。 在这些边缘区域中， 中空器官的长度变化可能对辅助元件在中空器官中的相对位置 产生特别显著的影响。 例如， 在变形恢复时的长度变化时， 可能对辅助元件的边缘区域或者 端部施加压力或者力， 而使辅助元件移动。 辅助元件同样可能对中空器官的机械特性产生 影响， 也就是说， 使得在着陆区的区域中， 在辅助元件所在的区域。

24、和与着陆区直接相邻的、 没有辅助元件的区域之间， 在中空器官的机械特性上形成对应的差异。 然后， 这里， 可能在 中空器官变形恢复时， 对应地产生不均匀的特性， 由此辅助元件同样可能移动。 0016 可以绝对或者相对地确定位置分辨的压缩和/或拉伸。 与此对应， 例如可以针对中 空器官的最大长度变化、 即压缩或者拉伸， 预先给定至少一个阈值。 如果局部地、 即在中空 器官的特定区域或者部分区域中超过该阈值， 则可以将该区域分类为不适合用于着陆区或 者作为不适合用于着陆区而给出。 类似地， 可以将低于、 即未超过阈值的区域， 分类为或者 作为适合用于着陆区而给出。 在此， 可以作为绝对值来预先给定。

25、阈值。 同样可以例如作为相 对值， 即例如作为相对于沿着中空器官出现的最大长度变化的百分比信息， 来给出阈值。 同 样可以例如与个别情况相关地动态地预先给定或者调整阈值。 0017 例如可能出现如下情况， 即， 在具体的患者或者中空器官中， 不存在没有长度变化 的区域。 但是， 确定或者给出长度变化最小或相对小或者最大或相对大的一个或多个区域， 于是仍然使得能够实现着陆区的尽可能好的选择。 例如， 可以总地将所有如下区域分类为 长度变化相对大的区域， 或者作为长度变化相对大的区域而给出， 由此分类为不适合的着 陆区， 或者作为不适合的着陆区而给出， 即， 在这些区域中， 相应的局部长度变化大于。

26、在个 别情况下沿着中空器官相应地出现或者确定的最大值的50。 类似地， 可以将如下区域分 类为长度变化相对小的区域， 或者作为长度变化相对小的区域而给出， 由此分类为适合用 于着陆区， 或者作为适合用于着陆区而给出， 即， 在这些区域中， 局部长度变化例如小于在 个别情况下相应地在相应的中空器官中出现或者确定的长度变化的50或者25。 特别有 利地， 在此， 可以预先给定或者使用连续的或者逐步的标度(Skala)， 借助或者根据该标度 说明书 3/13 页 6 CN 111317566 A 6 来给出局部或者区域性的长度变化。 这有利地使得能够特别简单并且直观地识别出适合作 为着陆区的区域。 。

27、0018 在本发明的有利的设计方案中， 记录映射中空器官中的引导设备的至少一个至少 二维的图像， 即二维图像或者三维图像或者对应的图像数据组， 并且与3D图像数据组叠加。 下面， 为了简单起见， 也将该至少一个至少二维的图像称为二维图像或者2D图像， 该至少一 个至少二维的图像例如可以是在手术期间记录的X射线图像、 血管造影图像或者透视图像。 必要时， 同样可以使用其它成像模态， 例如超声波等。 如已经提到的， 为了进行一致的叠加， 首先， 可以在3D图像数据组与二维图像之间， 即在这些图像或数据或者用于采集或记录这 些图像或数据的设备或装置各自的坐标系之间， 特别是自动进行配准。 然后， 根。

28、据该至少一 个至少二维的图像和/或叠加， 来确定引导设备的走向。 在此， 可以提供或者执行对2D图像 的分割， 以便将引导设备与2D图像的其它部分区分开。 也就是说， 在本发明的该实施方式 中， 引导设备可以已经位于中空器官中。 然后， 根据2D图像确定的引导设备的走向有利地是 实际的真实走向， 由此特别准确并且可靠。 如所描述的， 引导设备例如可以是金属丝， 也就 是说， 其于是在没有造影剂的情况下， 在2D图像中也是可识别并且可辨认的。 因为根据定义 或者前提条件， 引导设备位于中空器官中， 因此引导设备的走向形成中空器官变形以及对 应的模拟或者建模的边界条件， 并且与此对应地， 可以作为。

29、输入或者预给定参数， 在对应的 模拟模型或者模拟程序中给出。 0019 在本发明的有利的扩展方案中， 在3D图像数据组中识别中空器官的解剖特征， 其 利用针对至少二维的图像使用的成像模态也是可见的， 并且(至少可能)由于将引导设备插 入中空器官中而移动或者运动。 这 例如可以 与世界固定坐标 系 (weltfestes Koordinatensystem)有关。 然后， 也在至少二维的图像中辨认、 即识别或者检测解剖特征。 此外， 将变形后的模型叠加在至少二维的图像上。 然后， 为了确定对变形的模拟的准确度， 在至少二维的图像和变形后的模型的叠加中， 确定至少二维的图像中的解剖特征与变形后 的。

30、模型上的相同的解剖特征之间的距离。 在此， 二维图像和变形后的模型的叠加可以是单 独的叠加， 或者可以与或者已与3D图像数据组的叠加组合。 也就是说， 换句话说， 可以将二 维图像和变形后的模型叠加在3D图像数据组上。 0020 因为二维图像反映实际的物理现实， 因此二维图像可以作为参考， 可以相对于该 参考来评估变形后的模型。 如果模拟、 即中空器官的模型的变形是正确的， 即是接近现实 的， 则在叠加中， 变形后的模型上的解剖特征将正好位于如下位置处， 在该位置处， 二维图 像也示出该解剖特征。 例如可以预先给定距离阈值。 如果所确定的距离达到或者超过该距 离阈值， 则可以输出对应的警告。 。

31、也就是说， 通过该警告应当指出， 对变形的模拟或者建模 的准确度太低， 也就是说， 变形后的模型不可靠或者不准确地对应于实际。 以这种方式， 可 以有利地防止相应的主治医生从错误的假设或者前提条件出发， 从而总体上可以提高手术 成功的概率。 0021 解剖特征例如可以是与二维图像中的对比度边缘或者对比度跳变对应的、 特别致 密的组织区域或者具有不同的可见度的两个组织区域或组织类型之间的过渡、 血管支路或 者血管分支等。 (即使在移动的情况下)不仅可以有利地特别准确并且可靠地识别或者定位 这种解剖特征， 而且在没有附加的造影剂施用的情况下， 或者尤其是在造影剂量减少的情 况下， 这种解剖特征也可。

32、以是可见的， 由此可以有利地保持患者或者中空器官的负荷尽可 说明书 4/13 页 7 CN 111317566 A 7 能低。 0022 在本发明的另一个有利的设计方案中， 为了确定中空器官中的引导设备的走向， 在将引导设备插入到中空器官之前， 基于预先给定的规划的用于将引导设备插入中空器官 中的刺入点、 相对于预先给定的规划的辅助元件的目标区域的位置， 并且基于预先给定的 引导设备的形状和刚度， 特别是自动估计该走向。 换句话说， 也就是说， 在此提出的方法完 全可以在术前执行。 这使得能够有利地特别详细地执行对应的模拟、 建模和估计， 因为例如 不需要实时地进行对应的计算。 因此， 例如可。

33、以有利地进一步更好或者更详细并且更可靠 地规划手术。 例如， 可以在实际的手术开始之前， 选择特别准确地与各个患者协调的辅助元 件的形状和长度。 0023 为了估计引导设备的走向， 例如可以使用处于刺入点与目标区域之间的组织类型 的总信息或者预给定参数， 例如其刚度或者可变形性。 为此， 同样可以一起考虑例如来自相 应的患者的3D数据组或者其它检查或者测量数据的数据。 特别是当引导设备的刚度(远远) 大于中空器官和/或周围组织的刚度时， 可能忽略引导设备由于与中空器官接触或者由于 周围组织的影响或者压力而导致的弯曲。 在最简单的情况下， 例如可以通过将引导设备或 者引导设备的虚拟模型与3D数据。

34、组叠加， 并且根据刺入点与目标区域， 对引导设备或者引 导设备的虚拟模型进行定向， 来对引导设备在中空器官中的走向进行估计。 为了在估计引 导设备的走向时， 例如考虑在此出现的或者规划的引导设备的旋转， 要将引导设备从刺入 点引导至目标区域的规划的路径可以是有利的。 0024 在本发明的另一个有利的设计方案中， 为了产生中空器官的模型， 通过虚拟网格 元素模拟该中空器官的表面。 这种网格元素(栅格、 栅格元素)例如可以是或者包括三角形、 顶点、 连接边和/或点云中的点等等。 然后， 通过确定并且比较变形前后的彼此相邻的网格 元素的多个距离， 来确定位置分辨的压缩和/或拉伸。 换句话说， 也就是。

35、说， 针对未变形和变 形后的模型中的彼此对应的网格元素对， 确定其彼此之间的相应的距离。 在此， 与未变形的 模型中两个网格元素的距离相比， 在变形后的模型中对应的网格元素的距离越小或者越 大， 则压缩或者拉伸越强烈。 换句话说， 也就是说， 分析在中空器官的模型的建模或者模拟 的变形的情况下出现的、 模型的给定点或者网格元素之间的距离变化。 在此， 变形可能使模 型的基本拓扑不变， 例如在物理上真实的中空器官中也是这种情况。 这种方法使得能够特 别简单地以相对小的计算开销， 以可执行的方式来确定压缩和/或拉伸， 其中， 位置分辨率 基本上仅受模型的分辨率或者细节程度的限制。 在此， 相邻的网。

36、格元素的使用相应地给出 局部的变形。 然而， 同样也可以使用不直接相邻的网格元素， 也就是说， 可以确定其距离变 化。 以这种方式， 可以设置或者调整长度变化的分辨率， 由此可以设置或者调整所需要的计 算开销。 0025 在本发明的另一个有利的设计方案中， 借助中空器官的模型的FEM模拟(FEM： Finite-Elemente-Methode， 有限元方法)， 来确定压缩和/或拉伸。 这优选可以在手术之前 执行， 其中， 然后， 可以针对FFM模拟， 使用或者预先给定所提到的估计的引导设备的走向， 以及也就是说给出中空器官的未受影响的走向的未变形的模型， 作为输入， 即作为起始情 况以及作为。

37、边界条件。 作为在此描述的其它方法的附加或者替换， 可以使用FEM模拟。 如果 使用这两种方法， 则这例如可以用于例如对相应的结果进行验证或者进行可信度测试。 使 用FEM模拟可以有利地提供特别准确的结果。 在此， 与估计的引导设备的走向的组合可以是 说明书 5/13 页 8 CN 111317566 A 8 特别有利的， 因为一般来说， 在计算速度方面没有限制， 从而可以确定特别准确并且可靠的 结果。 FEM模拟作为数学工具， 从其它应用领域是充分已知的。 关于此的其它背景信息， 例如 可以从David Roy,Gerhard A.Holzapfel等人在IMA Journal of App。

38、lied Mathematics (2014)79,1011-1026,doi:10:1093/imamat/hxu037中的公开文献 “Finite element analysis of abdominal aortic aneurysms:Geometrical and structural reconstruction with application of an anisotropic material model” 中得到。 0026 在本发明的另一个有利的设计方案中， (例如针对所提到的利用引导设备的走向 对未变形的模型进行覆盖(In-bringen)， 在最小能量开销的边界条件。

39、下， 对中空器官的变形进行模拟。 原则上， 从未受影响的走向出发， 可能存在中空器官响应于所 引入的引导设备如何或者以何种方式变形、 即可以与引导设备的走向匹配的多种可能性。 根据本发明的一个发现， 通过如下边界条件或者预给定参数， 即， 变形应当在最小能量开销 下发生， 和/或中空器官在其变形后的形态下应当具有与非破坏性的变形一致的最小能量 或者机械应力， 可以获得逼真的并且在生理学上可信的结果。 例如可以对多种变形方式或 者变形路径进行模拟或者建模， 并且可以在为此所需的相应的能量开销或者产生的相应的 最终状态的能量方面， 对多种变形方式或者变形路径进行比较， 其中， 然后， 可以选择具有。

40、 最小的能量或者最小的能量开销的变形方式和/或最终状态。 0027 变形同样可以例如逐步地进行， 其中， 可以从每个中间步骤或者中间状态出发， 对 多个可能的接下来的变形步骤， 在其所需的能量开销方面， 彼此进行比较， 其中， 然后， 相应 地选择多个可能的接下来的中间步骤中的、 具有最小能量开销的中间步骤。 在此， 例如可以 预先给定或者使用中空器官和/或周围组织的物质特性或者物质参数方面的预给定参数， 来作为模拟的边界条件或者预给定参数。 0028 在本发明的另一个有利的设计方案中， 在对变形进行模拟之前， 预先给定至少一 个固定点， 特别是用于将引导设备插入中空器官中的刺入点和/或中空器。

41、官的分叉点， 在对 变形进行模拟时， 该固定点例如相对于世界固定坐标系保持位置固定。 在此， 这种固定点的 预先给定是特别有利的， 因为由此模拟得到简化， 也就是说， 所需要的计算开销可以显著地 减少。 同时， 不显著地损害模拟的准确度， 因为根据经验， 可以假设对应的固定点实际上不 运动， 或者仅以可忽略的程度运动。 0029 在本发明的另一个有利的设计方案中， 特别是根据3D图像数据组， 来检测区域性 地或者局部地影响中空器官的柔度的不均匀性。 然后， 为了对变形进行模拟， 针对与检测到 的不均匀性对应的、 中空器官的模型的区域， 预先给定相对于模型的剩余部分、 即其余区域 增加的刚度值。。

42、 这种不均匀性例如可能是钙化。 通过考虑这种不均匀性， 可以特别逼真地模 拟中空器官的变形。 这又可以有利地有助于使辅助元件最终实际上在合适的位置处终止， 在该位置处， 辅助元件可以完成其提供的功能或者任务。 在此， 优选也可以考虑借助其它方 法或者成像模态或者测量检测到的不均匀性， 由此可以进一步提高模拟的准确度或者真实 性。 0030 在本发明的另一个有利的设计方案中， 为了给出中空器官的位置分辨的压缩和/ 或拉伸， 根据预先给定的色标(Farbskala)， 在变形后的模型上对具有相对小和/或相对大 的压缩和/或拉伸的至少一个区域进行颜色编码， 并且在未变形的模型上对对应的区域进 行颜色。

43、编码。 换句话说， 也就是说， 在这两个模型中， 以与长度变化相对小的区域不同的颜 说明书 6/13 页 9 CN 111317566 A 9 色， 标记长度变化相对大的区域。 在此， 与热图(Heat Map)类似， 可以使用连续的色标。 这使 得能够有利地特别快速并且直观地采集并且确定适合的着陆区。 例如与表格形式的数值的 给出相比， 同样可以使适合的或者不适合的区域各自的大小， 特别容易并且直观地可以采 集。 例如， 可以以红色色调对长度变化相对大的区域进行染色或者标记， 以黄色色调对长度 变化中等的区域进行染色或者标记， 并且以绿色色调对长度变化相对小的区域进行染色或 者标记。 003。

44、1 在本发明的另一个有利的设计方案中， 附加地预先给定辅助元件的柔度， 和/或在 中空器官上预先给定在中空器官上位置固定的辅助元件的锚定点。 然后， 依据所确定的位 置分辨的拉伸和/或压缩， 以及预先给定的柔度和/或预先给定的锚定点， 模拟具有所使用 的辅助元件并且没有引导设备的中空器官的独立的变形恢复。 然后， 根据该变形恢复模拟， 确定在变形恢复之前以及之后、 即在从中空器官中移除引导设备之前以及之后， 中空器官 中的辅助元件在其位置之间的可能的移动。 如果在此确定可能的移动超过预先给定的阈 值， 和/或根据变形恢复模拟， 辅助元件或者辅助元件的端部可能在不适合作为着陆区的区 域中终止、 。

45、即停止， 则可以自动输出对应的警告。 由此， 可以有利地防止在手术结束之后， 辅 助元件在中空器官中停止在不适合的或者意料之外的地点或者位置。 同样可以有利地预先 给定并且使用该阈值或者另一个阈值， 更确切地说， 即最大允许移动)， 来作为给出或者确 定一个或多个适合或者不适合作为着陆区的区域的附加的边界条件。 0032 例如可能产生如下情况， 即， 由于中空器官的独立的变形恢复， 在本身不适合作为 着陆区的区域中插入引导设备时， 必须定位辅助元件， 使得在取出引导设备， 并且在此出现 中空器官的变形恢复之后， 辅助元件终止在适合作为着陆区的区域中。 在不使用本发明的 情况下， 这种方法将是违。

46、反直觉的， 并且不能可靠地应用。 0033 在此， 考虑柔度和/或锚定点， 可以改善变形恢复模拟的准确度， 因为与在没有辅 助元件的情况下、 即例如在插入引导设备时的变形期间相比， 插入了辅助元件的中空器官 的行为可能不同。 特别是在手术之前和/或期间， 同样可以特别有利地将变形恢复模拟的结 果， 即中空器官和辅助元件的模拟的终点位置， 与3D图像数据组叠加。 这可以使得相应的主 治医生能够有利地对辅助元件的位置或者布置进行动态的优化或者调整， 特别是当在自动 采集或者检测到辅助元件的移动或者位置变化之后， 主治医生自动重新执行或者更新变形 恢复模拟时。 0034 在本发明的另一个有利的设计方。

47、案中， 预先给定要通过辅助元件治疗、 例如支撑 或者填塞的中空器官的子区域。 也就是说， 该子区域可以对应于已经提到的目标区域， 辅助 元件最终应当被定位在该目标区域中。 然后， 依据位置分辨的压缩和/或拉伸， 自动建议对 应地进行了调整或者优化的辅助元件的长度。 在此， 可以预先给定必须满足的一个或多个 边界条件。 例如， 作为边界条件， 可以预先给定子区域必须完全被辅助元件盖住或者覆盖， 和/或辅助元件必须在压缩和/或拉伸相对小的区域中终止， 和/或不允许覆盖至少一个解 剖特征、 例如血管分支。 然后， 可以自动改变辅助元件的长度， 即， 特别是辅助元件在中空器 官的纵向方向上的大小或者尺。

48、寸， 直到满足所有这些预先给定的边界条件为止。 0035 同样可以预先给定具有相应的优先级或者权重的边界条件。 然后， 通过自动改变 长度， 并且检查边界条件方面的结果， 可以自动确定辅助元件的最佳长度。 以这种方式， 可 以与主治医生的经验无关地确保最佳的治疗结果。 说明书 7/13 页 10 CN 111317566 A 10 0036 在这一点上应当指出， 这里为了进行说明而结合根据本发明的方法提到或者示出 的可能的外科手术步骤， 显然不是所请求保护的根据本发明的方法的一部分。 也就是说， 仅 在不包括外科手术步骤的范围内， 请求保护所描述的方法。 然而， 这与根据本发明的方法的 可执行。

49、性或者适用性并不对立， 因为如所描述的， 所述方法例如完全可以在术前执行。 即使 可以有利地至少部分地在所提到的介入式手术期间执行所述方法， 所述方法也仅涉及对成 像设备或者数据处理装置的对应的控制， 而不涉及在手术中可能执行的外科手术步骤。 0037 本发明的另一方面是用于进行介入式手术的规划支持的成像设备， 该介入式手术 用于借助比中空器官硬的引导设备， 在中空器官中放置辅助元件。 在此， 成像设备具有用于 采集3D图像数据组的采集装置， 该3D图像数据组对中空器官的未受影响的走向进行成像。 0038 本发明的意义上的对3D图像数据组的这种采集， 可以意味着或者包括对3D图像数 据组、 即。

50、对对应的原始数据或者测量值的记录或者测量。 与此对应， 采集装置例如可以包括 成像模态， 即例如射线源和对应的检测器或者磁体和线圈装置等。 但是采集同样可以是或 者意味着或者包括从数据存储器中调取3D图像数据组。 然后， 采集装置例如可以是数据处 理装置或者数据处理装置的一部分， 其经由对应的数据接口或者通信接口， 采集、 即调取3D 图像数据组。 对应的内容也可以适用于采集至少一个至少二维的图像。 0039 此外， 根据本发明的成像设备具有与采集装置耦合的数据处理装置。 在此， 识别装 置例如可以是或者包括数据处理装置的一部分、 例如对应的电路和/或对应的程序模块。 0040 根据本发明的成。