(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線撮像システムで取得される２ＤＸ線画像から３Ｄ画像を再構築する方法であって、
前記Ｘ線撮像システムのプロセッサが、
ａ）２ＤＸ線画像のセットの取得中に患者内に又は患者上に配置されるキャリブレーションファントムの座標系において既知の３Ｄ位置を有する少なくとも１つの放射線不透過性マーカを含む前記キャリブレーションファントムを用いる前記Ｘ線撮像システムで前記患者の領域の前記２ＤＸ線画像のセットを受信するステップであって、
前記取得される２ＤＸ線画像のセットは、
−  各々が前記キャリブレーションファントムの少なくとも１つの検出可能な放射線不透過性マーカを含む、少なくとも２つの２ＤＸ線画像と、
−  前記キャリブレーションファントムの放射線不透過性マーカが自動的に検出可能でない、少なくとも１つの２ＤＸ線画像とを含む、
ステップと、
ａ１）前記２ＤＸ線画像のセットから、前記キャリブレーションファントムの少なくとも１つの放射線不透過性マーカが自動的に検出される参照画像を選択し、そして、該参照画像の各々における各検出される放射線不透過性マーカの２Ｄ位置を決定するステップであって、全ての残余の画像は非参照画像として分類される、ステップと、
ａ２）各参照画像中の前記放射線不透過性マーカの前記３Ｄ位置の投影と前記参照画像中の対応する２Ｄ位置との間の距離が最小限化されるように、前記Ｘ線撮像システムの予め決定された投影幾何学データを用いて、前記キャリブレーションファントムの少なくとも１つの放射線不透過性マーカの前記既知の３Ｄ位置と少なくとも２つの異なる参照画像中に検出される前記放射線不透過性マーカの前記対応する２Ｄ位置との間の位置合わせを最適化することによって、前記Ｘ線撮像システムの座標系と前記キャリブレーションファントムの前記座標系との間の最適な等長変換を演算するステップと、
ａ３）前記最適な等長変換を前記キャリブレーションファントムの前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカの前記３Ｄ位置に適用して、前記Ｘ線撮像システムの前記座標系内のそのそれぞれの変換された３Ｄ位置を決定するステップと、
ａ４）調節される投影幾何学データを用いた前記変換される３Ｄ位置の前記投影が、対応する放射線不透過性マーカの前記２Ｄ位置と最適に適合するように、前記参照画像の各々のために、前記参照画像中で検出される前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカの前記２Ｄ位置及び前記変換される前記キャリブレーションファントムの前記放射線不透過性マーカの３Ｄ位置から、前記調節される投影幾何学データを演算するステップと、
ａ５）前記参照画像のみから十分な品質を備える３Ｄ画像を再構築する能力の有無を決定する再構築性基準を計算するステップと、
ｂ）それぞれの幾何学データを備える前記２ＤＸ線画像の少なくとも一部を用いることによって前記Ｘ線撮像システムの前記座標系内で初期３Ｄ画像を演算するステップであって、該演算は、
−  前記ステップａ５）において計算される前記再構築性基準を満足するならば、それぞれの調節される投影幾何学データを備える前記参照画像を用いることによって、或いは
−  前記ステップａ５）において計算される前記再構築性基準を満足しないならば、それぞれの調節される投影幾何学データを備える前記参照画像及びそれぞれの予め決定された投影幾何学データを備える前記非参照画像を用いることによって、
実施されるステップと、
ｃ）前記初期３Ｄ画像を前記非参照画像の上に投影し、そして、画像間位置合わせ技法を用いた前記初期３Ｄ画像の前記投影との前記非参照画像の位置合わせによって、前記非参照画像の前記それぞれの投影幾何学データを調節するステップと、
ｄ）それぞれの調節される投影幾何学データを備える２ＤＸ線画像の完全なセットを用いて、更新される３Ｄ画像を演算するステップと、
を実行するように構成される、
方法。
【請求項２】
前記ａ１）乃至ｄ）のステップの１つ又は幾つかは、２ＤＸ線画像位置合わせ品質測定値が所定の閾値より下になるまで或いは所定数の反復に達するまで反復される、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記選択ステップａ１）の前記反復は、自動的に検出される放射線不透過性マーカの数を向上させるために、前記位置合わせステップａ２）が行わされた後に、前記キャリブレーションファントムの前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカの前記投影を用い、前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカの位置は、前記Ｘ線撮像システムの前記座標系内で知られている、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカは、ボール形状又はニードル形状である、請求項１乃至３のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項５】
前記キャリブレーションファントムは、光学ローカライザによって検出される反射性材料で覆われる放射線不透過性マーカを含む、請求項１乃至４のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項６】
前記キャリブレーションファントムは、外科インプラントを含む、請求項１乃至５のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
前記少なくとも１つの放射線不透過性マーカは、外科ナビゲーションシステム内に埋め込まれる電磁位置特定装置の送信器又は受信器として使用可能な電磁コイルを含む、請求項１乃至６のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
前記キャリブレーションファントムは、ボール形状の放射線不透過性マーカ、ニードル形状の放射線不透過性マーカ、及び電磁コイルの組み合わせを含む、請求項１乃至７のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項９】
前記ステップａ２）は、前記予め決定された投影幾何学データに従って逆投影される前記参照画像中に検出される放射線不透過性マーカの２Ｄ位置と前記キャリブレーションファントムの前記放射線不透過性マーカの３Ｄ位置との最良の適合をもたらす、前記変換を演算することによって達成される、請求項１乃至８のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
前記キャリブレーションファントムの１つの放射線不透過性マーカのみが少なくとも２つの２Ｄ画像上で検出され、前記ステップａ２）における前記変換は、平行移動である、請求項１乃至９のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１１】
前記ステップａ４）において、各参照画像のための前記投影幾何学データの演算のために前記予め決定された投影幾何学データに適用される変更が、画像検出器と平行な平面内のＸ線源の位置の変更で構成される、請求項１乃至１０のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１２】
前記ステップｃ）において、前記非参照画像の前記予め決定された投影幾何学データに適用される調節は、画像検出器と平行な平面内の平行移動及び回転に限定される、請求項１乃至１１のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１３】
前記ステップａ１）において、少なくとも１つの放射線不透過性マーカが、互いに少なくとも１５°の角度をもたらす前記取得される２ＤＸ線画像の少なくとも２つにおいて自動的に検出される、請求項１乃至１２のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１４】
前記キャリブレーションファントムは、１つだけの又は２つの放射線不透過性マーカを含む、請求項１乃至１３のうちのいずれか１項に記載の方法。
【請求項１５】
前記キャリブレーションファントムは、前記再構築される３Ｄ画像における外科器具のナビゲーションを可能にする位置特定素子を含む、請求項１乃至１４のうちのいずれか１項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、一般的には、医療Ｘ線撮像システムに関し、具体的には、一連の２Ｄ（二次元）投影画像から再構築される３Ｄ（三次元）画像の品質を改良する方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療外科処置及びインターベンション中にＸ線撮像システム（Ｘ線画像化システム）が頻繁に用いられて、解剖学的状況並びに／或いは外科器具の位置及び向きについての画像に基づく情報を医者に提供する。
【０００３】
これらの装置は、典型的には、Ｘ線の経路に沿って重ね合わせられる異なる構造を備える二次元投影画像をもたらす。
【０００４】
術中設定における使用のためのそのような装置の典型的な例は、可動式に或いは静止的に用いられ且つ本質的にベースフレームで構成される所謂Ｃアームであり、ベースフレームには中間関節（継手）を備えるＣ形状アームが取り付けられ、中間関節はＣ形状アームを幾つかの自由度に沿って空間内で動かすのを可能にする。
【０００５】
Ｃ形状アームの一端はＸ線源を支持し、他端は画像検出器を支持する。
【０００６】
これらの２Ｄ画像によって提供される限定的な情報の故に、３Ｄ撮像技法は過去数十年に亘って必須になってきている。
【０００７】
コンピュータ断層撮影法は、放射線医学部門において３Ｄ再構築のために用いられる確立した部類の静止Ｘ線撮像システムであるが、これらの装置は、一般的には、手術室の内側で使用可能でない。
【０００８】
近年は二次元検出器を用いるコーンビーム再構築技法としても知られる断層撮影再構築技法に益々の関心を見ている。例えば、これらの再構築技法の背景情報を非特許文献１及び非特許文献２に見出し得る。
【０００９】
上述のＣアームが一連の２Ｄ画像を自動的に取得すること及び前記コーンビーム再構築技法（非特許文献３−１３）に基づく後続の３Ｄ画像再構築によって三次元情報を提供するのを可能にするよう、特別な努力が行われている。
【００１０】
近年、所謂コーンビームコンピュータ断層撮影システムが導入されて、閉塞トーラスの内側に含められる画像平面及び源の完全な回転を単に創り出すことによって、例えば、歯科用途のために、患者の部分の３Ｄ画像を生成している。これはＣアームの特別な設計と見られ得る。
【００１１】
空間分解能、幾何学的忠実度等に関して、高品質の３Ｄ画像を得るために、投影幾何学、即ち、再構築のために用いられる２Ｄ画像についての一般的な参照システム(referential  system)における源及び検出器の位置及び向きを正確に知ることが必須である。
【００１２】
しかしながら、それらの操作性の故に、術中の２Ｄ撮像タスクに極めて良好に適合されるが、本来的に３Ｄのために設計されていないＣアームは、それらの開放ガントリ設計の故の十分な精度を伴って、選択される経路に沿って所望の投影幾何を再現するのに、十分に機械的に厳密(rigid)でない。
【００１３】
例えば、関節内に統合されるエンコーダを用いて、自動２Ｄ画像取得中のＣアームの公称軌跡を容易に測定し得る。
【００１４】
しかしながら、ロボット分野における真正の運動学とその公称モデルと同様に、異なる理由のために、現実の軌跡は公称の軌跡と異なる。開放ガントリ設計は、目下の位置／向きに依存して、装置を機械的に歪めさせる、例えば、曲げさせる傾向がある。具体的には、Ｃアームは、動き回る間にドア又は他の物体と衝突しがちであり、Ｃアームの非弾性的な変形を引き起こす。Ｃアームの軸受及び駆動装置の種類に依存して、その独自の質量及びＸ線源及びＸ線検出器の質量の故に、Ｃアームのぐらつきを回避し得ず、公称の軌跡を変更し、それにより、幾何学的誤差として、再構築される３Ｄ画像の空間分解能の制約をもたらす。
【００１５】
これらの問題を克服するために、Ｃアームの撮像幾何を較正するために、即ち、画像を取得するために用いられる軌跡について投影幾何を測定するために、異なる方法が文献から知られている。
【００１６】
ここで用いるとき、投影幾何(projection  geometry)という用語は、検出器位置及び向き、並びに、一般的な参照システムに対するＸ線源位置を包含する。
【００１７】
一般的な技法は、その幾何及びファントム(phantom)のモデルに基づく予測されるマーカ投影が画像内で識別されるマーカの場所と最適に一致するよう、走査を通じて撮られる各画像のための投影幾何全体の正確な決定を可能にする明確なキャリブレーションファントム(calibration  phantom)を用いることに存する。投影幾何全体の決定を可能にするその所要の体積膨張の故にむしろ厄介であるそのようなキャリブレーションファントムを、オンラインで（即ち、各診断的使用の間に）又はオフラインで（診断的使用でない間に）用い得る。
【００１８】
実際には、撮像システムをオフライン較正する一般的なアプローチは、診断画像取得に先立ち放射線不透過性マーカを含む特別なキャリブレーションファントムの画像取得を行うことに存する。ファントムは走査中に静止的なままである。次に、投影画像は、マーカ陰影場所(marker  shadow  locations)及び対応物(correspondences)を画像から抽出するために、事前処理ステップにおいて評価される。この後にキャリブレーションステップ自体が続き、それは、通常、投影幾何の目下の推定に基づく検出マーカ陰影場所と推定マーカ陰影場所との間の二乗平均誤差であることが多い推定誤り計量に基づき、各投影についての投影幾何の最適な推定を構築する。
【００１９】
特許文献１及び特許文献２は、放射線透過性の円筒形チューブで本質的に構成される、そのようなオフラインキャリブレーションファントムを開示しており、異なる大きさの放射線不透過性マーカが正確に知られた位置でその円周に取り付けられる。キャリブレーションプロセス中、一連の画像が画像取得のために選択される軌跡を通じて撮られ、ファントムは、ファントムの再配置を伴わずに、マーカが全ての画像内で見えるように配置される。周知の画像処理方法を用いるならば、マーカ中心が投影画像内で計算され、画像内に陰影をもたらしたファントム内の対応するマーカに標識付けされる、即ち、割り当てられる。十分なマーカ中心が計算され且つ割り当てられるならば、次に、全ての画像についての投影幾何を一般的な参照システム内で演算し得る。
【００２０】
そのようなオフラインファントムを用いるキャリブレーションは、典型的には、システムの第１の臨床的な使用の前に一回実施され、次に、より長い又はより短い間隔で、例えば、６ヶ月毎に実施される。その本質により、この方法は再現性偏差を十分に取り組む。
【００２１】
他方、熱シフト、時間の経過に伴う疲労、使用又は輸送中の装置の衝突に起因する機械的な変形のような、投影幾何の再現不能な偏差(deviations)を補償し得ない。
【００２２】
偏差をオフラインキャリブレーション中に検出し得るに過ぎないので、２つの繰り返し起こるオフラインキャリブレーションの間のある時に、３Ｄ画像が臨床的な使用のために必要な精度を欠く、という危険性がある。オフライン方法の他の欠点は、３Ｄ再構築のためのＣアームの使用を１つの軌跡、即ち、較正された軌跡のみに制限することである。
【００２３】
再現不能な誤差の補償も可能にするために、異なるオンラインキャリブレーション方法が文献から知られている。
【００２４】
これらの方法は、取得されるべき容積内に配置され且つ３Ｄ画像として再構築される放射線不透過性マーカから成るファントムを用いて、装置の診断的な画像走査の間にキャリブレーションを行うことを目指す。
【００２５】
フルキャリブレーションを目指す、即ち、各取得画像のための完全な投影幾何を決定する放射線不透過性マーカに基づくそのようなオンラインキャリブレーションの一般的な問題の１つは、Ｃアームが、診断的撮像のために、関心の解剖学的領域（ＲＯＩ）が各画像で見えるように位置付けられる、という事実である。
【００２６】
ファントムが正確に同じ位置に配置され得ないのは明らかなので、全ての画像中でファントムの視認性を保証するのは、不可能ではないとしても、困難であるのが普通であり、よって、多くの場合にはフルキャリブレーションを可能にしない。
【００２７】
他の問題は、手術台、外科器具、インプラント等の金属部品のような、極めて放射線不透過性の又は放射線濃度の高い物体が、画像の１つ又はそれよりも多くの内のファントムマーカの１つ又はそれよりも多くを塞ぐことがあることである。
【００２８】
特許文献３は、オンライン円弧形状ファントムを患者の周りに位置付けることによってこの問題を解決することを目指しており、本質的には、上述のオフラインキャリブレーション方法と同じ方法において作動する。しかしながら、潜在的に良好なキャリブレーション精度をもたらすが、このファントムは、患者への外科的アクセスを有意に妨げ、製造し且つ高い機械的精度を維持するのが極めて面倒であり、且つ高価である。
【００２９】
これらの問題を克服するために、オンラインキャリブレーションのための他の方法が提案されている。
【００３０】
特許文献４は、手術台の周りに位置付けられる光学マーカリング(marker  ring)に対する検出器及び源の両方の位置及び向きの決定を可能にする、Ｃ形状アームの両端に取り付けられ光学カメラに基づくオンラインキャリブレーションのための方法を開示している。この方法において必要とされるマーカリングは、患者へのアクセスを複雑化させ、Ｃアーム位置又は向きが調節される度に再配置されなければならない。
【００３１】
特許文献５は、源及び検出器の両方の位置及び向きをキャプチャするために超音波又は電磁追跡システムを用いるオンラインキャリブレーションのための方法を開示している。このシステムは、閉塞及び磁場歪み問題並びにこれらのシステムが臨床的環境において用いられるのを妨げる人間工学的制約を起こす傾向がある。
【００３２】
特許文献６は、Ｃアームの反りを測定するひずみ計に基づくオンラインキャリブレーションのための方法を開示している。このシステムは、時間の経過と共に高度の精度で管理し且つ維持するのが複雑であり、それは全投影幾何を回収し得ず、ある程度の変形をキャプチャするに過ぎない。
【００３３】
特許文献７は、投影画像内の自然な特徴(feature)を用いて、サイノグラム内に見える軌跡偏差を検出し且つ補正することを探究することによって、如何なる追加的な測定器具を省略するキャリブレーション方法を開示している。この方法は理論的には効果的であるが、サイノグラム内で追跡されるべき画像特徴がどのように識別されるのか明らかにされていない。そのような自然の特徴を高度の精度及び再現性で検出する方法は記載されておらず、それはその方法を実際には使用不能にする。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００３４】
【特許文献１】米国特許第６，７１５，９１８号明細書
【特許文献２】米国特許第５，４４２，６７４号明細書
【特許文献３】米国特許第６，０３８，２８２号明細書
【特許文献４】米国特許第６，０７９，８７６号明細書
【特許文献５】米国特許第６，１２０，１８０号明細書
【特許文献６】独国特許出願第１０１３９３４号明細書
【特許文献７】米国特許第７，４９４，２７８号明細書
【特許文献８】米国特許第６，３７０，２２４号明細書
【特許文献９】米国特許第７，６７２，７０９号明細書
【非特許文献】
【００３５】
【非特許文献１】Feldkamp,  L  C.  Davis,  LW.  Kress.  Practical  cone-beam  algorithm.  J.  Optical  Society  of  America.  A  1984,  1,  pp:612-619;  Yves  Trouset,  Didir  Saint-Felix,  Anne
【非特許文献２】Rougee  and  Christine  Chardenon.  Multiscale  Cone-Beam  X-Ray  Reconstruction.  SPIE  Vol  1231  Mecial  Imaging  IV:  Image  Formation  (1990);  B.  D.  Smith,  “Image  reconstruction  from  cone-beam  projections:  necessary  and  sufficient  conditions  and  reconstruction  methods”.
【非特許文献３】Grass,  M.  et  al.  Three-dimensional  reconstruction  of  high  contrast  objects  using  C-arm  image  intensifier  projection  data.  Computerized  medical  imaging  and  graphics  the  official  journal  of  the  Computerized  Medical  Imaging  Society  23,  311-321  (1999).
【非特許文献４】Stubig, Timo et al. “Comparative study ofdifferent intra operative 3-D image intensifiers in orthopedic trauma care.”The Journal of Trauma 66.3 (2009): 821-830.
【非特許文献５】Kendoff,  Daniel  et  al.  “Limitations  and  pitfalls  of  3-D  fluoroscopic  navigation  in  orthopaedic  trauma  surgery.”  Technology  and  health  care  official  journal  of  the  European  Society  for  Engineering  and  Medicine  17.2  (2009):  133-140.  Print.
【非特許文献６】Wndl,  K  et  al.  “Iso-C  (3D0-assisted)  navigated  implantation  of  pedicle  screws  in  thoracic  lumbar  vertebrae.”  Der  Unfallchirurg  2003:  907-913.  Print.
【非特許文献７】Siewerdsen,  J.  H.  “Cone-bean  CT  with  a  flat-panel  detector  on  a  mobile  C-arm:  preclinical  investigation  in  image-guided  surgery  of  the  head  and  neck.  “Proceedings  of  SPIE  5744.II  (2005):  789-797.
【非特許文献８】Siewerdsen,  J.  H.  et  al.  “Volume  CT  with  a  flat-panel  detector  on  a  mobile,  isocentric  C-arm:  pre-clinical  investigation  in  guidance  of  minimally  invasive  surgery.”  Medical  Physics  32.1  (2005):  241-254.
【非特許文献９】Nakashima,  Hiroaki  at  al.  “Comparison  of  the  percutaneous screw  placement  precision  of  isocentric  C-arm  3-dimensional  fluoroscopy-navigated  pedicle  screw  implantation  and  conventional  fluoroscopy  method  with  minimally  invasive  surgery.”  Journal  of  spinal  disorders  techniques  22.7  (2009):  468-472.
【非特許文献１０】Powell,  Michael  F,  Diane  DiNobile,  and  Arra  S  Reddy.  “C-arm  fluoroscopic  cone  beam  CT  for  guidance  of  minimally  invasive  spine  interventions.”  Pain  Physician  2010  51-59.
【非特許文献１１】Kotsianos,  Dorothea  et  al.  “3D  imaging  with  an  isocentric  mobile  C-arm  comparison  of  image  quality  with  spiral  CT.”  European  Radiology  14.9  (2004):  1590-1595.
【非特許文献１２】Hufner,  Tobias  et  al.  “Utility  of  intraoperative  three-dimensional  imaging  at  the  hip  and  knee  joints  with  and  without  navigation.”  The Journal  of  Bone  and  Joint  Surgery  91  Suppl  1  (200):  33-42.
【非特許文献１３】LixuGu,  Terry  Peters.  “3D  Automatic  Fiducial  Marker  Localization  Approach  for  Frameless  Stereotactic  Neuro-surgery  Navigation.”  Proceedings  of  the  International  Workshop  on  Medical  Imaging  and  Augmented  Reality  MIAR  (2004),  pp.  329-336.
【非特許文献１４】Bos,  C.  B.  and  Amir  I.  (1990):  Design  of  fiducials  for  accurate  registration  using  machine  vision,  IEEE  Transactions  on  Pattern  Analysis  and  Machine  Intelligence,  Vol.  12,  n.  12,  pp.  1196-1200.
【非特許文献１５】P.  Besl  and  N.  McKay.  A  method  for  Registration  of  3-D Shapes.  IEEE  Transactions  on  Pattern  Analysis  and  Machine  Intelligence (PAMI), 14(2):  239-256,  February  1992.
【非特許文献１６】M.P. Deshmukh  &  U.  Bhosle,  A  survey  of  image  registration.  International  Journal  of  Image  Processing  (IJIP),  Volume  (5),  Issue  (3),  2011.
【非特許文献１７】Oliveira  FP,  Travares  JM.  Medical  image  registration:  a  review.  Comput  Methods  Biomech  Biomed  Engin.  2012  Mar  22.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００３６】
従って、本発明は、上述の不利点の少なくとも１つを克服することによって、再構築される３Ｄ画像の品質を改良することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００３７】
本発明は、特に、整形外科学、外傷学、及び他の外科的又は診断的な分野において、術中３Ｄ撮像のために用いられる、移動式のＸ線撮像システムに関して、３Ｄ画像の再構築品質を改良する方法を提供する。
【００３８】
当該方法は、
ａ）Ｘ線撮像システムで患者の領域の一連の２ＤＸ線画像（２ＤＸ線画像のセット）を受信するステップと、
ｂ）それらのそれぞれの投影幾何学データを備える２ＤＸ線画像の少なくとも一部を用いることによってＸ線撮像システムの座標系内で初期３Ｄ画像を演算するステップと、
ｃ）２ＤＸ線画像の少なくとも一部の上に初期３Ｄ画像を投影し、そして、画像のそれぞれの投影幾何学データを調節するステップであって、調節は、画像間位置合わせ技法を用いた初期３Ｄ画像の投影との画像の位置合わせを含む、ステップと、
ｄ）それらのそれぞれの調節される投影幾何学データを備える２ＤＸ線画像の完全なセットを用いて更新される３Ｄ画像を演算するステップと、
を含む。
【００３９】
初期３Ｄ画像を演算し、２ＤＸ線画像と初期３Ｄ画像の投影との位置合わせのために初期３Ｄ画像の投影を用いることによって、２ＤＸ線画像の投影幾何学データを調節することが可能である。
【００４０】
故に、調節される投影幾何学データは、公称投影幾何学データによって取り扱われない（カバーされない）Ｘ線撮像システムの源及び検出器の再現不能な位置決め偏差(deviations)を考慮に入れる。
【００４１】
その場合には、より大きな精度を備える更新された画像を演算するために、調節される投影幾何学データを用い得る。
【００４２】
上述のステップは、所要の精度が達成されるまで反復されてよい。
【００４３】
上述の方法は、実際的に及び現実的に用い得るＣアームのオンラインキャリブレーションの一般的な解決策をもたらし、よって、既知の方法に対して３Ｄ画像再構築の精度及び鮮明さの有意な改良をもたらす。そのようにして、本発明は、今日の装置において既知の問題、即ち、３Ｄ再構築の十分な精度及び忠実度の欠如、或いはオンラインキャリブレーション改良のために目下のところ利用可能なファントムの臨床的適用性の欠如を克服する。加えて、本発明は、撮像装置がその公称キャリブレーションに対して僅かに変形させられるという問題のみならず、例えば、呼吸に起因する、画像取得中に起こることがある患者動作の一部が補償されなければならないという問題も解決することを意図する。
【００４４】
公称パラメータが不充分な精度で知られているとしても用い得る、方法の確固さ(robustness)及び精度(accuracy)を強化するために、幾つかのマーカが用いられる。本発明は、取得される２Ｄ画像の完全なセットの可変のサブセット内で検出可能な可変量の放射線不透過性マーカによってもたらされる情報に基づき、本発明に従って、設計、エンコーダ又はオフラインキャリブレーション方法から知られる、公称投影幾何学データを調節することによって、各取得される２Ｄ画像についての投影幾何学データを改良することによって再構築３Ｄ画像の品質又は体積を増大させることを可能にする。その具体的な実施態様では、少なくとも１つのマーカが必要とされる。この文章において、「検出可能」は、それぞれのマーカを所与の画像中でソフトウェアによって自動的に検出し得ることを意味する。何故ならば、それは前記画像について視野内にあり、骨のような身体構造によって部分的に又は全体的に隠されていないからである。故に、マーカは幾つかの画像中で検出可能であり得るが、他の画像で検出可能であり得ない。
【００４５】
本発明の第１の特徴において、３Ｄ再構築は、患者の領域の２ＤＸ線画像のセットを用い、放射線不透過性マーカを含むキャリブレーションファントムが、２ＤＸ線画像のセットの取得中に検査されるべき患者の解剖学的領域に近接して配置される。
【００４６】
ファントムは、侵襲的に、例えば、クランプ、ねじ又はピンを介して、又は、非侵襲的に、例えば、接着性パッチを用いて、患者に取り付けられてよい。放射線不透過性マーカは、数において異なり得るし（少なくとも１つの放射線不透過性マーカが必要である）、放射線不透過性マーカは、ボール形状又はシリンダ形状のような、異なる形状であり得る。
【００４７】
１つの実施態様において、放射線不透過性マーカは、ボール形状である。
【００４８】
他の実施態様において、放射線不透過性マーカは、ニードル形状である。
【００４９】
１つの実施態様において、キャリブレーションファントムは、光学ローカライザによって検出される反射性材料によって覆われる放射線不透過性マーカを含む。
【００５０】
１つの実施態様において、キャリブレーションファントムは、外科インプラントを含む。
【００５１】
他の実施態様において、放射線不透過性マーカは、電磁コイルによって構成され、電磁コイルは、外科ナビゲーションシステム内に埋め込まれる電磁局所化装置の送信器又は受信器を構成するために用いられる。
【００５２】
他の実施態様において、放射線不透過性マーカは、ボール形状のマーカ、ニードル形状のマーカ、及び／又は電磁コイルの組み合わせである。
【００５３】
キャリブレーションファントム内に組み込まれる支持構造を用いることによって、マーカは互いに一定の空間的な関係を有し、それは設計によって或いは度量衡測定によって知られる。そのような度量衡測定は、第１の使用の前に並びに反復的な間隔で行われるのが好ましい。他の好適な実施態様において、マーカの相対的な位置のそのような度量衡測定は、（光学的、電磁的などの）３Ｄ局所化装置を用いて、正に画像取得の開始時に行われ、そのような３Ｄ局所化装置は、任意の標準的なナビゲーションシステムの構成部品である。
【００５４】
本発明が標的とする典型的なＸ線撮像システムは、Ｘ線源及び画像検出器を空間内で位置付け且つ方向付ける複数の自由度を備える移動式のアームによって支持されるＸ線源及び画像検出器と、データ処理ユニットとを含む。
【００５５】
走査中、２Ｄ画像のセットが取得され、各２Ｄ画像は源−検出器対の僅かに異なる位置に対応する。
【００５６】
検査下の解剖学的構造に加えて、ファントムマーカによって収集されるＸ線陰影が、取得した２Ｄ画像のサブセットの上に現れるのに対し、ソフトウェアによって検出されるマーカ陰影を含む２Ｄ画像の数は、ファントムの幾何学的構成及び操作中の源−検出器対の軌跡に対するその位置に依存する。
【００５７】
他方、少なくとも１つの２Ｄ画像は、如何なる自動的に検出可能なマーカをも含まない。
【００５８】
走査後、第１のステップにおいて、ソフトウェアによって自動的に検出され得るマーカを含む全ての画像が選択され、それらの画像内の全ての検出されるマーカの位置は、データ処理ユニットによって精密に計算される。自動的に検出されるマーカを含むそのような画像は参照画像(reference  images)として識別されるのに対し、残余の画像は非参照画像(non-reference  images)とみなされる。
【００５９】
次に、各参照画像中のマーカの３Ｄ位置の投影と前記参照画像中の対応する２Ｄ位置との間の距離が最小限化されるよう、前記Ｘ線撮像システムの公称投影幾何学データを用いてキャリブレーションファントムの少なくとも１つのマーカの既知の３Ｄ位置と少なくとも２つの異なる参照画像中に検出される前記マーカの対応する２Ｄ位置との間の位置合わせを最適化させることによって、Ｘ線撮像システムの座標系とキャリブレーションファントムの座標系との間の最適な等長変換(rigid  transformation)が演算される。
【００６０】
前記最適な等長変換は、キャリブレーションファントムの前記少なくとも１つのマーカの３Ｄ位置に適用されて、Ｘ線撮像システムの座標系内のそのそれぞれの変換された３Ｄ位置を決定する。
【００６１】
参照画像の各々について、調節される投影幾何学データを用いた前記変換された３Ｄ位置の投影が、対応するマーカの２Ｄ位置と最適に適合するよう、調節される投影幾何学データが、前記参照画像中で検出される少なくとも１つのマーカの２Ｄ位置及び前記変換された３Ｄファントムマーカ位置から演算される。
【００６２】
次に、参照画像のみから十分な品質を備える３Ｄ画像を再構築する能力を特徴付ける再構築性基準が計算される。
【００６３】
ステップｂ）において、Ｘ線撮像システムの座標系内の初期３Ｄ画像の演算は、
−  再構築性基準を満足するならば、それらのそれぞれの調節される投影幾何学データを備える参照画像を用いることによって、或いは
−  再構築性基準を満足しないならば、それらのそれぞれの調節される投影幾何学データを備える参照画像及びそれらのそれぞれの公称投影幾何学データを備える非参照画像を用いることによって、
実施される
【００６４】
ステップｃ）において、初期３Ｄ画像が非参照画像の上に投影され、非参照画像のそれぞれの公称投影幾何学データが、画像間位置合わせ技法を用いた前記投影された３Ｄ画像との前記非参照画像の位置合わせによって調節される。
【００６５】
ステップｄ）において、更新される３Ｄ画像の演算は、それらのそれぞれの調節される投影幾何学データを備える２ＤＸ線画像の完全な取得セットを用いる。
【００６６】
１つの実施態様によれば、上述のステップの１つ又は幾つかは、位置合わせ品質測定値が所定の閾値より下になるまで或いは所定の数の反復に達するまで反復される。
【００６７】
選択されるステップが反復されるとき、新しい反復は、自動的に検出されるマーカの数を向上させるために、その位置が前の位置合わせステップが行われた後にＸ線撮像システムの座標系内で知られる、ファントムの少なくとも１つのマーカの投影を用いる。
【００６８】
１つの実施態様によれば、最適な等長変換は、前記公称投影幾何学データに従って逆投影される、前記参照画像中に検出されるマーカの２Ｄ位置と３Ｄファントムマーカ位置との間の最良の適合として演算される。
【００６９】
１つの具体的な実施態様によれば、前記キャリブレーションファントムのうちの少なくとも１つだけが少なくとも２つの２Ｄ画像上で検出され、最適な等長変換は平行移動である。
【００７０】
１つの実施態様によれば、各参照２Ｄ画像のための公称投影幾何学データに適用される変更は、画像検出器と平行な平面内のＸ線源の位置の変更で構成される。
【００７１】
１つの実施態様によれば、ステップ（ｃ）において前記非参照画像の公称投影幾何学データに適用される調節は、画像検出器と平行な平面内の平行移動及び回転に限定される。
【００７２】
１つの実施態様によれば、少なくとも１つの放射線不透過性マーカは、前記取得される２ＤＸ線画像のうちの少なくとも２つにおいて自動的に検出され、それは互いに少なくとも１５°の角度を形成する。
【００７３】
１つの実施態様によれば、キャリブレーションファントムは、１つ又は２つの放射線不透過性マーカのみを含む。
【００７４】
１つの実施態様によれば、キャリブレーションファントムは、再構築３Ｄ画像中の外科器具のナビゲーションを可能にする局所化素子を含む。
【００７５】
本発明の更なる特徴、効果、及び利点は、添付の図面を参照して後続する詳細な記述から明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１ａ】多数の自由度を備えるＸ線撮像の例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図１ｂ】検査下の患者に取り付けられたファントムを備えるＸ線撮像システムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図２】放射線不透過性マーカ及びクランプ固定を備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図３】放射線不透過性マーカ及びピン固定を備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図４】放射線不透過性マーカ及び接着性パッド固定を備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図５】放射線不透過性マーカ及び弓形状支持体を備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図６】異なる直径を有する２つのボール形状放射線不透過性マーカを備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【図７】１つのボール形状放射線不透過性マーカを備えるファントムの例示的な実施態様を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００７７】
図１ａは、Ｘ線源２２と、Ｘ線検出器２４と、Ｃ形状アーム２６と、ローラ３０が取り付けられたシャーシ２８とを含む、移動式のＸ線撮像システム２０の１つの実施態様を描写している。
【００７８】
Ｘ線源２２は、Ｃ形状アーム２６の一端に取り付けられ、Ｘ線検出器２４は、
Ｃ形状アーム２６の他端に取り付けられている。
【００７９】
Ｘ線源２２及びＸ線検出器２４は、当該術分野において既知の方法においてＣ形状アーム２６の対向端で互いに面し合って取り付けられている。
【００８０】
検出器２４によってキャプチャ（捕捉）される２Ｄ画像を、直接的な視認性のために図面に示していないグラフィックディスプレイに送信し得る。
【００８１】
２Ｄ画像は、Ｘ線撮像システムのデータ処理ユニットのメモリ内に格納されてもよい。
【００８２】
前記データ処理ユニット（図示せず）は、具体的には、一組の取得した２Ｄ画像から３Ｄ画像を演算(compute)する、異なる座標系の間の変換を演算する等のように構成される、プロセッサを含むのが典型的である。
【００８３】
データ処理ユニットは、取得画像、撮像システムのパラメータ（具体的には、公称投影幾何学データ）、及び演算(computations)の結果を格納する、メモリを更に含む。
【００８４】
図１ａが更に例示するように、Ｃ形状アーム２６は、ホルダ３２に取り付けられ、ホルダ３２は、Ｃ形状アーム２６がホルダ３２内を摺動する間に、Ｃ形状アーム３２がその円周に沿って動くのを可能にし、それにより、矢印３４によって示すような軌道回転を達成する。
【００８５】
ホルダ３２は、水平ガイド３６にリンクされて、矢印４４によって示すようなＣ形状アーム２６の水平方向の並進動作及び矢印４０によって示すような角回転軸３８の周りの角回転を可能にする。
【００８６】
水平ガイド３６は、矢印４６によって示すようなＣ形状アーム２６の垂直方向の並進（平行移動）動作のために、垂直コラム４２に取り付けられている。
【００８７】
表１は、撮像システムがその異なる関節（継手）を用いて提供する自由度を要約している。
【表１】
0006526688.tif 000002
【００８８】
撮像システムがその関連する自由度で上述の運動学を正確に実施することは本発明にとって重要でなく、むしろ多数の自由度を備える多くの可能なアーキテクチャを選択し得ることが留意されるべきである。
【００８９】
例えば、撮像システムが垂直コラム４２の周りに追加的な回転自由度を含むことが可能であり、これは本発明に対して如何なる影響をも有さない。撮像システムは、Ｃ形状平面に対して直角に、フロア上で移動式装置の並進も含み得る。
【００９０】
Ｃ形状アームの機能がSiemensからのSyngo装置のような多軸ロボットによって遂行されるアーキテクチャ、又は、例えば  Imaging  Science  Internationalからのi-CATシステムのような歯科学において用いられる単純な円錐ビームコンピュータ断層撮影法（ＣＢＣＴ）アーキテクチャを用いることも可能である。
【００９１】
関節の一部又は全部は、当該技術分野において既知であるような図示されていない位置エンコーダを備える。エンコーダとの組み合わせにおいて又はエンコーダの代わりにジャイロスコープ及び加速度計で構成される幾つかの地球規模追跡システム(global  tracking  system)を用いることも可能である。
【００９２】
これらのエンコーダの測定値をＸ線撮像システム２０のデータ処理ユニットに送信し得る。
【００９３】
本発明の特定の実施態様では、関節の一部又は全部を個別に或いは組み合わせにおいてブレーキ（制動機）によって係止（ロック）し得る。
【００９４】
特定の実施態様において、異なる関節の調節は、図面に示されていないモータを用いて実施される。
【００９５】
データ処理ユニットによってモータを制御してよい。
【００９６】
好適な実施態様によれば、一組の２ＤのＸ線画像の少なくとも一部の上で検出可能なマーカを提供するために、キャリブレーションファントム(calibration  phantom)が用いられる。
【００９７】
図１ｂは、患者テーブル５２の上に横たわる患者５０に取り付けられるキャリブレーションファントム４８を描写している。
【００９８】
移動式のＸ線撮像システム２０は、走査中の撮像システム２０の動作が妨げられないよう、即ち、衝突が起こらないよう、患者テーブル５２、患者５０、及びファントム４８に対して位置付けられる。
【００９９】
キャリブレーションファントムは、以下の構成要素を有する。
【０１００】
例えば、ボール、シリンダ、薄いチューブ、又はそれらの組み合わせのような、既知の形状を備える、鋼、チタン、タンタル、又はアルミニウムから作製される、１つ又はそれよりも多くのＸ線不透過性マーカが、キャリブレーションプロセスのための機能的構成部品を構成する。マーカは外科器具又はインプラントの既知のモデルに対応する複雑な形状を有してもよい。
【０１０１】
１つの好適な実施態様において、全てのマーカは、マーカとの間の一定の既知の空間的関係を構築し且つ維持するために、例えば、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥ）又はプレキシガラス（登録商標）又は炭素繊維のような、実質的に放射線透過性の支持構造に剛的に取り付けられる。全てのマーカの位置は、キャリブレーションファントムにリンクされる座標系４９における度量衡測定又は設計によって正確に知られる。そのような度量衡測定は、第１の使用の前に行われ、そして、反復的な間隔で行われるのが好ましい。他の好適な実施態様において、マーカの相対的な位置のそのような度量衡測定は、（光学的、電気磁気的などの）３Ｄ局所化装置(localization  device)を用いて画像取得の開始時だけに行われ、そのような３Ｄ局所化装置は、任意の標準的な外科ナビゲーションシステムの構成部品である。
【０１０２】
キャリブレーションファントムは、マーカ形状及び大きさにおける相違が、互いに対するマーカの既知の相対的な位置付けと共に、それらがＸ線投影画像内に生成する陰影(shadow)からそれらを識別するのを可能にするように、設計される。Ｘ線又はビデオ画像上でマーカを自動的に検出し且つ識別する多数の方法が文献中に記載されている。
【０１０３】
特定の実施態様において、キャリブレーションファントムは、走査中にマーカを患者に支持する支持構造を取り付ける取付具を更に含む。前記取付具は、走査の器官を通じて検査されるべき解剖学的構造とＸ線キャリブレーションファントムとの間の安定的な空間的関係を創り出す。以下に説明するように、取付具は、撮像されなければならない患者の領域に依存して並びに固定解決策の侵襲性についての考察にも基づき、開業医によって選択され得る、様々な実施態様及び形状を含んでよい。
【０１０４】
特定の実施態様において、キャリブレーションファントムは、支持構造に剛的に接続される局所化構成部品(localization  component)を更に含み、局所化システム(localization  system)を用いて、ファントムの及びそれと一緒に空間内の座標系４９の位置の検出を可能にする。これは３Ｄ再構築を、例えば、特許文献９に記載するような外科ナビゲーションシステムに直接的に相関させることを可能にする。
【０１０５】
局所化システムは、受動反射マーカを用いた光学、能動放射マーカを用いた光学、電磁気、ジャイロスコープ、加速度計、ＲＦＩＤ、超音波等のような、単独で或いは組み合わせにおいて用いられる異なる技術に基づいてよく、局所化構成部品は、相応して異なる。
【０１０６】
１つの好適な実施態様において、キャリブレーションファントムは、外科ナビゲーションシステムの一部である局所化装置の送信器及び／又はセンサである電磁コイルを含む。従って、電磁センサ又は送信機を備える外科器具を、キャリブレーションファントムに取り付けられる座標系に対して直接的に局所化し得る。本発明の方法を用いるならば、再構築３Ｄ画像は、ファントムに取り付けられる座標系において知られる。従って、多くの可能な２Ｄ又は３Ｄ視覚化形態を用いて再構築３Ｄ画像上で直接的に外科器具位置及び向きを表示し且つナビゲートし得る。マーカの自動化された検出及び標識化の精度及び容易さを強化するために、追加的な球形マーカ又は線形マーカを加え得る。前記好適な実施態様において、キャリブレーションファントムは、再構築３Ｄ画像内での外科器具のナビゲーションを可能にする局所化素子を含む。同じ原理が光学ローカライザに当て嵌まる。
【０１０７】
図２は、キャリブレーションファントム４８の例示的な実施態様を図式的に例示しており、取付具はクランプ５４で構成されている。
【０１０８】
球形状の放射線不透過性マーカ５６が支持構造５８に取り付けられ、支持構造５８自体はクランプ５４に接続されている。
【０１０９】
クランプ５４は椎体６０に取り付けられ、キャリブレーションファントムと前記椎体６０との間の剛的な空間的関係を構築する。
【０１１０】
局所化構成部品５９は電磁コイルを含み、電磁局所化システム（図示せず）に接続され、それにより、ファントム４８の位置の決定を可能にする。
【０１１１】
図３は、キャリブレーションファントム４８の例示的な実施態様を図式的に例示しており、取付具は複数のピン６２で構成されている。
【０１１２】
放射線不透過性マーカ６４が支持構造６６に取り付けられ、支持構造６６はピン６２を用いてファントム４８を患者５０に取り付けるための送り孔６８を更に含む。複数の送り孔が用いられ、ピンは、壁内の鋲のように、圧力を適用することによって患者の骨の中に単に挿入される、鋭利な先端を有し、剛性は、多数のピンによって創り出される。支持構造６６は、提示されていない電磁センサ又は送信機を含んでもよい。図４は、キャリブレーションファントム４８の例示的な実施態様を図式的に例示しており、取付具は接着パッチ７０で構成されている。
【０１１３】
放射線不透過性マーカ７２が支持構造７４に取り付けられる。支持構造７４にしっかりと固定される接着パッチ７０を、解剖学的構造、例えば、患者５０の皮膚に接着的に取り付け得る。
【０１１４】
多数の球形マーカ７２が提示されている。
【０１１５】
１つの好適な実施態様において、マーカ５６、６４又は７２の一部又は全部は、外科ナビゲーションシステムの光学ローカライザによって追跡されるべき反射性材料によって覆われる。他の好適な実施態様において、球形マーカ５６、６４又は７２は、光学外科ナビゲーションにおいて一般的に用いられる修正された反射性球体であり、例えば、金属球体が（Ontario,  CanadaのNorthern  Digital  Inc.によって製造されているような）逆反射テープによって覆われた標準的なナビゲーションプラスチック球体の中心に挿入される。
【０１１６】
他の好適な実施態様において、マーカ５６、６４又は７２の一部又は全部は、標準的な反射性プラスチックの非放射線不透過性ボールであってよいが、それらを留めるのが普通であるポストは、ボールがその上に留められるときに反射性ボールの中心と完全に一致する金属ボールを含む。
【０１１７】
他の実施態様において、マーカ５６，６４又は７２は、キャリブレーションのためだけに提供され、それらは、（普通は非放射線不透過性である）標準的なプラスチック球体を含む、６６又は７４のような、剛体の一部を成す。
【０１１８】
好適な実施態様において、キャリブレーションファントムは、外科ナビゲーションシステムの光学ローカライザを用いて特異な剛体位置及び向きを定める３つ又は４つの反射性球体のみを含み、各反射性球体の内側は、上述の技法のうちの１つを用いて、放射線不透過性の小球体を含む。この発明において記載したようなＣアームのキャリブレーションを得ることが予期され、それが光学外科ナビゲーションシステムにおいて同時に用いられるときに、従来的な追跡を得ることが予期されるならば、これはキャリブレーションファントムのための最小構造を提示する。
【０１１９】
しかしながら、１つの好適な実施態様では、１つのマーカのみが接着性パッチに固定され、それは使用するのを極めて簡単にし、製造するのを安価にする。
【０１２０】
他の好適な実施態様では、２つのマーカが接着性パッチに固定され、多数の２Ｄ画像が体軸の周りで取得されるときにマーカが重なり合わないよう、体軸と平行な線内に配置される。
【０１２１】
患者の皮膚に固定される接着性パッチに固定される小数のマーカを用いることは、非侵襲的である利点を有し、従って、外科インターベンションが行われない或いは外科ナビゲーションが用いられることが意図されない純粋に診断的な検査において使用できる。
【０１２２】
その場合、方法の精度は、接着性パッチが固定される皮膚の部分と関心の解剖学的構造との間の相対的な安定性に依存する。
【０１２３】
患者の背中に固定される接着性パッチは、患者が画像取得中に呼吸するとしても、例えば、椎骨の正確な画像を得るのに極めて適している。
【０１２４】
この特徴は本発明のいずれの実施態様にも当て嵌まり、有意な利点を提示する。
【０１２５】
撮像されるべき領域に近接し且つ相対的に固定される放射線不透過性特徴を用いるならば、患者の呼吸又は動作の存在においてさえも、３Ｄ再構築の精度は前記領域において向上させられる。
【０１２６】
もちろん、この特徴は幾つかの制限を有し、最終的な精度及び患者動作補償は、マーカが検出される参照画像(reference  images)の数に依存し、画像間位置合わせ技法を用いて位置合わせされる画像についてのヒストグラムの特性に依存する。
【０１２７】
図５は、その曲率が患者５０の背中の曲率と実質的に一致するように曲げられるフレームのような形状の支持構造７８を備える、キャリブレーションファントム４８の好適な実施態様を例示している。その外部形状に適合させるために、その原理を体の如何なる解剖学的部分にも展開し得る。この場合、上述の取付具を省略してよい。放射線不透過性マーカ８０が支持構造７８に取り付けられる。このファントム設計の利点は、ＲＯＩ自体を自由に維持しながら、関心の領域（ＲＯＩ）が放射線不透過性マーカによって取り囲まれ、それにより、走査中にＲＯＩに近接し且つ撮像されるマーカの数を最大限化しながら、外科医によるＲＯＩへの妨げられない外科的アクセスを可能にするという事実である。
【０１２８】
理論的には、少なくとも２つの画像中で検出可能な１つだけのマーカを備えるファントムは、結果として得られる３Ｄ再構築の品質を既に増大させ得るが、より多くのファントムマーカを用いることは、キャリブレーションの精度を増大させ、それにより、再構築３Ｄ容積の品質を増大させる。
【０１２９】
他方、２ＤのＸ線画像中の相互のマーカの重なり合いの可能性が同時に増大させられる。
【０１３０】
完全に又は部分的に重なり合うカーマ陰影は、それらを識別し且つそれらの位置を正確に検出するのをより困難にし、或いは不可能にさせするので、それらの有用な数は限定される。
【０１３１】
好適な実施態様において、取得される画像の少なくとも半分は、少なくとも５つの検出可能なマーカを含み、少ない割合の画像は非参照画像(non-reference  images)である。図３に示すような典型的なファントム設計において、マーカ６４の合理的な数は、５〜１５の間である。それらは、軸６５に沿う座標が各マーカについて異なるように、支持構造６６上に配置される。典型的な軌道走査動作について、ファントムは、軸６５が撮像システム２０の軌道回転軸と本質的に平行であるように、位置付けられる。両方の軸が完全に平行でないとしても、マーカ陰影の重なり合いを回避し得る。
【０１３２】
３Ｄ走査の間、２ＤＸ線画像のセットが患者５０に対する撮像システム２０の異なる所定の位置で撮られる。
【０１３３】
１つの好適な実施態様において、走査中の撮像システム２０の動作は、ローラ３０を用いたフロア移動を含む全ての他の自由度が係止（ロック）された、モータ駆動される純粋な軌道回転であるのに対し、所定の位置は、位置エンコーダで測定される等距離の軌道関節位置に対応する。
【０１３４】
しかしながら、本発明の範囲はこの走査動作に限定されず、多次元走査動作及び非等距離走査位置について同様に作動することを印すのは重要である。
【０１３５】
撮像システム２０の全ての関節についての一連の位置エンコーダ値（位置エンコーダ値のセット）に対応する各所定の位置について、Ｘ線源２２の焦点の位置並びに画像検出器２４の位置及び向きは、臨床的使用の前にシャーシ２８（図１ｂを参照）にリンクされる座標系２９において決定され、ルックアップ表（ＬＵＴ）内に格納される。
【０１３６】
公称投影データをもたらす、即ち、画像取得中に実際の幾何からの撮像システムの初期設定される投影幾何学データの変更を考慮に入れずに、設計、度量衡又はオフラインキャリブレーションによって知られ、且つ、材料疲労、機械的変形、振動、機械的遊び等によって引き起こされる、撮像システムの初期設定される投影幾何を記述するデータをもたらす、これらのデータを、異なる方法において集め得る。
【０１３７】
１つの好適な実施態様において、これらの公称投影幾何学データは、最新技術において知られるように、オフラインキャリブレーションファントムを備えるＣアームの臨床的な使用に先立って決定される。
【０１３８】
そのようなキャリブレーション方法を用いることは、設計によって知られるに過ぎない値に対するＸ線源２２及び画像検出器２４の再現可能な位置偏差を考慮に入れるという利点を有する。
【０１３９】
記載されるように、本発明はマーカを用いて有利に実施される。
【０１４０】
そのため、放射線不透過性マーカを含むキャリブレーションファントムが用いられる。そのような実施態様において、３Ｄ画像を生成することは、以下のステップを含む。
ａ）本発明によって取り扱われることを意図しない初期的なステップにおいて、放射線不透過性マーカがＲＯＩ、即ち、その３Ｄ画像が再構築されるべき解剖学的領域に近接するように、キャリブレーションファントム４８を患者に取り付ける。
【０１４１】
少なくとも２つの２ＤのＸ線画像が、少なくとも１つの検出可能な放射線不透過性マーカを含まなければならないが、典型的には、２つよりも多くの画像は、１つよりも多くのマーカを含む。
【０１４２】
しかしながら、各々が１つだけの検出可能なマーカを含む、２つだけの画像の場合、前記画像は、キャリブレーションによって３Ｄ再構築を向上させるために、第１の画像に対する第２の画像の十分な投影に関する面外情報(projective  out-of-plane  information)をもたらすよう、互いに対して十分に角度付けられなければならない。実際には、２つの画像の間の角度は、少なくとも１５°でなければならない。
【０１４３】
次に、撮像システム２０は位置付けられ、その関節は、撮像システムと患者、ファントム、患者テーブル、又はその近傍に存在するあらゆる他の物理的な物体との間の如何なる衝突もなく、走査のために必要とされるＲＯＩの周りの軌道回転動作を実施し得るように、調節される。軌道回転動作をＣアームの複雑な軌道と置換し得ることに留意のこと。
【０１４４】
ｂ）次に、撮像システム２０の軌道回転中に、前記所定の位置で、Ｘ線投影（２Ｄ）画像のセットを取得する。前記画像のセットは、データ処理ユニットのメモリ内に格納されてよい。
【０１４５】
ｃ）次のステップにおいて、その物体に属する（それらのグレーレベル値によって重み付けられた）全ての画素（又は単に固定値に割り当てられる閾値よりも上の画素）を用いるグレーレベルにおいて物体の中心の座標を計算(calculate)する標準的な画像処理技法を用いて、データ処理ユニットによる対応するファントムマーカの自動識別を可能にするマーカ陰影を求めて、全ての２Ｄ画像を探索（サーチ）する。例えば、ボール形状のマーカについて、データ処理ユニットは、閉塞輪郭についての画像を確認し、識別される閉塞輪郭の真円度及び大きさを評価する。更なる詳細は、例えば、特許文献８及び特許文献２中に見出され得る。シリンダ又はチューブから成るマーカの投影に対応する線又は曲線の中心（即ち、前記線又は曲線の中央）を検出するために、類似の技法が用いられる。マーカを構成する送信器又は電磁センサのコイルの縁（エッジ）を検出するために、周知の技法が用いられる。
【０１４６】
２Ｄ画像中の識別されるマーカ陰影の正確な位置の計算(calculation)は、例えば、非特許文献１４及び非特許文献１５に記載されるように、その中心を演算することによってデータ処理ユニットによって実施される。
【０１４７】
マーカの少なくとも１つを自動的に検出し得る、即ち、ファントムマーカの少なくとも１つについて、画像中の一連の画素をそれに割り当て得る、そして、その位置を決定し得る、画像を、参照画像(reference  images)と呼ぶ。
【０１４８】
残余の画像、即ち、マーカを自動的に検出し得ない画像を、非参照画像(non-reference  images)と呼ぶ。正に、幾つかの理由のために、取得される一連の画像の全てにおいて、全てのマーカが実際に識別可能であるとは限らず、よって、全ての投影画像が、参照画像であるとは限らない。この現象を考慮に入れることは、本発明の基礎である。
【０１４９】
第１に、１つ又はそれよりも多くのマーカは、１つの、より多くの、又は全ての投影画像について、完全に又は部分的に検出器の視野の外側にあることがある。
【０１５０】
第２に、マーカのうちの１つ又はそれよりも多くは、投影画像の１つ又は幾つかにおいて相互に重なりあることがある。
【０１５１】
第３に、１つ又はそれよりも多くのマーカは、金属外科器具、手術台、骨のような患者濃密構造(patient  dense  structures)等のような、投影画像のうちの１つ又はそれよりも多くにおいて、他の放射線濃度の高い物体と重なり合うことがある。造影剤の使用は、この困難を強化する。
【０１５２】
第４に、１つ又はそれよりも多くのマーカは、Ｘ線によって過剰被爆された又はぼかされた(blurred)或いは低い信号対雑音比を備える画像領域であることがあり、それはそれらを検出不能にする。
【０１５３】
各参照画像について、その画像中の各々の識別されるマーカの２Ｄ位置は、上述の画像処理技法を用いて計算される。
【０１５４】
次のステップでは、座標系２９及び４９の間の最適な等長変換(rigid  transformation)を演算する。
【０１５５】
本発明の１つの実施態様において、この最適な変換は、２９及び４９の間の標準的な６つの変換パラメータを調節することによって、この画像のそれぞれの公称投影幾何学データ及びキャリブレーションファントムの座標系における対応するファントムマーカの既知の３Ｄ位置を用いて、各参照画像中の前記検出されるマーカの２Ｄ位置から計算される背面投影線の間の全ての検出されるマーカについての距離の二乗の合計を最小限化する、特徴ベース２Ｄ／３Ｄ再構築技法を用いて演算される。２つの別個の座標系において既知の３Ｄ線と３Ｄ地点との間の距離の二乗の合計のそのような最小限化は、非特許文献１６において公表されているIterative Closest Pointアルゴリズム又はその変形のいずれか、例えば、Levenberg-Marquardtアルゴリズムを用いて達成され得る。アウトライアー(outliers)を排除する任意の周知の確固たるアルゴリズムを用いて、この方法の信頼性を向上させ得る。
【０１５６】
本発明の他の実施態様において、この最適な変換は、各参照画像中の前記検出されるマーカの２Ｄ位置と、２９及び４９の間の６つの変換パラメータを調節することによってこの画像のそれぞれの公称投影幾何学データから計算される前記参照画像上のそれぞれのマーカの３Ｄ位置の投影の位置との間の、全ての検出されるマーカについての距離を最小限化することによって演算される。アウトライアーを排除する如何なる周知の確固たるアルゴリズムを用いて、この方法の信頼性を向上させ得る。
【０１５７】
１つの実施態様において、キャリブレーションファントムは、信号マーカのみを含む。この場合、２９及び４９の間の変換は平行移動(translation)のみを含み、次に、回転値はゼロ初期設定値に割り当てられる。
【０１５８】
１つの実施態様において、キャリブレーションファントムは２つのマーカのみを含む。この場合、２９及び４９の間の変換は平行移動及び２つの自由度の周りの回転を含み、１つの軸の周りの回転は決定されず、ゼロ初期設定値に割り当てられる。
【０１５９】
参照画像を、自動的に検出し得るファントムマーカの少なくとも所与の数のＮＢを含む画像として定めることができ、ＮＢ＞０である。ＮＢが高ければ高いほど、更に記載する公称投影幾何学データに適用される調節はより正確であるが、参照画像の数はより少ない。数ＮＢを選択することは、本発明の使用の具体的な脈絡に依存する。幾つかの場合において、各画像中で通常検出される放射線不透過性マーカの数は、極めて高くあり得る。従って、キャリブレーションファントムを構成するマーカの総数に近いＮＢの値を選択することが推奨される。例えば、キャリブレーションファントムが８つの放射線不透過性ボールから成るならば、７の値にＮＢを割り当てる。より複雑な場合には、各画像中で通常検出される放射線不透過性マーカの数は、極めて低くあり得る。従って、１又は２であるＮＢの値を選択することが推奨される。
【０１６０】
好適な実施態様において、非参照画像に対する参照画像を定めるマーカの数ＮＢは、本発明の包括的方法の第１の反復について１のような低い値が割り当てられることができ、次に、包括的方法は繰り返されることができるが、数ＮＢはより高い値に増大させられる。このプロセスを繰り返し、数回反復し得る。
【０１６１】
ｄ）次のステップでは、画像上に投影されるときに、その関連する２Ｄマーカ陰影位置が変換３Ｄファントムマーカ位置の２Ｄ位置と最適に一致するように、各参照画像についての公称投影幾何学データを調節する。
【０１６２】
１つの実施態様において、各参照画像のために公称投影幾何学データに適用される調節は、画像検出器と平行な平面内のＸ線源の２つの座標に限定される。これは各２Ｄ画像のために２つの独立したパラメータを探究することを含む。他の実施態様において、公称投影幾何学データの調節は、Ｘ線源の３つの座標、及び行列又は６つの独立した回転／平行移動パラメータによって提示される画像検出器の完全な位置及び向き、並びに画素対ミリメートル比（画像検出器についての先験的情報（アプリオリ情報）に依存して１つ又は２つの比）を決定する画像中のスケーリング因子を含む。これは各２Ｄ画像について１０の又は１１の独立したパラメータを探究することを含む。
【０１６３】
他の実施態様では、２〜１１に亘って、各画像についてパラメータの中間数が調節される。
【０１６４】
このようにして、投影幾何は、公称投影幾何学データによって取り扱われないＸ線源２２及び検出器２４の再現不能な位置偏差を補償するために、発明的に補正される。
【０１６５】
本発明において、我々は、如何なる幾何学的な画像歪みを回避するという従来的な画像増強装置(image  intensifier)に対する利点を有する、完全デジタルフラットパネル画像検出器の使用を推奨する。しかしながら、従来的な画像増強装置が用いられるならば、公称投影幾何学データにおいて、歪み補償モデルを考慮することが必要であることがあり、それは、通常、画素画像座標とミリメートルで表現される画像平面内の座標との間の多項式関数である。後者の場合、公称投影幾何学データ幾何の調節は、対応する多項式関数の係数の調節を含まなければならないが、これは多くのマーカを使用することを必要とする。従って、実際には、多項式関数の調節を無視し、前述したような等長変換に対応するパラメータのみを調節する。しかしながら、その場合には、Ｃアームの向きで異なる係数を備える多項式関数を計算し且つ公称パラメータ内に格納するのが好ましい。何故ならば、歪みはＣアーム向きで相当に異なることが知られているからである（これは磁場の影響及びＣアームの機械的変形に起因する）。これは、最適には磁場の向きを検出する磁気計を考慮に入れて、Ｃアーム検出器に固定される剛的な平面格子を用いてＣアームの様々な向きについて多項式関数を較正することによって、オフラインキャリブレーション中に簡単に達成される。その場合、本発明の方法を用いて各オンライン画像についてのモデルの１１又は１２のパラメータを最適化することは、公称パラメータに対する歪みの変動のある程度の量を部分的に補償する。他の解決策は、オンラインの各画像について多項式関数を計算するために、多数のマーカを備える平面格子をＣアーム上に恒久的に固定して、ファントムマーカと別個にそれらのマーカを検出することである。
【０１６６】
ｅ）Filtered  Back  Projection又はAlgebraic  Reconstruction  Techniquesのような、当該技術分野において既知の標準的な断層撮影再構築技術を用いて、座標系２９内で第１の３Ｄ画像を今や演算し得る。
【０１６７】
取得した一連の画像のうちのどの投影画像が３Ｄ画像のこの第１の再構築のために用いられるかを決定するために、再構築性基準が用いられる。
【０１６８】
再構築性基準は経験的に決定され、参照画像の数及び角分布に依存する。
【０１６９】
再構築性基準は、以下の事項を含む試験として定められ得る。
−  十分な参照画像があるか？
−  参照画像の角範囲(angular  coverage)は十分であるか？
−  参照画像の角分布は十分に均一であるか？
【０１７０】
基準を満足する（即ち、上記事項の各々に対する応答が「はい」である）ならば、３Ｄ画像の初期再構築のために、それらの対応する調節された投影幾何学データを備える参照画像のみが用いられる。
【０１７１】
他方、基準を満足しない（即ち、上記事項のうちの少なくとも１つに対する応答が「いいえ」である）ならば、参照画像のみに基づく再構築は良好な結果をもたらさない。例えば、参照画像が全て９０度以下の角範囲(angular  range)の内側で得られるならば、再構築プロセスは不充分な品質の３Ｄ画像をもたらすことが知られている。好適な実施態様では、十分な品質の初期３Ｄ画像をもたらすために、再構築は、それらの対応する調整された投影幾何学データを備える参照画像のみならず、それらの対応する公称投影幾何学データを備える参照画像も用いることによって、実施される。
【０１７２】
他の好適な実施態様において、非参照画像の投影幾何学データは調節され、前記非参照画像を取り囲む参照画像の投影幾何学データの補間によって演算される。次に、全ての調節された投影幾何学データを用いて、３Ｄ再構築が行われる。
【０１７３】
他の好適な実施態様において、再構築は、それらの公称投影幾何学データを用いて、全ての画像を用いて達成される。
【０１７４】
所望の精度、再構築性基準、及び選択される実施態様に依存して、そのステップの終わりに方法を停止することが可能である。しかしながら、本発明の方法は、追加的なステップを行って、再構築３Ｄ画像の精度及び品質を増大させることを提案する。
【０１７５】
ｆ）次のステップでは、３Ｄ画像が参照画像だけで再構築されようがされまいが、前記３Ｄ画像を、それらのそれぞれの公称投影幾何学データを用いて、各非参照画像の上に投影する。
【０１７６】
引き続き、前記非参照画像の前記公称投影幾何学データを調節するために、相互情報、結合エントロピー、又は相互相関比のような、周知の画像類似性測定を用いる、２Ｄ−２Ｄグレーレベル／強さに基づく位置合わせ技法が、各非参照画像及びそのそれぞれの投影３Ｄ画像に適用される。例えば、被特許文献１６又は非特許文献１７に記載される数多くの２Ｄ−２Ｄ位置合わせ方法のうちの１つを適用し得る。
【０１７７】
本発明の１つの実施態様において、各非参照画像に関連付けられる投影幾何学データに対する調節は、画像検出器の回転及び平面内変換に限定され、それは各２Ｄ−２Ｄ画像位置合わせのために３つの独立したパラメータを見出すことに対応する。
【０１７８】
他の実施態様では、平行移動パラメータのみが調節され、それは間違った調節の危険性を減少させる。
【０１７９】
他の実施態様では、３つよりも多くの独立したパラメータを含む２Ｄ−２Ｄ変換、例えば、画像の４つの隅を独立して変位させるワーピング変換(warping  transform)又は疑似変換(affine  transform)が定められる。
【０１８０】
ｇ）次に、対応する調節された投影幾何学データで備える完全な一連の２Ｄ画像（２Ｄ画像のセット）を用いて、更新されたより正確な３Ｄ画像を演算する。
【０１８１】
本発明の１つの実施態様において、上述の方法の１つ又は幾つかのステップは、位置合わせ品質測定値が所定の閾値より下になるまで（例えば、品質測定値は３Ｄ画像のコントラスト(contrast)又は鮮明さ(sharpness)であり得る）或いは所定の数の反復（例えば、１回の反復又は３回の反復）に達するまで繰り返される。
【０１８２】
１つの実施態様では、調節された投影幾何学データ及び／又はマーカの再構築３Ｄ位置を用いて、画像中の前記マーカの理論的な位置の推定を用いて放射線不透過性マーカの探索及び検出を繰り返し、次の探索を開始し得る。それは、包括的方法の次の反復のために、検出されるマーカの数を増大させるという利点を有し、従って、再構築される画像の精度を向上させる可能性が高い。この機構によって、非参照画像に対する参照画像を定めるマーカの最小数ＮＢを、反復毎に進行的に増大させ得る。
【０１８３】
他の実施態様では、最終的な再構築３Ｄ画像の品質を向上させるために、ステップ（ｆ）及び（ｇ）のみが繰り返される。
【０１８４】
次に、視覚化するために、再構築３Ｄ画像をグラフィックディスプレイに送信し得る。
【０１８５】
更なる使用のために、再構築３Ｄ画像をデータ処理ユニットのメモリ内に格納することもできる。
【０１８６】
キャリブレーションファントムが、ナビゲーションシステム（例えば、電磁センサ又は送信器又は光学トラッカー(optical  tracker)）によって検出される局所化装置を含むならば、結果として得られる３Ｄ画像は直接的に移転され、３Ｄ画像の内側で器具のナビゲーションのために用いられる。
【０１８７】
本発明の実施態様のいずれにおいても、更なる使用のために以前の公称投影幾何学データを更新するために、３Ｄ再構築の終わりに得られる計算される調節される投影幾何学データを格納し得る。更なる使用は同じ患者について同じ日に起こり得るし、或いは別の患者について数日後に起こり得る。その場合には、投影幾何学データの進化を追跡することが可能であり、それは装置の保守についての有用な表示をもたらす。例えば、投影幾何学データの突然の相当な変化は、おそらく、装置の更なる検査を必要とする衝撃又は機械的変更に対応する。
【０１８８】
好適な実施態様の方法を例示するために、本方法は１つだけのマーカから成るファントムについて記載された。この実施例において、マーカは、直径４ミリメートルのステンレス鋼の球形ボールである（図７を参照）。マーカ７２は、心電図皮膚電極についてのように接着テープを用いることによって、撮像されるべき領域において患者５０の皮膚に単に固定される。この実施例では、皮膚は関心の解剖学的構造に対して有意に移動しないことが想定される。Ｃアームの軌道回転の１度毎に、一連の１９０の画像が取得される。フラットパネル画像検出器が用いられる。各画像はコンピュータによって解析され、金属ボールが探索される。しかしながら、ある領域における過剰被爆のような、様々な現象の故に、ボールが全ての画像上で自動的に正確に検出されない可能性が高い。この実施例では、ボールは３０度の角度区画に関する画像（非参照画像）中に検出されず、全ての他の画像（参照画像）中で自動的に検出されることが想定される。再構築性基準を満足することが想定される。参照画像の公称投影幾何を用いるならば、球形ボールの投影の中心が３Ｄにおいて逆投影される(back  projected)。逆投影線の交点は、３Ｄ球形ボールの中心として定められる３Ｄ地点を定める。Ｘ線撮像システムの座標系とキャリブレーションファントムの座標系との間の最適な等長変換が、３Ｄ球形ボールの計算される中心をＸ線撮像システム座標の原点と位置合わせする平行移動と、単位行列(identity  matrix)と等しい回転成分とによって簡単に定められる。次に、前記３Ｄ球形ボールは各画像の上に投影され、平行移動が各画像に適用されて、前記３Ｄ球形ボールの投影を画像上のボール中心の真正な位置と一致させる。従って、参照画像の公称投影幾何学データは、画像平面内の平行移動によって調節される。次に、それらの調節された投影幾何学データを備える参照画像のみを用いて、第１の３Ｄ画像再構築が行われる。次に、結果として得られる３Ｄ画像は、全ての非参照画像の上に投影され、２Ｄ−２Ｄ画像位置合わせが、それらの非参照画像だけについて、３Ｄ画像の投影画像と実画像との間で行われる。それは各画像の平行移動及び回転を生み、それは投影幾何学データの３つの調節されたパラメータに対応する。プロセスを加速させるために、位置合わせは各々の実画像の中心領域を考慮することだけによって行われる。位置合わせが画像間位置合わせ技法の従来的な基準によって与えられる低い位置合わせスコアによって与えられる不確かな結果をもたらすならば、位置合わせは無視され、公称投影幾何学データが考慮に入れられる。このステップの結果は、全ての画像についての新しい一連の調節された投影幾何学データである。次に、全ての画像に適用される前記調節された投影幾何学データを用いて、第２の３Ｄ再構築が行われる。この第２の投影幾何学データは、公称投影幾何学データを用いて行われた再構築よりも良好な精度及び品質を有する。
【０１８９】
他の実施例において、キャリブレーションファントムは、２つの球形マーカから成る（図６を参照）。２つのボール７２は患者５０の体と平行な方向に配置され、接着テープ７０を用いて取り付けられ、体の周りで画像取得が行われる。それは両方のボールの投影が互いに重なり合わないという利点を有し、それは１つのボールだけを用いるよりも多くの精度を生む。前述と同じ方法が適用され、唯一の相違は、（ａ）一定の相対的な幾何学的構成を備える２つのボールの探究が１つだけのボールよりも確実であること、並びに、（ｂ）第１のステップにおいて得られる調節される投影幾何学データが、平行移動だけでなく、画像の回転及び平行移動に対応することである。平行移動のみを維持して、少なくとも二乗技法を用いることによってボールのより正確な位置合わせを得ることも可能である。図６に例示するように、２つのボールが異なる直径を有するのが有利である。
【０１９０】
第３の実施例において、キャリブレーションファントムは、４つのボールと、６つのピンとから成る。６つのピンは、椎骨の各側に３つのピンの経皮的なピン固定を用いて、キャリブレーションファントムを椎骨に剛的に取り付けるために用いられる。４つのボールは反射性材料で覆われ、それらは光学ローカライザによって検出される剛性体を構成する。この剛性体は患者参照システムを構成する。ボール及びピンの座標は、患者参照システムと同じ特異なキャリブレーションファントム座標系において全て知られている。一連の１９０の画像がＣアームの軌道回転の１度毎に取得される。各画像はコンピュータによって解析され、金属ボール及びピンが探索される。幾つかの画像において、少なくとも３つのボールが検出され、自動的に標識付けされる。それらは参照画像を構成する。他の画像は非参照画像を構成する。全ての参照画像について、検出されるボール及びピンセグメントは、公称投影幾何学データを用いて逆投影される。各画像について、前記逆投影は、キャリブレーションファントム座標系内に表されるボール及びピンの３Ｄ座標と位置合わせされる。それはキャリブレーションファントム座標系と公称投影幾何学データを定めたＣアームの座標系との間の変換行列を生成する。各画像について、３Ｄボール及びピンは画像の上に投影され、投影幾何学データは、ボール及びピンの理論的な投影と画像上のそれらの実際の抽出(extraction)との間の距離の二乗の合計を最小限化させる最小二乗基準を用いて、それらを一致させるように調節される。この実施例では、Ｘ線源及び画像源(image  origin)の両方は等しく平行移動させられ、加えて、画像平面の回転が調節される。次に、手順の残余は、前の実施例と等しい。しかしながら、その場合には、反射性球体を備える外科器具をナビゲートして、結果として得られる３Ｄ画像の上にその位置を実時間で視覚化することが可能である。何故ならば、画像は、それ自体が直接的に患者参照システムの座標系であるキャリブレーションファントムの座標系内で、直接的に再構築されるからである。
【０１９１】
第４の実施例において、画像の取得は、それらの場所を確認するために、茎ねじ(pedicle  screw)のようなインプラントが患者の体内に挿入された直ぐ後に行われる。患者に取り付けられる追加的なマーカはない。キャリブレーションファントムは、部分的に既知の幾何学的構成を有するマーカを構築するインプラントで直接的に作製される。金属インプラントは画像上で特に良く見える。例えば、２つの椎骨が手術された後、４つの茎ねじが画像上で観察される。インプラントの個々の幾何学的構成は知られており、コンピュータ内に格納される。しかしながら、インプラント間の相対的な幾何は知られていないままである。第１のステップにおいて、インプラントを検出し且つ別個に識別し得る全ての画像が選択され、各インプラントの三次元位置及び向きは、３Ｄ／２Ｄ厳密位置合わせ(rigid  registration)アルゴリズムを用いて、それらの画像上で検出される投影を用いて再構築される。キャリブレーションファントムは、今や完全に且つ全体的に知られる。次に、方法の残余が続く。この実施例におけるこの方法の利点は、高度の精密さ及び鮮明さを備える、インプラントを伴う骨の明瞭で精密な３Ｄ画像を得ることであり、それはインプラントをそれらの目下の位置のままにさせるか或いはそれらの一部で再手術するかの決定を容易にする。
【０１９２】
本発明の他の実施態様によれば、一連の１９０の画像がＣアームの軌道回転の１度毎に取得されるが、マーカは２Ｄ画像上で検出されない。これは患者が不充分な品質の画像を創り出す大きな体積のような特徴を有する故であることがある。これはキャリブレーションファントムが使用者によって忘れられるならば当て嵌まることもある。これは、キャリブレーションファントムが非侵襲的であり且つコンパクトであるとしても、使用者が単にキャリブレーションファントムを位置決める時間及び労力を取りたくない故に当て嵌まることもある。その実施例において、上述の方法の第１の部分は適用され得ない。何故ならば、マーカがないか或いは検出可能なマーカがないからである。その場合には、方法の第２の部分のみを適用することが可能である（そこでは、全ての画像が非参照画像である）。第１に、取得された全ての２Ｄ画像と関連付けられる公称投影幾何学データを用いて、３Ｄ画像が再構築される。第２に、再構築された３Ｄ画像は、公称投影幾何学データを依然として用いて、各２Ｄ画像の上に投影される。それは仮想のグレーレベル画像を構成する。この投影ステップは、例えば、プロセスを加速させるCuda言語におけるプログラミングを用いて、図形処理ユニット（ＧＰＵ）の利益を享受し得る。各２Ｄ画像について、２Ｄ−２Ｄ画像位置合わせ方法が現実の２Ｄ画像と３Ｄ画像の投影との間に適用される。例えば、非特許文献１７に記載される技法を用いて、両方の画像の相互の情報が所定の関心の領域内で最大限化されるように、例えば、１つの２Ｄ平行移動及び１つの回転（３つのパラメータ）から成る最適な等長変換が探索される。関心の領域を定めるために、可能な解決策は、第１の再構築３Ｄ画像中で、ノイズをフィルタリングした後に高コントラストを有する３Ｄ画素を探索して、そのような高コントラストの質量中心を特定し、そして、前記質量中心を２Ｄ画像の上に投影することであり、各次元における総画像サイズの半分のような先験的サイズを有する結果として得られる投影地点の周りの有界ボックス(bounding  box)を備える（３Ｄ画像容積は８で除算される）。位置合わせのプロセスを加速させるために、例えば、ウェーブレット(wavelet)を用いて或いはピラミッド(pyramids)だけを用いて、従来的なマルチレベル位置合わせ技法を用い得る。各画像について、３つの調節されたパラメータが得られ、それらの調節された投影幾何学データを備える全ての画像を用いて、第２の３Ｄ再構築が行われる。用途によって要求される精度に依存して、必要であれば、方法を反復し得る。その場合、第２の３Ｄ再構築画像は全ての２Ｄ画像の上に投影され、２Ｄ−２Ｄ位置合わせが第２の３Ｄ再構築画像の投影と現実の画像との間で再び行われる。これは新しい一連の調節された投影幾何学データをもたらす。対応する調節された投影幾何学データを用いて、第３の再構築が行われる。要求される制度及び時間の制約に依存して、必要な回数だけ方法を反復し得る。一定の数の反復を事前設定し得るし、或いはコントラスト基準を再構築３Ｄ画像上で計算し得る。そして、前記基準が所与の閾値よりも上になるときに、プロセスは停止され、それは常に良好な鮮明さを有する３Ｄ画像を生成するという利点���有する。
【０１９３】
上述のように、マーカの使用を伴って或いは伴わないで本発明を実施し得る。マーカを用いることは方法の安定性及び精度を強化し、３Ｄ画像がナビゲーションのために用いられるならば、それはいずれにしても必要とされる。マーカを使用しないことが使用者にとってより簡単であるのはもちろんであるが、それは、方法の収束(convergence)が保証されるように、初期公称投影幾何学データが現実の投影幾何学データに合理的に近いことを要求する。結局、体のいずれかの部分のために、ナビゲーションへのリンクを備えて或いは備えないで、診断的撮像中に或いは手術中に、多様なＸ線システムアーキテクチャのために、多様な用途において、方法を用い得る。標準的なコンピュータ断層撮影の代わりに、Ｘ線フラットパネル検出器を含む装置を用いて物体の非破壊的な確認のような非医療用途のためにも、方法を用い得る。この発明において提案する方法は、各状況に従って調節される多数のパラメータ及びオプションを提供する。
【図１ａ】
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【図１ｂ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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