(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査されるべき対象の画像を形成する画像化システムと画像化案内手術システムとを含む画像化モダリティーであって、
−前記対象に対する座標系内での位置を測定する位置測定システムと、
−前記対象の画像内での位置と前記対象に対する座標系内での対応する位置との間の変換を導出するためのデータ処理器とを含んでおり、
−前記位置測定システムは、前記画像化システムの位置及び／又は向きを測定でき、
−前記データ処理器は、前記画像化システムの測定された位置及び／又は向きから、前記画像化システムと画像化される領域との間の較正された幾何学的関係に基づいて前記変換を導出できることを特徴とする画像化モダリティー。
【請求項２】
−  前記位置測定システムは前記画像化システムに対する前記対象の位置及び／又は向きを測定するよう構成されている、
請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項３】
−  固定した幾何学的関係が前記対象と前記画像化システムとの間に存在する請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項４】
−  前記検査されるべき対象を搬送する対象キャリアを更に含み、
−  前記位置測定システムは、前記画像化システムの位置及び／又は向きをピックアップする位置ピックアップユニットを設けられ、
−  前記位置ピックアップユニットは前記対象キャリア上に設けられることを特徴とする請求項３記載の画像化モダリティー。
【請求項５】
前記画像化システムはフレームを含み、
−  前記位置測定システムは前記フレームの位置及び／又は向きを測定するよう構成されることを特徴とする
請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項６】
−  当該画像化モダリティーはビーコンを設けられ、
−  前記ビーコンの位置及び／又は向きは前記画像化システムの位置及び／又は向きとは独立であり、
−  前記位置測定システムは位置ピックアップユニットを設けられ、
−  前記位置ピックアップユニットは前記画像化システムに設けられ、又は取り付けられ、前記ビーコンの位置及び／又は向きをピックアップするよう構成されることを特徴とする
請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項７】
−  前記位置測定システムはカメラユニットを含み、
−  前記画像化システムは前記カメラユニットが感度をもつ少なくとも一つの放射源を設けられる
請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項８】
前記画像化システムはフレームを含み、前記放射源は該フレーム上に設けられる、請求項７記載の画像化モダリティー。
【請求項９】
前記放射源は発光ダイオード（ＬＥＤ）又は赤外線発光ダイオード（ＩＲＥＤ）であることを特徴とする請求項７記載の画像化モダリティー。
【請求項１０】
前記画像化システムがコンピュータトモグラフィー装置又は磁気共鳴画像化装置である、請求項１記載の画像化モダリティー。
【請求項１１】
画像化システムにより検査される対象の画像を形成するよう、請求項１記載の画像化モダリティーの各部を制御手段が制御する方法であって、
−データ処理器を制御して、前記対象の画像内での位置と、位置測定システムによって測定された前記対象に対する座標系内での対応する位置との間の変換を導出する段階を有しており、
−前記位置測定システムを制御して、前記画像化システムの位置及び／又は向きを測定する段階と、
−前記データ処理器を制御して、位置測定システムによって測定された前記画像化システムの位置及び／又は向きから、前記画像化システムと画像化される領域との間の較正された幾何学的関係に基づいて前記変換を導出する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１２】
請求項１１記載の方法であって、前記画像化システムは検査ゾーンのスライス画像を形成でき、画像化される領域はスライスであり、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、画像化システムの測定された位置から、記憶されている較正データ（E（xg,yg,zg））によって表される前記画像化システムとスライスとの間の較正された幾何学的関係に基づいてスライスの位置を計算する段階を含んでおり、前記記憶されている較正データは画像化システムに対するスライスの位置に対応するものであることを特徴とする方法。
【請求項１３】
請求項１２記載の方法であって、前記較正データの決定のために：
−  前記制御手段が前記画像化システムを制御して、知られている構造を有するファントムのスライス画像を形成し、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、ファントムに対する、スライス画像により再現されたスライスの位置（E（xp,yp,zp））を決定し、
−  前記制御手段が位置測定システムを制御して、画像化システム及びファントムの位置を測定し、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、位置測定システム又は画像化システムに対するスライスの位置を決定し、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、斯くして収集された較正データ（E（xg,yg,zg））を記憶手段に記憶する各段階を含むことを特徴とする請求項１２記載の方法。
【請求項１４】
前記位置測定システムが前記制御手段の制御のもとで、ファントム部材、又は画像化システムの位置を測定するために、該位置測定システムと協働しファントム及び／又は画像化システムに取り付けられたマーカーを用いることを特徴とする請求項１２記載の方法。
【請求項１５】
前記位置測定システムが前記制御手段の制御のもとで、発光ダイオードをマーカーとして用い、光学的位置測定システムをマーカーの位置を測定するために用いることを特徴とする請求項１４記載の方法。
【請求項１６】
前記制御手段がガントリを含むＸ線コンピュータトモグラフィー装置の形の画像化システムを制御して、Ｘ線コンピュータトモグラフィー装置のガントリの位置を測定する段階を含むことを特徴とする請求項１２記載の方法。
【請求項１７】
前記ガントリはある軸に関してチルト可能であり、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、いくつかのチルト角度についてそれぞれ較正データ（E（xg,yg,zg））の組を決定して記憶手段に記憶し、
−  前記制御手段が前記データ処理器を制御して、ガントリ上のマーカーの測定された位置からスライスの位置を計算するために後の検査用に、該当するチルト角について決定された前記較正データ（E（xg,yg,zg））の組を用いる
各段階を含むことを特徴とする請求項１６記載の方法。
【請求項１８】
Ｘ線コンピュータトモグラフィー装置のガントリ及び／又は患者テーブルは検査ゾーンに関して変位可能であり、
前記制御手段の制御により、基準位置でのスライス画像を形成するために、基準位置及びスライスの計算された位置が対応するまでガントリ及び又は患者テーブルが自動的に変位され、ガントリはチルト可能であることを特徴とする請求項１６または１７記載の方法。
【請求項１９】
前記基準位置は、検査ゾーンに導入され、マーカーを具備する器具の位置から得られるものであることを特徴とする請求項１８記載の方法。
【請求項２０】
請求項１２記載の方法を実行するための請求項１記載の画像化モダリティーであって、前記画像化システムは検査ゾーンのスライス画像を形成するものであり、当該画像化モダリティーがまた、
−画像化システムの測定された位置から、記憶されている較正データによって表される前記画像化システムとスライスとの間の較正された幾何学的関係に基づいてスライスの位置を計算する手段を含んでおり、前記記憶されている較正データは画像化システムに対するスライスの位置に対応するものである、ことを特徴とする、画像化モダリティー。
【請求項２１】
前記画像化システムが特にＸ線コンピュータトモグラフィー装置である、請求項２０記載の画像化モダリティー。
【発明の詳細な説明】
本発明は、検査される対象の画像を形成する画像化システムと、画像案内手術システムを含み、更に
−  対象内の位置を測定する位置測定システムと、
−  対象の画像の位置と対象内の対応する位置との間の変換を得るためのデータ処理器とを含む画像化モダリティーに関する。
本発明はまた検査される対象の位置及び／又は向きが測定される画像化システムにより検査される対象の画像を形成する方法に関する。
本発明は更に検査ゾーンのスライス画像を形成する画像化システムにおいてスライスの位置を決定する方法に関する。医療目的のために検査ゾーンのスライス画像を形成することのできるこの種の画像化システムは例えばＸ線コンピュータトモグラフィー装置、ＭＲ装置又は超音波装置である。この種の最近のシステムはまた患者の体内への外科的介入の間に手術器具を再現又は追跡するために画像案内手術のためにも用いられる。手術器具の正確な位置は例えば器具に設けられた発光ダイオード（ＬＥＤ）のようなマーカーの位置を測定する位置測定システムにより決定できる。
この種の画像化モダリティーは画像案内手術と組み合わされて特に適切に用いられる。画像案内手術システムは外科的介入の間に外科医のようなユーザーに対して患者の体の中の手術ゾーンの手術器具の位置及び／又は向きを示すために用いられる。これらの応用に対して、検査される対象は検査される患者である。患者は、特に外科手術が可能な限り良好に実施されうるよう検査される。そのような外科手術は、例えば（放射線的）介入の間に手術器具が患者の身体に導入される手術である。患者の体に導入される手術器具は患者の検査又は処置に用いられる。手術器具の導入のために、例えばＸ線画像、コンピュータトモグラフィー画像又は磁気共鳴画像のような、手術又は介入の前及び／又はその間に得られる画像が用いられる。画像案内手術システムは手術器具の位置及び／又は向きを測定するために位置測定システムを含む。画像案内手術システムはまた、手術器具の測定された位置から問題の画像での対応する位置を得るためにコンピュータに設けられたデータ処理器を含む。動作中に、位置測定システムは患者に対する手術器具の位置及び／又は向きを測定し、コンピュータはそのような前に形成された画像内での、手術器具の測定された位置及び／又は向きに対応する位置及び／又は向きを計算する。該前に形成された画像はモニタ上に表示され、手術器具の実際の位置及び／又は向きもそこに示される。外科医は直接見ることなく、手術ゾーンにおける手術器具の位置を見るためにモニタ上の画像を観察することができる。例えば、外科医は、組織を不必要に傷つける高い危険なしに、特に生命に関わる部分を傷つける危険なしに、手術ゾーンにおいて手術器具をどのように動かすかを決定するためにモニタ上の画像を観察することができる。
この種の画像案内手術システムは、例えば脳の手術中の脳内での手術器具の正確な位置を外科医に示すために脳神経手術で用いられる。
画像化モダリティは画像化システムを含む。画像化モダリティがコンピュータトモグラフィー装置により形成される場合には画像化システムはＸ線源及び検出器システムを含む。Ｘ線源及び検出器システムは、複数の密度プロファイルを収集するために、検査される患者に関する多数の方向に配置される。そのような密度プロファイルは、Ｘ線源及び検出器システムのそれぞれの向きにおける、検査される患者内でのＸ線吸収を表す。検査される患者の断面の一以上の画像がそうした密度プロファイルから得られる。画像モダリティが磁気共鳴装置により形成される場合には、画像化システムは磁気共鳴信号を受信するための受信コイルを設けられる。磁気共鳴信号は、磁界による患者の核のスピン分極に続く、核の励起により生成される。励起状態からの核の崩壊には、ＲＦ磁気共鳴信号の発生が伴う。該磁気共鳴信号の信号レベルは検査される患者内の特にプロトンの密度を表す。検査される患者の断面の一以上の画像が磁気共鳴信号から得られる。
画像案内手術システムとともに用いられる画像化モダリティーは欧州特許出願ＥＰ０６００６１０から知られている。
知られている画像化モダリティーは超音波位置測定システムを含む。そのような位置測定システムは、特に指示ペンのような手術器具の実際の位置及び／又は向きを測定する。更にまた、検査される患者は、該患者の頭蓋骨にねじ込まれたマーカーを設けられる。画像化モダリティーはまた画像ピックアップシステムにより形成される患者の画像中にマーカーを再現する。位置測定システムはマーカーの位置を測定する。患者に対する座標系での位置を画像内の座標系の対応する位置に変換する変換が、マーカーの測定された位置及び患者の画像内でのマーカーの画像の位置から得られる。この変換は画像内での対応する位置及び／又は向きが手術器具の実際に測定された位置及び／又は向きから得られることを可能にする。手術器具の位置及び／又は向きは患者の画像の描画で再現される。例えば、この種の描画は、患者の画像を手術器具の現在の位置及び／又は向きと共に示すモニタ上の画像である。
この知られた画像化モダリティーの欠点は頭蓋骨内にねじ込まれたマーカーを患者に取り付ける必要があることである。マーカーを患者に取り付けることは時間がかかり、患者に対して極めて苦痛でもある。
本発明の目的は患者の内部又は上の別個のマーカーを使用する必要のない画像案内手術とともに用いられるのに適切な画像化モダリティーを提供することにある。
この目的は、位置測定システムが画像化システムの位置及び／又は向きをも測定するよう構成され、データ処理器が測定された画像化システムの位置及び／又は向きからの変換をも導出するように配置されることを特徴とする本発明による画像化モダリティーにより達成される。
画像化モダリティーにより画像化される領域の位置は、画像化システムの実際の位置及び／又は向きに直接結びつけられる。更にまた、画像化システムにより形成された画像は、画像化システムの調整によっても決定される。画像化システムの異なる調整で、画像化システムの位置及び／又は向きから画像化領域内の位置と画像内の位置との間の変換を得ることが可能であることがわかった。別個のマーカーの画像を用いることはもはや必要ない。画像化システムの調整は例えば、画像が形成される投影方向及び拡大率に関する。画像化領域は、例えば検査される患者のような、画像化される検査される対象の部分を含む。画像化システムの位置及び／又は向きは、位置測定システムによって、例えばカメラユニットによりその画像を異なる方向からピックアップすることにより測定される。特に画像化システムのこれらの画像を表す画像信号からカメラユニットによりピックアップされた画像化システムの画像から、画像化システムの位置及び／又は向き、故に画像化システムにより画像化される空間の領域が得られる。コンピュータトモグラフィー装置の画像化システムの位置から、検査される患者の断面の画像がコンピュータトモグラフィー装置により形成されるスキャン平面の位置を得ることが可能である。画像化モダリティーがコンピュータトモグラフィー装置であるときに、スキャン平面が、画像化システムにより画像化される空間内の領域である。
対象内の位置を画像化モダリティーにより形成された対象の画像内での対応する位置に変換する変換は、画像化システムの、及び検査される対象、特に検査され又は処置される患者の測定された位置及び／又は向きから得られる。従って、手術器具の測定された位置及び／又は向きからのこの変換に基づいて、画像内での対応する位置及び／又は向きが計算される。この計算された手術器具の現在の位置及び／又は向きは、手術器具が検査及び／又は処置される患者内に位置する正確な場所を外科医が画像内で見られるように、画像内で再現される。
本発明のこれら及び他の特徴は従属請求項に規定された以下の実施例を参照して詳細に説明される。
好ましくは位置測定システムは、患者の位置及び／又は向きをも測定する。こうして、患者及び画像化システムの測定された位置から得られた変換が患者及び画像化システムの相対的な位置を正確に考慮に入れることが達成される。患者の画像が形成された後に、変換を得るために、画像化システムに相対的な患者の動きを考慮に入れることが可能である。
本発明の更なる実施例では、例えば検査される患者のような検査される対象は、位置測定システムに関する固定された所定の位置及び／又は向きにある。結果として、対象の位置及び／又は向きを別々に測定することは必要ない。画像化システムに関する検査される患者の位置及び／又は向きは、位置測定システムにより測定された画像化システムの位置及び／又は向きから、及び位置測定システムと検査される患者の相対的位置から曖昧さなく得られる。
画像化される患者の部分はこのように、画像化システムの測定された位置及び／又は向きならびに検査される患者と位置測定システムとの間の固定された幾何学的関係、又は検査される患者の測定された点及び／又は向きから；検査される患者の相対的位置及び／又は向き及び画像化システムから得られ、これはまた、例えばいかに該部分が画像の投影方向及び拡大率のような画像化される方法を得ることが可能であるかを提供する。
固定された幾何学的関係は好ましくは検査される患者と位置測定システムの位置ピックアップユニットとの間で確立される。位置ピックアップユニットは位置測定システムの、測定される位置及び／又は向きに関する情報を実際にピックアップする部分に関連する。例えば、位置ピックアップユニットはカメラユニットであり、それにより、画像化システムの画像は異なる方向から形成される。画像化システムの位置及び／又は向きはこれらの画像から得られる。位置測定システムは、例えば画像化システムの測定すべき位置及び／又は向きを、位置ピックアップユニットに対して測定する。従って、固定された幾何学的関係が検査される患者と位置ピックアップユニットとの間に存在すれば十分であり、例えばデータ処理器（プロセッサ）のような位置測定システムの他の部分が検査される患者に対してどこに位置されるかは重要でない。例えばデータ処理器は位置ピックアップユニットによりピックアップされた情報を表す信号から画像化システムの位置及び／又は向きを得る。位置ピックアップユニットは好ましくは検査又は外科的介入中に検査される患者を収容する患者テーブル又は検査テーブルのような対象の担体に設けられ、又はそれに取り付けられる。このようにして、位置ピックアップユニットと検査される患者との間の固定された幾何学的関係が達成される。
画像化システムが設けられるフレームの位置及び／又は向きは容易に測定できる。更にまた、画像化システムとフレームとの間には曖昧さのない関係が存在し、それ故に、フレームの位置及び／又は向きが画像化システムの位置及び／又は向きをも表す。ランプ、ＬＥＤまたはＩＲＥＤＳのような一以上の放射源をフレームに設けることは特に魅力的である。該放射源の位置及び／又は向きは、ＣＣＤセンサを有するカメラユニットにより、異なる向きから放射源の画像をピックアップすることによって非常に容易にピックアップできる。多くの場合にフレームは問題を生ずることなく放射源を設けるための十分な空間を有する。更にまた、フレームに設けられた放射源はカメラユニットにより容易に観察できる。何故ならば、フレーム、よって放射源がカメラユニットから遮られることは決して又はほとんどないからである。更にまた、カメラユニットが正確にどこに配列されるかはあまり重要ではないことが見出されている。何故ならば、放射源はほとんどの位置からカメラユニットにより観察できるからである。
本発明による画像化モダリティーの更なる実施例では、カメラユニットのような位置ピックアップユニットが画像化システムに取り付けられ、又は設けられる。例えばカメラユニットは画像化システムのフレームに設けられる。画像化システムの位置及び／又は向きは位置ピックアップユニットにより画像化システムに関するビーコンの位置及び／又は向きをピックアップすることにより決定される。このビーコンは位置ピックアップユニットの範囲内で所定の位置及び／又は向きで配置される。位置ピックアップユニットは次に画像化システムに対するビーコンの位置及び／又は向きをピックアップする。ビーコンはまた例えば検査され又は処置される患者、又はビーコン及び検査される対象の相対的位置のような検査される対象に関する所定の相対的な位置及び／又は向きをピックアップする。データ処理器は、ビーコンの相対的な位置及び／又は向き及びビーコンと検査される対象の相対的位置から、検査される患者に関する画像化システムの位置及び／又は向きを容易に得る。例えば、ビーコンはランプ、ＬＥＤ、またはＩＲＥＤＳのような一以上の放射源を含み、これは画像化システムからある距離で固定された位置及び／又は向きに配置される。例えば位置ピックアップユニットはカメラユニットであり、これは放射源により出射された放射に感応する。カメラユニットは好ましくは位置ピックアップシステムが画像化システムの特に全ての可能な位置及び／又は向きでビーコンを適切にピックアップするように画像システム又は画像システムのフレーム上に設けられる。
実際の画像の位置と患者の位置との間の変換は本発明による画像モダリティーを較正（キャリブレート）することにより特に正確に得られる。較正中に、特にフレームの筐体に設けられたＩＲＥＤであるフレームとコンピュータトモグラフィー装置のスキャン面のような画像化された領域との間の幾何的関係が正確に得られる。この目的のために較正ファントムが用いられる。較正ファントムは、位置測定システムにより位置が測定される画像化システム及びピックアップ要素によって画像化される画像化要素を含む。更にまた固定された幾何的関係が画像化要素及びピックアップ要素との間に存在する。例えば、画像化要素はＸ線吸収ロッドであり、及びピックアップ要素はＸ線吸収ロッド上に設けられたＩＲＥＤ又はＬＥＤのような放射源により形成される。例えば、一のＩＲＥＤが、一のＸ線吸収ロッドの一端に設けられる度毎である。画像モダリティーを較正するために、較正ファントムの画像が画像化システムにより形成され、画像化要素が斯くして画像化される。特にスキャン平面である画像化される領域は、画像化要素の像の位置から得られる。例えば、Ｘ線吸収ロッドが相互に向かって収束し、較正ファントムはＸ線吸収ロッドがスキャン面の横断方向に相互に向かって収束するように配置される。スキャン面の状態は、較正ファントムの画像における、Ｘ線吸収ロッドの位置及びその像の間隔から、容易に得られる。更にまた、位置測定システムが、Ｘ線吸収ロッドの端のＩＲＥＤのようなピックアップ要素の位置を測定する。固定された幾何的関係が前者とピックアップ要素との間に存在する故に、画像化要素の位置はピックアップ要素の測定された位置から容易に得られる。
例えばＸ線吸収ロッドの位置は、その端にあるＩＲＥＤの測定された位置から容易に得れられる。更にまた、位置測定システムは例えばフレームの筐体のＩＲＥＤの位置のような画像化システムの位置を測定する。最終的にこの較正は、画像システム、特にフレーム上のＩＲＥＤの測定された位置と、画像システムの問題の測定位置で画像化される領域、特にコンピュータトモグラフィー装置のスキャン面との間の関係を決定する。測定された位置と画像化される領域との間の関係がスキャン面の位置の決定のために一旦較正されると、スキャン面の位置を決定するためには、画像化システムの位置を測定して、画像化される領域、例えばスキャン面の位置を決定することで十分である。較正ファントムは較正後はもはや要求されず、それによりそれは画像モダリティーから除去される。好ましくは、画像化モダリティーは放射線的介入のような外科手術の開始の前に新たに較正される。しかしながら、画像化モダリティーが例えば一日一回又はわずか一週間に一回のみ較正されるときにさえも精確で信頼できる結果が達成されることが見出されている。
本発明による方法は画像化システムの位置及び／又は向きが測定されることを特徴とする。この方法を用いれば、患者内又はその上に別のマーカーを設ける必要がない。
そのような介入の計画を可能にするだけでなく、そのような介入中の器具の位置の決定をも可能にするために、検査ゾーンのスライス画像を形成することが必要であり、空間内のその位置は正確に知られなければならず、また器具の位置に対して適合されねばならない。
本発明の目的はまた、スライス画像の位置が簡単な方法で決定できる方法を提供することにある。この目的は上記の方法に加えて、
−  位置測定システムにより画像化システムの位置を測定する段階、
−  測定された位置及び画像化システムに対するスライスの位置に対応する記憶された較正データからスライスの位置を計算する段階を含む方法によって達成される。
本発明によれば、スライスの位置は直接測定されず、画像化システムの位置（例えばコンピュータトモグラフィー装置の場合にはガントリ）のみが測定される。スライスの位置は、この測定位置と、前に決定され、記憶された、画像化システムに対するスライス位置に対応する較正データとから計算される。画像化システムに関するスライスの位置が一定で、例えば画像化システムの構築データに基づいて知られているときに、較正データは非常に簡単に示される。
しかしながら、一般的には、画像化システムの安定性は、その耐用寿命を通して画像化システムに対するスライスの決定された位置を確実にするためには十分ではない。故に、較正データは例えば数週間、数日、あるいはさらには数時間の間隔で繰り返し収集されねばならない。ある実施形態は、これらの目的に適切であり、画像システムに対するスライスの位置が未知であった場合でさえも用いることができる本発明の更なるバージョンを開示する。これは画像要素が、それがスライス画像内で適切に再現され、その位置がファントムに対するスライスの位置により決定されるような方法で構成される較正ファントムを要求する。較正ファントムはピックアップ要素として作用するマーカーを設けられる。即ちマーカーの位置が位置測定システムにより測定される。
コンピュータトモグラフィー装置用のそのようなファントムそれ自体は、米国特許出願０８／８２４６２１に記載されている。斯くして、スライス画像の解析はファントムに対してのスライス位置を与える。位置測定システム又は画像化システムに対するスライスの位置は、ファントム及び画像化システムの位置の測定により計算できる。
それは例えば位置測定システムとして動作し、自動画像解析により一以上の画像から画像化システム又はファントムの位置を得るビデオカメラシステムによる画像化システム又はファントムの位置を測定することを原理的に可能にする。しかしながらある実施形態の位置測定はより簡単で、またより正確である。
このマーカーは例えば位置測定システムと電磁気的に協働するミニチュアコイルにより形成され、又は超音波により検出されるマーカーである。しかしながら好ましくは光学的にアクティブなマーカーが本発明の更なる実施例で用いられる。”アクティブ”な光学的マーカーの代わりに、例えば（赤外）照明システムから発生された光を光学的位置測定システムへ反射する球形反射器のような”パッシブ”なマーカーも用いられる。この種のパッシブ光学的マーカーは電力を供給する必要がない。
上記のように、スライス画像により再生されたスライスの位置を正確に決定するニーズはＭＲ装置又は超音波装置で存在する。しかしながら、特に好ましいのはＸ線トモグラフィー装置の装置であり、これはまた以下にＣＴスキャナと称する。ある実施例はチルト可能なガントリからなるＣＴスキャナ用に意図される。ある実施例はマーカーを設けられた器具の位置によりプリセットされた与えられた基準位置に自動的に画像化システムを案内するために画像化スライスの位置の知識を用いる。ガントリの検査ゾーンに対する変位は、検査される患者がその上に収容されるテーブルをガントリに対して変位させることにより達成されることもできる。
ある実施形態は本発明による方法がそれにより画像化システムで達成される装置を記載する。この装置は例えば他の製造業者により製造されたシステムのような知られていない構成データを有する画像化システムでの実施を可能にする。ある実施形態は画像化システムのそのような装置のユーザーに関する。
本発明のこれらの及び他の特徴は以下に図面を参照して実施例を参照して詳細に説明される。
図１は本発明が用いられる、例えば移動型コンピュータトモグラフィーシステムのような画像化モダリテイーの一例を示す。
図２は本発明が用いられる、例えばやはり再び移動型コンピュータトモグラフィーシステムのような画像化モダリティーのもう一つの例を示す。
図３は本発明によるコンピュータトモグラフィー装置をファントム及び位置測定システムと共に示す。
図４はファントムを示す。
図５はそのようなファントムのスライス画像を示す。
図６は較正データを決定する方法を示すフローチャートである。
図７は所定の位置のスライス画像の生成を示すフローチャートである。
図１は本発明で用いられる画像化モダリティーの一実施例、即ち移動型コンピュータトモグラフィーシステムを示す。このコンピュータトモグラフィー装置はＸ線源２と検出器システム３が懸架されるフレーム１を含む。このフレームはこの実施例では環状の形である。Ｘ線源２及び検出器システム３は一緒になって、環状のフレーム１の面で、検査される患者１０の周囲を回転可能である。検査される患者１０は対象の担体としてはたらく検査テーブル７上に収容される。Ｘ線源２はＸ線ビーム２２を出射し、検出器システム３は患者１０の中のＸ線の局部吸収による密度プロファイルをピックアップする。それぞれの密度プロファイルは、患者がＸ線ビームにより照射された複数の方向についてピックアップされる。再構成ユニット２０は、密度プロファイルの組から患者の断面の一以上の画像を得る。再構成ユニット２０は特に、密度プロファイルに対して（逆）Ｒａｄｏｎ変換を適用することにより、患者１０内の相対的な密度を計算する。断面の画像の輝度値が相対的な密度から計算される。画像はデータ処理器５に含まれる画像メモリ３１に記憶される。この目的のために、再構成ユニット２０は画像メモリ３１に結合される。コンピュータトモグラフィー装置はまた、フレーム１により移動ベース２１に設けられる。フレームはヒンジシステム２３を介してチルト可能であり、患者１０に対するフレーム１の面の角度は斯くして調整される。
フレーム１はまた多数の放射源８を設けられ、特にそれは赤外発光ダイオード（ＩＲＥＤ）である。ＩＲＥＤ８の画像はカメラユニット４により異なる方向からピックアップされる。この目的のためにカメラユニット４は２つのＣＣＤ画像センサ９を設けられ、これは相互にある距離で配置される。ＩＲＥＤ８の画像は、また単一のＣＣＤ画像ピックアップ装置により異なる方向から連続してピックアップされうる。カメラユニット４はケーブル３２を介してデータ処理器５内のコンピュータ３３に接続される。画像信号、例えばＩＲＥＤの画像を表す電子的ビデオ信号は、ケーブル３２を介してコンピュータ３３に印加される。該画像信号に基づいて、コンピュータ３３は、画像化される患者の部分の位置及び／又は向きと、患者内の中の位置及び／又は向きを患者の断面の画像における対応する位置及び／又は向きに関係させる変換マトリックスとを計算する。カメラユニット４と、特にコンピュータ３３であるデータ処理器５とは、位置測定システムの一部分を形成し、それにより、特にフレーム１である画像化システム及び検査される患者及び手術器具の位置及び／又は向きが測定される。
患者１０を検査し及び／又は処置する外科医又は外科的介入実施者（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌｉｓｔ）４２は、患者の身体内に導入される手術又は外科的介入器具４０を用いる。手術器具はまたＩＲＥＤ又はＬＥＤ４１を設けられる。カメラユニット４は手術器具４０上のＩＲＥＤ４１の画像をピックアップする。手術器具上のＩＲＥＤの画像の画像信号及び前もって計算された変換マトリックスに基づいて、コンピュータ３３は断面の画像の対応する位置及び／又は向きを計算する。画像処理ユニット３４は画像メモリ３１からの断面の関連する画像からの処理された画像信号及び該画像内での手術器具４０の計算された対応する位置及び／又は向きを導出し、該処理された画像信号は、断面の前記関連する画像を、患者内での手術器具の現在の位置及び／又は向きと共に表す。画像処理ユニット３４からの画像信号は手術器具４０の現在の位置及び／又は向きと共に患者の画像を表示するためにモニタ６に印加される。外科医はモニタを観察することで、患者の体のどこに手術器具４０が位置するかを見ることができる。
図２は本発明が用いられる再び移動型のコンピュータトモグラフィーシステムである画像化モダリティーの更なる実施例を示す。
２つのＣＣＤ画像センサ９を有するカメラユニット４は、図２に示される実施例のコンピュータトモグラフィー装置のフレーム１に設けられる。更にまた、ビーコン１１が患者テーブル７である対象の担体上の配置される。ビーコン１１は多数の放射源１２を含み、それらはＣＣＤ画像センサ９が感度をもつ放射を出射する。
放射源１２は好ましくはＩＲＥＤ又はＬＥＤであり、それから画像が赤外感応画像センサ９により異なる方向から形成される。カメラユニット４はコンピュータ３３に結合される。カメラユニット４はビーコン１１の画像を表す画像信号をコンピュータ３３に印加する。これらの画像信号に基づき、コンピュータ３３は特にビーコン１１に関してフレーム１の画像化システムの位置及び／又は向きを計算する。コンピュータ３３はビーコン１１に関する画像化システムの位置及び向き及び、ビーコン１１に関する検査された患者の位置及び向きから、検査される患者の位置と画像化システムによりピックアップされた患者の画像の対応する位置との間の関係を提供する変換を与える。更にまた、位置測定システムはカメラユニット４により異なる方向から手術器具４０上のＩＲＥＤ４１の画像をピックアップすることにより、手術器具４０の現在位置及び／又は向きを測定する。コンピュータ３３は手術器具に設けられた１ＲＥＤ４１の画像から手術器具の現在位置及び／又は向きを計算する。変換に基づいて、患者の画像の対応する位置及び／又は向きは手術器具の現在の位置及び／又は向きから計算される。更にまた画像処理ユニット３４は、手術器具の現在の位置及び／又は向きが再現される患者の画像を表す画像信号を形成する。画像処理ユニットからのこの画像信号は患者内の手術器具の現在の位置及び／又は向きと共に患者の画像を表示するためにモニタ６に印加され、それにより外科医４２は手術器具が患者内のどこにあるかを見るためにモニタ６を観察する。
図３はＣＴスキャナを示し、これはガントリ１及びモーター８８により長手方向に変位される上面を有する患者テーブル７を含む。ガントリ１内部に、扇状のＸ線ビームを発生するＸ線源と検査ゾーンを越えてＸ線ビームの強度を検出するＸ線画像検出器が配置される（図示せず）。制御２５及び計算再構成ユニット２０はＣＴスキャナを制御し、Ｘ線検出器により供給されたデータから一以上のスライス画像を再構成する。スライス画像の位置はＸ線源、又はＸ線検出器の動きの経路により決定される。これらのスライス画像はモニタ６上に表示される。矢印９９に示されるように、ガントリ１はテーブル７の長手方向に垂直に延在する水平軸に関してチルトでき、それにより空間に対して斜めに位置するスライスのスライス画像の形成を可能とする。
発光ダイオード８の形のマーカーとして機能する放射源のようなピックアップ素子がガントリ１に取り付けられている。マーカー８の位置、故にガントリの位置も光学的位置測定システム４、５により測定され、これは２つのカメラ９を有するカメラユニット４４によりガントリ１上のマーカー８を検出し、位置測定システム４、５のカメラユニット４に連結された座標系xs，ys，zsでのカメラシステムによりピックアップされた画像の位置に基づき、その位置を自動的に決定する。
ＣＴスキャナにより画像化されたスライス位置の正確な決定を可能にするために、ガントリ上のマーカー２に対してスライスの位置に対応する第一の較正データが決定される。後のＣＴ検査中に、空間内で又は位置測定システムに対しての再現されたスライスの正確な位置は、該較正データ及びガントリ上のマーカー８の位置から決定できる。この較正方法は、図６に示されるフローチャートを参照して以下に詳細に説明される。
初期化１００に続いて、適切な較正ファントム４４が段階１０１でガントリ１に配置される。このファントム４４は、このファントムのスライスのＣＴ画像が、このファントムに対する該スライスの位置に曖昧さなく関係付けられるように構成されている。ファントムは、例えば４つの側面が、高Ｘ線吸収率を有する（例えば金属の）バーの類似した平面構造６６を含む合成材料の平行六面体である。これらのバーは、ＣＴスキャナの画像化システムにより画像化されることのできる画像化要素として機能する。これらの構造は２つのＸ型（又はＮ，Ｚ又はＶ型）の交差するバーにより構成され、その自由な端は、相互に平行に、平行六面体部材４４の辺に延在する２本のバーにより相互接続される。発光ダイオードの形の、ピックアップ素子として動作するマーカー５５がファントム上に、例えばその隅に設けられ、構造６６に対する該マーカーの位置は精確に定義され、知られている。故に、ファントム４４上のマーカー５５の位置が位置測定システムにより測定されると、構造６６の正確な位置が示されることができる。
ファントム４４の正確な位置決めは重要ではない。ファントムがガントリ内に、ファントムのスライス画像が形成されることができ、構造６６のバーがどれもテーブル７の長手方向に対して垂直に延在しないようにガントリ内に配置されることのみが重要である。何故ならば、与えられた環境で、このように位置するバーは、たまたま厳密にスライス面内に存在するのでない限り、ＣＴ画像に全く再現されないからである。ファントムがこの様に配置されるときに、チルト角、即ちガントリと垂直面とのなす角度はゼロに等しい。
段階１０２中で、ファントムに対する画像化されるスライスの位置に依存するＣＴ画像が形成される。これは図４に明確に示されている。図４は、ファントムとスキャン面とを示している。スキャン面は、ＣＴ画像により再現されるスライス面とも称され、符号Ｅで示される。示されるように、構造６６の各バーはスライス面を（貫通）点で貫通する。一つの構造の一平面内における貫通点は直線上に配置される。その直線とは即ち、スライス面Ｅと問題の構造６６の面とが交わる線である。従って、原理的に図５に示されるＣＴ画像が得られ、この画像は一般に各構造の４つの貫通点を含む。
構造の一つが存在する面とスライス面Ｅとのこの交線が外側のバーと垂直に交差する場合は、内側の貫通点は、図５の点の上下の線について示されるように、同じ線上の外側の貫通点に関して対称的に配置される。しかしながら、スライス面Ｅが９０°以外の角度で外側のバーと交差する場合には、内側の貫通点は同一の線上に存在するが、図５のＣＴ画像の右の線と左の線の点について示されるように、外側の貫通点に関して非対称に配置される。２つの内側貫通点が相互に近接するほど、平面Ｅからファントムの辺に対して斜めに延在する２本のバーの交点への距離はより小さくなる。その面が厳密に交点を通って延在するときに、２つの内側貫通点は一致し、それによりＣＴ画像は一直線上の３つの点のみを含む。
上記はファントムに関するスライスの位置がＣＴ画像から決定されることを示している。従って、段階１０３ではＣＴ画像の全ての貫通点の位置が、好ましくは適切な画像処理方法により決定される。２次元ＣＴ画像のこれらの点及び知られたファントム４４又は構造６６の幾何形状に基づき、平面Ｅを決定する少なくとも３つの貫通点の位置はファントムに恒久的に結び付けられた座標系xp，yp，zpで３次元的に決定される。次の段階１０４中に、マーカー８及び５５の位置は位置測定システム４、５により測定される。この位置は位置測定システムに結び付けられた座標系xs，ys，zsで得られる。
ファントムに結び付けられた座標系xp，yp，zpでのファントム４４のマーカー５５の位置が最初から既に知られている故に、及びマーカー５５の位置が位置測定システム４、５によってそれに結び付けられた座標系xs，ys，zsにおいて同時に測定されている故に、段階１０５で、ファントムの座標系xp，yp，zpでのスライス面Ｅの既に決定されている（段階１０３で）位置は、位置測定システムに結び付けられた座標系xs，ys，zsでまず計算される。ガントリに関するスライス面Ｅはガントリ上のマーカー８の前に測定された位置、即ち、ガントリに恒久的に結び付けられた座標系xg，yg，zgと照合することにより決定される。これらの座標は段階１０５で較正データとして記憶される。
後のＣＴ検査中にガントリが再びこの較正段階中のように垂直に配置されたときに、ガントリ上のマーカーに対する、又はガントリに対する平面Ｅの位置は知られていることになる。空間内又は位置測定システムに対するガントリの位置はそれにより測定できるので、空間内のスライス平面の位置の決定を可能にするためには、ガントリ上のマーカー２の位置を測定することで十分である。
段階１０６で、ガントリの最大チルト角が既に到達されているか否かがチェックされる。そうでない場合にはチルト角αは増加分ｄだけ変化され、段階１０２から１０５が再び実行され、ガントリに結び付けられた座標系xg，yg，zgに関するスライス面の位置がこのチルト角について記憶される。最大チルト角が１０２から１０６の数回のループの後に達成されたとき、較正過程は終了される。
後に、ＣＴスキャナのスライス平面は、検査ゾーンに導入された手術器具が厳密にスライス平面内に配置されるように動かされなければならないことが想定されている。この目的のために要求される方法は、スライス平面の位置の正確な知識を必要とし、図７に示されるフローチャートを参照して以下に詳細に説明する。
初期化２００の後に、段階２０１で、位置測定システムはその上に設けられたＬＥＤの形のマーカーにより手術器具（図示せず）の位置を決定する。段階２０１で決定された器具の位置に基づいて、段階２０２では、手術器具を含むスライス面の位置及び向きが位置測定システムに結び付けられた座標系で決定される。
段階２０３では、ガントリのマーカーの第一の位置Ｍ（xs，ys，zs）が決定される（この段階は、較正以後、位置測定システム及びガントリが動かされていないことが確かな場合には省略されることができる）。ガントリ上のマーカー２００の位置の測定に基づいて、更に段階２０３では、ガントリのその時の位置から得られたスライス平面の位置が計算される。段階２０４ではガントリがチルトされ、スライス平面が器具により定義される平面と一致するまで長手方向に手動で又は自動的に変位される。ガントリを変位する代わりに、患者テーブルのテーブルトップがモーター８８により変位されることもできる。
それに続いて、段階２０５で、手術器具を完全に再現するＣＴ画像が形成される。この手順は２０６で終了する。
本発明による方法はＣＴスキャナの構成パラメータに関するいかなる知識も必要としない。したがって、同じ要求（位置測定システム、ファントム、マーカー）を用いて、図６、図７を参照して説明された方法はいかなるベンダーからのＣＴスキャナのスライス面を決定するためにも適用されうる。
本発明による方法は単一のＣＴスライス画像の形成のためのみだけでなく、Ｘ線源及びＸ線検出器がガントリ内で連続的に回転し、ガントリ及び同時に患者テーブルが相互に変位するいわゆるヘリカルＣＴ方法に対しても用いられる。単一のスライスに代わってこの場合には、完全な体積が一連のスライスにより再現される。この体積の位置は、ヘリカルＣＴ検査での測定時の位置が追加的に測定され、ガントリと患者テーブルの相互の変位の相対速度が知られている場合には、単一の測定により決定される。
本発明による方法の利点がＣＴスキャナの場合に特に強調されているが、本発明はそのような画像化システムに限定されない。それは超音波画像化システムに対してもまた用いられる。超音波トランスデューサはまた筐体に収容され、それにより画像化されるスライス面の位置は正確に示されない。しかしながら、筐体がマーカーを設けられた場合には、及びスライス面の位置がやはりマーカーを設けられたファントムに対して測定された場合には、スライス面の位置は超音波トランスデューサを収容する筐体のマーカーに基づいて決定されることができる。
本発明はまたＭＲ方法（ＭＲ＝磁気共鳴）について用いられることもできる。ＭＲ画像により再現されるスライスの位置及び向きは傾斜磁場によっても定義される故に、スライス面の正確な位置を示すことは困難である。これは本発明による方法によれば簡単に可能となる。その場合、ファントムは構造６６のＭＲコントラストがその近傍のＭＲコントラストから明確に識別されるような構造でなければならない。
【図１】
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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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