JP6876065B2 - 放射線照射を低減された手術中の３次元視覚化 - Google Patents

Description

本開示は、医療デバイスに概して関係があり、より具体的には、脊椎手術の分野、並びに手術野内の手術器具の準リアルタイムの術中３Ｄ画像を表示するシステム及び方法に関係がある。

本発明は、Ｘ線のような患者画像が取得され表示される方法を改めるシステム及び方法を考えている。より具体的には、発明のシステム及び方法は、執刀医又は他のユーザに表示される画像の品質又は解像度をそれほど犠牲にすることなく、医療処置中に患者が浴びる総放射線量を減らす手段を提供する。

多くの医療処置は、臓器及び骨のような患者の内部身体構造の画像を取得することを必要とする。いくつかの処置では、手術は、手術部位の周期画像を活用して成し遂げられる。手術は、執刀医、インターベンショナル・ラジオロジスト、疼痛管理医師、等のような医療関係者によって行われるあらゆる侵襲的検査又は介入を広く意味し得る。連続イメージングによって実際に導かれる（本願では「画像誘導」と呼ばれる。）手術、処置、及び介入において、頻出する患者画像が、医師による手術器具（カテーテル、針、器具又はインプラント）の適切な配置又は特定の医療処置の実行のために必要である。蛍光透視又はフルオロは、術中Ｘ線の一形式であり、Ｃアームとしても知られている蛍光透視ユニットによって撮影される。Ｃアームは、Ｘ線ビームを患者を通して送り、骨格又は血管構造のような、その領域における生体構造の写真を取り込む。それは、あらゆる写真のように、３次元（３Ｄ）空間の２次元（２Ｄ）画像である。しかし、カメラによって撮影されたあらゆる写真のように、重要な３Ｄ情報は、何が何の前にあるのか、及び１つの物が他に対してどれくらい大きいのかに基づき、２Ｄ画像において存在する可能性がある。

デジタル再構成放射線写真（ＤＲＲ；Digitally reconstructed radiograph）は、患者のＣＴスキャンを行って、異なる角度及び距離からＸ線を撮影することをシミュレーションすることで構成されるＸ線のデジタル表現である。その結果として、例えば、Ｃアーム蛍光透視によって、その患者について撮影され得るあらゆる可能なＸ線がシミュレーションされ得る。それは一意的であり、患者の解剖学的特徴がお互いに対してどのように見えるかに特有である。“シーン”が制御されるので、すなわち、患者に対するＣアームの視覚的位置及びお互いに対する角度を制御することによって、写真が生成され得、手術室（ＯＲ；Operating Room）においてＣアームによって撮影されたあらゆるＸ線のように見えるはずである。

蛍光透視画像を撮影することといった、多くのイメージングアプローチは、たとえ低線量でも、患者を放射線にさらすことを伴う。しかし、そのような画像誘導プロシージャにおいて、低線量の数は積み重なり、それにより、トータルの放射線照射は、患者にとってだけでなく、執刀医又は放射線科医及び外科的処置に関わる他の者にとっても不利益となりうる。画像が撮影されるときに患者／執刀医に対する放射線照射の量を減らすための様々な既知の方法があるが、それらのアプローチは、取得される画像の解像度を低減させるという代償を払う。例えば、あるアプローチは、標準のイメージングとは対照的にパルスイメージングを使用し、一方で、他のアプローチは、照射の時間又は強さを手動により変更することを伴う。視野を狭めることも、（放射線“散乱”の量を変更すると同時に）放射線照射の面積及びその品質を潜在的に低減させることができるが、先と同じく、医療上の決定を行うときに執刀医に利用可能な情報を減らすことを犠牲にする。コリメータが利用可能であり、選択可能な部位への照射の面積を特に減らすことができる。しかし、コリメータは患者の特定の領域をＸ線の照射から特に除くので、それらの領域では画像が利用可能でない。よって、医療関係者は、特に選択された領域に制限された患者の不完全なビューを有することになる。更には、多くの場合、外科的介入の間に撮影された画像は、外部又は器材、すなわち、介入を行うために使用された実際の器具／インプラントによって遮られる。

特定の脊椎外科手術は画像誘導される。例えば、椎弓根スクリューの配置を伴う脊椎処置中に、スクリューが椎弓根に挿入されている間に周期的に骨の解剖学的構造並びにその解剖学的構造に対する手術器具及びインプラントの相対的なポジション及び姿勢を視覚化することが執刀医にとって必要である。Ｃアーム蛍光透視は、現在のところ、この術中イメージングを提供する最も一般的な手段である。Ｃアーム蛍光透視は３Ｄの生体構造の２Ｄのビューを提供するので、執刀医は、生体構造内の器具及びインプラントのポジション、姿勢、及び深さを定めるよう、異なる視点からの１つ以上のビュー（ショット）を解釈しなければならない。コンピュータ断層撮影（ＣＴ；Computed Tomography）スキャン及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imaging）を含め、患者の生体構造の３Ｄ画像を取り込む手段が存在する。それらは、大きく、複雑で、高価な器材を一般的に必要とし、手術室では通常利用可能でない。しばしば、しかしながら、治療の過程で、患者は、手術の前に、関係がある生体構造の撮影された３次元のＣＴ及び／又はＭＲＩ画像のいずれか一方又は両方を有している。それらの術前画像は、術中に参照され、Ｃアームからの２Ｄ平面蛍光透視画像と比較され得る。このことは、実時間での患者の生体構造内の器具及びインプラントの視覚化を可能にするが、一度に１つの視点からだけである。一般に、ビューは、前後（Ａ／Ｐ；Anterior-Posterior）又は横方向のいずれかであり、Ｃアームは、ビューを変えるようその姿勢を動かされなければならない。

手術において蛍光透視を使用することの１つの欠点は、患者及び／又は関係者への電離放射線の照射である。この照射を最小限とするための措置がとられるべきである。故に、スタッフは、保護のための鉛遮へい体並びに時々特別な安全メガネ及び手袋を着用すべきである。発生する放射線の量を最小限とするために使用され得るＣアームに対する調整及び制御（例えば、パルス及び低線量）があるが、画像品質と生成される放射線との間にトレードオフが存在する。標準の医療処置に関連して使用可能であり、患者及び医療関係者への放射線照射を減らしながら、Ｃアーム画像の精度及び解像度において如何なる犠牲も払わないイメージングシステムの必要性がある。また、患者の生体構造に対する手術器具のポジション及び姿勢の術中３Ｄビューを執刀医に提供するイメージングシステムの必要性がある。

上記の必要性及び他は、本開示で記載される、手術野内の手術器具の準リアルタイムの術中画像を表示するシステム及び方法の実施形態によって対応される。

医療処置中に手術野内の患者の内部構造の３次元表示を生成する方法であって、ベースライン３次元画像をプロセッシングデバイスのデジタルメモリ記憶ユニットへインポートするステップと、前記ベースライン３次元画像をＤＲＲライブラリに変換するステップと、前記手術野内に位置している放射線不透過性マーカーの参照画像を２つの異なるポジションから取得するステップと、前記参照画像を前記ＤＲＲライブラリにマッピングするステップと、三角測量によって前記ベースライン３次元画像に対するイメージングデバイスのポジションを計算するステップと、前記放射線不透過性マーカーの３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示するステップとを有する方法が開示される。

医療処置中に手術野内の患者の内部構造の３次元表示を生成する更なる方法であって、ベースライン３次元画像をプロセッシングデバイスのメモリ記憶ユニットへインポートするステップと、前記ベースライン３次元画像をＤＲＲライブラリに変換するステップと、前記手術野内にある既知のジオメトリの放射線不透過性マーカーの参照画像を、２つの異なる位置にあるＣアームから取得するステップと、前記参照画像を前記ＤＲＲライブラリにマッピングするステップと、三角測量によって前記ベースライン３次元画像に対するイメージングデバイスのポジションを計算するステップと、前記放射線不透過性マーカーの３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示するステップと、前記参照画像の２つのポジションから前記放射線不透過性マーカーの術中画像を取得するステップと、前記放射線不透過性マーカーの前記既知のジオメトリに基づき前記術中画像をスケーリングするステップと、三角測量によって前記スケーリングされた術中画像を前記ベースライン３次元画像にマッピングするステップと、前記放射線不透過性マーカーの術中３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示するステップとを有する更なる方法が開示される。

イメージングシステム及び画像処理デバイス並びにトラッキングデバイスを含む画像誘導手術環境の絵画図である。 イメージングシステムにおいて全線量の放射線を用いて取得される手術野の画像である。 より少ない線量の放射線を用いて画像が取得された、図２Ａで示された手術野の画像である。 図２Ａ，Ｂで示された２つの画像が本開示の一態様に従ってマージされたことによる手術野のマージされた画像である。 図１で示された画像処理デバイスによって行われるグラフィクス処理ステップのフローチャートである。 生体構造の一部を遮る物体を含む手術野の画像である。 エッジ強調を伴った、図４Ａに示された手術野の画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 異なる関数がビュー内で解剖学的特徴及び非解剖学的特徴を決定するよう適用された図４Ｂの手術野を示す画像である。 閾値及びルックアップテーブルを用いて生成されたマスクの画像である。 閾値及びルックアップテーブルを用いて生成されたマスクの画像である。 膨張及び収縮後の、夫々図４Ｋ〜４Ｌに示されたマスクの画像である。 膨張及び収縮後の、夫々図４Ｋ〜４Ｌに示されたマスクの画像である。 非解剖学的特徴を画像から除去するよう図４Ｍ〜４Ｎのマスクを図４Ｂのフィルタ画像に夫々適用することによって用意された画像である。 非解剖学的特徴を画像から除去するよう図４Ｍ〜４Ｎのマスクを図４Ｂのフィルタ画像に夫々適用することによって用意された画像である。 生体構造の一部を遮る物体を含む手術野の画像である。 遮られた生体構造を表示するよう図５Ａの画像がベースライン画像と部分的にマージされたことによる、図５Ａに示された手術野の画像である。 遮断物を含む手術野のベースライン画像及びマージされた画像である。 遮断物を含む手術野のベースライン画像及びマージされた画像である。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像を取得するためのイメージングデバイスの境界内及び境界外のポジションのインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像を取得するためのイメージングデバイスの境界内及び境界外のポジションのインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像が前に取得された画像にスティッチされ得る場合のインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像が前に取得された画像にスティッチされ得る場合のインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 新しい画像を取得するためにＣアームを方向付ける際に使用される動きインジケータのトラッキングサークル及び方向とともにベースライン画像を示す表示のスクリーンプリントである。 ベースライン画像と同じ空間姿勢で新しい画像を取得するようイメージングデバイス又はＣアームを方向付けるのを助けるために使用される２ビューファインダーの表示のスクリーンショットである。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像を取得するための所望の軌跡とのイメージングデバイスのアライメントのインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 イメージングデバイス又はＣアームの動きと、新しい画像を取得するための所望の軌跡とのイメージングデバイスのアライメントのインジケータの提供とのために調整された手術野の表示である。 図１に示された画像処理デバイスのための表示及びユーザインターフェイスの描写である。 本開示に従う画像アライメントプロセスの図形表現である。 コリメータを通じて取得された手術野の画像である。 本明細書で開示されるシステム及び方法によって強化された、図１２Ａに示された手術野の画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 コリメータが動かされる場合にコリメータを通じて取得された手術野を示す画像である。 一実施形態に従う方法のフローチャートである。 手術野の代表的な３Ｄ術前画像である。 手術計画画面の表示、及び立案ツールの使用から得られる椎弓根スクリューの配置のためのプランの表現である。 手術表示画面の表示、及びＣアームの配置のための所望の角度を計算するために使用される仮想分度器機能の表現である。 放射線不透過性マーカーを伴ったＫ−ワイヤの配置を示す手術野の高解像度画像である。 Ｃアームの配置の画像である。 図２１の放射線不透過性マーカーを示す手術野の結果として得られる傾斜角画像である。 Ｃアームの配置の画像である。 図２１の放射線不透過性マーカーを示す手術野の結果として得られるＡ／Ｐ角画像である。 ポジション１にあるＣアームからの斜め画像である。 ポジション１にあるＣアームを示す。 ポジション２にあるＣアームからのＡ／Ｐ画像である。 ポジション２にあるＣアームを示す。 Ｃアームに対する３Ｄ画像のポジションをマッピングするための図２４Ａの画像と図２４Ｃの画像との統合を示す。 一実施形態に従って執刀医に利用可能な代表的な画像であり、Ａ／Ｐビュー上の手術器具の表現を示す。 一実施形態に従って執刀医に利用可能な代表的な画像であり、斜めビュー上の手術器具の表現を示す。 一実施形態に従って執刀医に利用可能な代表的な画像であり、側面ビュー上の手術器具の表現を示す。

本発明の原理の理解を促すことを目的として、これより、図において表され且つ以下の詳細な説明で記載される実施形態が参照される。本発明の適用範囲への制限はそれによって意図されないことが理解される。更には、本発明は、説明されている実施形態への如何なる変更及び修正も含み、且つ、本発明が属する技術分野において通常の知識を有する者に容易に想到可能である本発明の原理の更なる適用を含むことが理解される。

本明細書で開示される方法及びシステムは、外科テクノロジ、すなわち、従来のＣアームを使用した実際の器具及びインプラントの術中３Ｄ及び同時多断面イメージング、に対する改善を提供し、標準のＣアームの使用に対して精度及び効率を高め、より再現可能なインプラント配置を可能にし、脊椎手術における正確な配置の最終的な確認のために椎体及び椎弓根スクリューの軸方向像を提供し、術中放射線を減らすことによって患者及び手術スタッフの健康を改善し、インプラント精度を高めるとともに低侵襲プロシージャを（それらの固有の利点を有しながら）促進し、インプラントの配置を直すための再置換手術を減らす。

典型的なイメージングシステム１００が図１に示されている。イメージングシステム１００は、Ｃアームイメージングデバイス１０３を支持するベースユニット１０２を含む。Ｃアーム１０３は放射線源１０４を含む。放射線源１０４は、患者Ｐの真下に位置付けられ、放射線ビームを受信器１０５へ上向きに方向付ける。放射線源１０４から放射された放射線ビームは、円錐状であり、それにより、照射野は、放射線源１０４を患者のより近くへ又は患者からより遠くへ動かすことによって変更され得ることが知られている。放射線源１０４は、照射野を制限するよう構成されるコリメータを含んでよい。Ｃアーム１０３は、手術野の異なる視野角のために矢印１０８の方向において患者Ｐの周りを回転され得る。いくつかの例において、インプラント又は器具Ｔは、手術野を遮るものがないビューのために視野角の変化を必然的に伴いながら、手術野に位置付けられ得る。このように、患者に対する、より具体的には、関心のある手術野に対する受信器のポジションは、執刀医又は放射線科医によって必要とされるように処置の間変化し得る。結果として、受信器１０５は、トラッキングデバイス１３０を用いてＣアームのポジションの追跡を可能にするトラッキング標的１０６を取り付けられ得る。単なる例として、トラッキング標的１０６は、標的の周りで間隔をあけられた複数の赤外線反射体又は放射体を含んでよく、一方、トラッキングデバイス１３０は、トラッキング標的１０６によって反射又は放射された赤外線信号から受信器１０５のポジションを三角測量するよう構成される。ベースユニット１０２は制御パネル１１０を含む。制御パネル１１０を通じて、放射線技師は、放射線照射とともに、Ｃアームの位置を制御することができる。このように、典型的な制御パネル１１０は、執刀医の指示で手術野の“撮影をする”こと、放射線量を制御すること、及び放射線パルス画像を開始することを放射線技師に可能にする。

Ｃアーム１０３の受信器１０５は、画像データを画像処理デバイス１２２へ送る。画像処理デバイス１２２は、それに付随するデジタルメモリと、デジタル及びソフトウェア命令を実行するプロセッサとを含むことができる。画像処理デバイス１２２は、表示デバイス１２６での表示１２３、１２４としての投影のためのデジタル画像を生成するためにフレームグラバー技術を使用するフレームグラバー（frame grabber）を更に組み込んでよい。表示は、処置中に執刀医へのインタラクティブな表示のために位置付けられる。２つの表示は、本明細書で記載されるように、横方向及びＡ／Ｐのような、２つのビューからの画像を示すために使用されてよく、あるいは、手術野のベースラインスキャン及び現在のスキャン、又は現在のスキャン、及び前のベースラインスキャンと低照射の現在のスキャンとに基づく“マージされた”スキャンを示してよい。キーボード又はタッチスクリーンのような入力デバイス１２５は、オンスクリーンの画像を選択し操作することを執刀医に可能にすることができる。入力デバイス１２５は、画像処理デバイス１２２によって実装される様々なタスク及び機能に対応するキー又はタッチスクリーンアイコンの配列を組み込んでよいことが理解される。画像処理デバイス１２２は、受信器１０５から得られた画像データをデジタルフォーマットに変換するプロセッサを含む。いくつかの場合に、Ｃアームは、シネ（cine）照射モードにおいて作動し、毎秒多くの画像を生成してよい。それらの場合に、複数の画像は、動きアーチファクト及びノイズを低減するよう、短時間にわたって全体に単一の画像に平均され得る。

本発明の一態様において、画像処理デバイス１２２は、より低い線量（ＬＤ；Lower Doses）の放射線を用いて取得されたそれほど詳細でない画像から導出される高品位の実時間画像を表示１２３、１２４で提供するよう構成される。例として、図２Ａは、“全線量”（ＦＤ；Full Dose）Ｃアーム画像であり、一方、図２Ｂは、同じ生体構造の低線量（ＬＤ；Low Dose）及び／又はパルス画像である。ＬＤ画像は非常に“ノイジー”であり、正確な画像誘導手術のための、局所生体構造に関する十分な情報を提供しないことが明らかである。ＦＤ画像は、手術野の鮮明なビューを提供し、一方で、放射線量が高ければ高いほど、処置の間に多数のＦＤ画像を取り込むことを好ましくないものにする。本明細書で記載されるステップを用いると、執刀医は、図２Ｃに示される現在の画像を提供される。それは、ＬＤ画像のノイズを大幅に、いくつかの場合に約９０％だけ減らす。それにより、執刀医は、パルス又は低線量放射線設定を用いて鮮明な実時間画像を提供される。この能力は、イメージングの間の劇的により少ない放射線照射で、処置の間に器具及びインプラントのポジションを確認することを可能にする。

図３のフローチャートは、本発明に従う方法の一実施形態を表す。最初のステップ２００で、ベースライン高解像度ＦＤ画像が手術野から取得され、画像処理デバイスに関連したメモリに格納される。処置の間にＣアームが動かされるいくつかの場合に、多数の高解像度画像が手術野内の異なる位置で取得され得、次いで、それらの多数の画像は、既知の画像スティッチング技術を用いて、合成ベース画像を形成するよう、“スティッチ”される。Ｃアームの動き、より具体的には、それらの動きの間に取得画像を“追跡”することは、本明細書でより詳細に記載される他のステップで説明される。本議論のために、イメージングシステムは相対的に固定されていると仮定される。これは、Ｃアーム及び／又は患者の極めて限られた動きのみが考えられていることを意味し、例えば、硬膜外疼痛処置、椎弓根Ｋ−ワイヤ配置、又は結石除去で起こり得る。ベースライン画像は、ステップ２０２において、手術野が画像内で適切に中心に置かれているとの確認のために、表示１２３に投影される。いくつかの場合に、新しいＦＤ画像は、適切なベースライン画像が取得されるまで取得されてよい。Ｃアームが動かされるプロシージャにおいて、新しいベースライン画像は、以下で説明されるように、イメージングデバイスの新しい位置で取得される。表示画像がベースライン画像として受け入れ可能である場合には、ユーザインターフェイス上で、例えば、表示デバイス１２６又はインターフェイス１２５上でボタンが押下されてよい。生理学的過程（例えば、呼吸）による相当量の動きが予期される、解剖学的領域に対して実行されるプロシージャにおいて、サイクルの多数の相にわたって同じ領域について多数のベースライン画像が取得されてよい。それらの画像は、ＥＣＧ又はパルス酸素濃度計のような他の医療器具からの時間データにタグ付けされてよい。

ベースライン画像が取得されると、ベースライン画像セットがステップ２０４において生成される。このとき、もとのベースライン画像は、そのもとのベースライン画像の数千の置換を生成するよう、デジタルで回転され、平行移動され、且つサイズ変更される。例えば、１２８×１２８ピクセルの典型的な２次元（２Ｄ）画像は、１ピクセル間隔でｘ及びｙ方向において±１５ピクセルだけ平行移動され、３度間隔で±９度だけ回転され、２．５％間隔で９２．５％から１０７．５％にスケーリングされて（自由度４、すなわち４Ｄ）、ベースライン画像セットにおいて４７，０８９枚の画像をもたらし得る。（３次元（３Ｄ）画像は、ｘ及びｙ軸に直交する２つの更なる回転の追加により６Ｄ解空間を暗示する。もとのＣＴ画像データセットは、同様にして数千といった多数のＤＲＲを形成するために使用され得る。）このように、このステップでは、もとのベースライン画像は、あたかももとのベースライン画像が異なる動作置換の夫々で取得されたかのように、数千の新しい画像表現を発生させる。この“解空間（solution space）”は、ステップ２０６において、グラフィクスカードメモリに、例えば、画像処理デバイス１２２のグラフィクス処理ユニット（ＧＰＵ；Graphics Processing Unit）に格納されるか、あるいは、ＧＰＵがそれらの画像を生成することができる速度及び解空間における画像の数に応じて、ＧＰＵへ送られる新しい画像として形成されてよい。現在の計算能力によれば、独立の医療用コンピュータで、ほぼ８５０，０００枚の画像を有しているベースライン画像セットの生成は、ＧＰＵの複数のプロセッサが夫々同時に画像を処理することができるので、ＧＰＵにおいて１秒に満たず起こることができる。

処置の間、新しいＬＤ画像はステップ２０８において取得され、画像処理デバイスに関連したメモリに格納され、表示１２３に投影される。新しい画像は、より低い放射線量で取得されるので、非常にノイジーである。よって、本発明は、より有用な情報を執刀医に伝える第２表示１２４でのより鮮明な画像を生成するよう、新しい画像をベースライン画像セット内の画像と“マージ”するステップを設ける。よって、本発明は、統計的に有意な一致を見つけるよう新しい画像がベースライン画像セット内の画像と比較される画像認識又はレジストレーションステップ２１０を考えている。新しい“マージされた”画像がステップ２１２で生成され、もとの新しい画像のビューに隣接して表示１２４で表示されてよい。プロシージャの全体にわたる様々な時点で、新しいベースライン画像がステップ２１６で取得されてよく、ステップ２０４で新しいベースライン画像セットを生成するために使用される。

ステップ２１０は、現在の新しい画像をベースライン画像セット内の画像と比較することを考えている。このステップは外科手術の間に起こるので、時間及び精度が重要である。望ましくは、ステップは、１秒未満で画像レジストレーションを取得することができる。それにより、画像がＣアームによって取り込まれる時と、マージされた画像がデバイス１２６で表示される時との間には、有意な遅延が存在しない。様々なアルゴリズムが、ベースライン画像セットに含まれる画像の数、アルゴリズム演算を実行するコンピュータプロセッサ又はグラフィクスプロセッサのサイズ及び速度、計算を行うために割り当てられる時間、並びに比較される画像のサイズ（例えば、１２８×１２８ピクセル、１０２４×１０２４ピクセル、等）に応じて、用いられてよい。１つのアプローチにおいて、４Ｄ空間にわたるグリッドパターンにおいて上記の所定の位置にあるピクセルどうしの間で、比較が行われる。他のヒューリスティックアプローチでは、ピクセル比較は、関係のある一致の可能性がより大きいと信じられる画像の領域に集中することができる。それらの領域は、グリッド又はＰＣＡサーチ（以下で定義される。）からの知識、トラッキングシステム（例えば、光学式手術ナビゲーションデバイス）からのデータ、又はＤＣＯＭ若しくは相当するものからの位置データに基づき“予め選択”されてよい。代替的に、ユーザは、プロシージャに関係があると考えられる解剖学的特徴をベースライン画像上でマークすることによって、比較のために画像の１つ以上の領域を特定することができる。この入力によれば、領域内の各ピクセルは、０から１の間の関連度スコアを割り当てられ得る。関連度スコアは、新しい画像がベースライン画像と比較される場合に、画像相似関数に対するピクセルの寄与をスケーリングする。関連度スコアは、集中すべき領域又は無視されるべき領域を識別するよう較正されてよい。

他のアプローチでは、主成分分析（ＰＣＡ；Principal Component Analysis）が行われる。これは、フル解像度のグリッドアプローチにより可能にされるよりも、割り当てられる時間量において、より多くのより大きい画像との比較を可能にすることができる。ＰＣＡアプローチにおいて、画像セットの各ピクセルがお互いと如何にして共変するかに関して決定がなされる。共分散行列は、解集合全体のごく一部（例えば、ベースライン画像セットの中のランダムに選択された１０％）のみを用いて生成される。ベースライン画像セットからの各画像は、列ベクトルに変換される。一例において、７０×４０ピクセルの画像は、２８００×１ベクトルになる。それらの列ベクトルは、０の平均及び１の分散に正規化され、より大きい行列へと結合される。共分散行列は、このより大きい行列から決定され、最も大きい固有ベクトルが選択される。この特定の例について、３０個のＰＣＡベクトルは、各々の画像の分散の約８０％を説明することができることが分かっている。よって、夫々の２８００×１画像ベクトルは、１×３０ベクトルを得るよう、２８００×３０ＰＣＡベクトルを乗じられ得る。同じステップが新しい画像に適用され、新しい画像は、２８００×１画像ベクトルに変換され、２８００×３ＰＣＡベクトルとの乗算は、新しい画像に対応する１×３０ベクトルを生成する。解集合（ベースライン画像）ベクトル及び新しい画像ベクトルは正規化され、解空間内の各ベクトルに対する新しい画像ベクトルのドット積が計算される。最も大きいドット積をもたらす（すなわち、１に近い）解空間ベースライン画像ベクトルは、新しい画像に最も近い画像であると決定される。本例は、解析に使用される異なる主成分及び／又は異なる画像サイズにより変更されてよいことが理解される。更には、他の既知の技術が実装されてよく、それは、例えば、固有ベクトル、特異値決定、平均二乗誤差、平均絶対誤差、及びエッジ検出を利用してよいことが理解される。更には、様々な画像認識アプローチが、画像の選択された領域に適用され得、あるいは、様々な統計的尺度が、適切な信頼閾値内に入る一致を見つけるよう適用され得ることが考えられている。信頼又は相関値が割り当てられてよく、それは、新しい画像と選択されたベースライン画像との間、又はベースライン画像セットの中の選択された画像どうしの間の相関の程度を定量化する。この信頼値は、執刀医の再検討のために表示されてよい。執刀医は、信頼値が特定の表示のために許容可能であるかどうか、及び他の画像が取得されるべきであるかどうかを判断することができる。

画像誘導外科手術において、ツール、インプラント、及び器具は、画像フィールド内に不可避的に現れる。それらの物は、通常は放射線不透過性であり、結果として、関係のある患者の生体構造をビューから遮る。ステップ２１０で取得された新しい画像は、よって、ベースライン画像セットの中のいずれの画像とも相関しないツールＴのアーチファクトを含む。このように、画像内のツールの存在は、上記の比較技術が新しい画像とベースライン画像セットの中のいずれかの画像との間の高度なレジストレーションを生じさせないことを確かにする。それでもなお、上記のプロシージャの夫々の最終結果が、統計的に関係があるか又は特定の閾値を超える最も高い相関度を追求すべきである場合に、画像レジストレーションは、新しい画像の全体、ツールアーチファクト、等を伴って行われ得る。

代替的に、画像レジストレーションステップは、新しい画像上のツールアーチファクトを考慮するよう変更されてよい。１つのアプローチにおいて、新しい画像は、ツールによって“遮られる”画像ピクセルの数を決定するよう評価されてよい。この評価は、各ピクセルのグレースケール値を閾値と比較し、その閾値の外にあるピクセルを除くことを有することができる。例えば、ピクセルのグレースケール値が０（完全な黒色）から１０（完全な透明）まで変化する場合に、３の閾値が、特定のピクセルを評価から除くよう適用されてよい。その上、位置データが様々な追跡されるツールについて利用可能であるとき、アルゴリズム的に、遮られる領域は、数学的に回避され得る。

他のアプローチにおいて、画像認識又はレジストレーションステップ２１０は、ベースライン画像（すなわち、図１１に関連して以下で記載されるように、Ｃアームの動きを考慮するよう変換されているベースライン画像）の又は患者の変換されたバージョンに対するＬＤ画像の類似性を測定するステップを含んでよい。画像誘導外科手術において、Ｃアームシステムは、同じ生体構造の複数の画像を取得する。この画像の連続にわたって、システムは、少しずつ動いてよく、手術ツールは、たとえ解剖学的特徴が比較的安定したままであったとしても、視野から付加又は除外されてよい。以下で記載されるアプローチは、他の後の画像において欠けている詳細を埋めるよう、１つの画像に存在する解剖学的特徴を使用することによって、解剖学的特徴におけるこの一貫性を利用する。このアプローチは、高品位の全線量画像から後の低線量画像への変換を更に可能にする。

本アプローチにおいて、画像のスカラー関数の形をとる相似関数が、現在のＬＤ画像とベースライン画像との間のレジストレーションを決定するために使用される。このレジストレーションを決定するよう、最初に、画像どうしの間で起こった漸増的な動きを決定することが必要である。この動きは、４自由度に対応する４つの数、すなわち、スケール、回転、並びに垂直方向及び水平方向の移動、によって記述され得る。比較される所与の画像対に関して、それら４つの数の知識は、画像のうちの１つが操作されることを可能にし、それにより、同じ解剖学的特徴が両方の画像の間で同じ位置に現れる。スカラー関数は、このレジストレーションの尺度であり、相関係数、ドット積又は平均二乗誤差を用いて求められ得る。例として、ドット積スカラー関数は、２つの画像における各ピクセル対での強度値の積の和に対応する。例えば、ＬＤ及びベースライン画像の夫々において１２３４，１２３４に位置するピクセルの強度値が乗じられる。同様の計算は、全ての他のピクセル位置について行われ、それらの乗算値の全ては、スカラー関数のために加算される。２つの画像が正確なレジストレーションにある場合に、このドット積は最大限の大きさを有することが認識され得る。すなわち、最良の組み合わせが見つけられるときに、対応するドット積は他よりも通常は高く、Ｚスコア（すなわち、平均を上回る標準偏差の数）として報告され得る。７．５よりも大きいＺスコアは、レジストレーションが偶然見つけられなかった９９．９９９９９９９％の確実性を表す。このドット積を用いて求められるレジストレーションは、患者の生体構造のベースライン画像と、視野及びイメージング器材が動かされたか又は非解剖学的物体が視野内に導入された後に後の時点で取り込まれたその同じ生体構造の実時間の低線量画像との間にあることが念頭に置かれるべきである。

このアプローチは、同じ計算を並列に実行することができる複数のプロセッサから成るＧＰＵのような並列コンピューティングアーキテクチャを使用する実施に特に適している。ＧＰＵの各プロセッサは、よって、ＬＤ画像と、ベースライン画像の１つの変換されたバージョンとの相似関数を計算するために使用されてよい。このようにして、ベースライン画像の複数の変換されたバージョンが、同時にＬＤ画像と比較され得る。変換されたベースライン画像は、ベースラインが取得され、次いでＧＰＵメモリに格納される場合に、前もって生成され得る。代替的に、単一のベースライン画像が記憶され、そして、変換された座標からテクスチャ・フェッチングにより読み出すことによって比較の間にオンザフライで変換され得る。ＧＰＵのプロセッサの数が、考えられるべき変換の数を大いに超える状況では、ベースライン画像及びＬＤ画像は、異なるセクションに分けられ得、各セクションの相似関数は、異なるプロセッサで計算され、次いで、その後にマージされ得る。

２つの画像をアライメントするよう最良の変換の決定を更に加速させるよう、相似関数は、最初に、含まれるピクセルがより少ないダウンサンプリングされた画像を用いて計算され得る。このダウンサンプリングは、隣接するピクセルのグループを全体に平均することによって、前もって実行され得る。広範囲の起こり得る動きに対する多くの変換のための相似関数は、最初に、ダウンサンプリングされた画像について計算され得る。このセットからの最良の変換が決定されると、その変換は、より多くのピクセルを含む画像に適用される可能な変換のより細かいグリッドの中心として使用され得る。このようにして、複数のステップが、短い時間量での広範な可能な変換を考慮しながら、高い精度で最良の変換を決定するために使用される。異なる画像における相対的な強度レベルの差によって引き起こされる相似関数に対するバイアスを減らすよう、且つ、ユーザにとって関心がある画像において解剖学的特徴を優先的にアライメントするよう、画像は、相似関数が計算される前にフィルタをかけられ得る。そのようなフィルタは、理想的には、低線量画像に関連した非常に高い空間周波数のノイズを抑制し、一方、重要な解剖学的詳細を欠いた大きな平面領域に関連した低い空間周波数の情報も抑制する。この画像ろ過は、例えば、畳み込み、フーリエドメインにおける乗算、又はバターワースフィルタにより成し遂げられ得る。このように、ＬＤ画像及びベースライン画像の両方が、相似関数を生成するより前に、然るべくフィルタ処理されることが考えられている。

先に説明されたように、手術ツールのような非解剖学的特徴が画像に存在することがある。その場合に、ＬＤ画像とベースライン画像との間のアライメントを決定するために解剖学的特徴のみが使用されることを確かにするよう、相似関数計算に対する変更が必要とされ得る。ピクセルが解剖学的特徴の部分であるか否かを識別するマスク画像が生成され得る。一態様において、解剖学的ピクセルは１の値を割り当てられてよく、一方、非解剖学的ピクセルは０の値を割り当てられる。値のこの割り当ては、相似関数が上述されたように計算される前に、ベースライン画像及びＬＤ画像の両方が、対応するマスク画像を乗じられることを可能にする。すなわち、マスク画像は、相似関数計算に対する如何なる影響も回避するよう、非解剖学的ピクセルを取り除くことができる。

ピクセルが解剖学的であるか否かを決定するよう、各ピクセルの周りの近傍において様々な関数が計算され得る。近傍のそれらの関数は、標準偏差、傾きの大きさ、並びに／又はもとのグレースケール画像における及びフィルタをかけられた画像におけるピクセルの対応する値を含んでよい。あるピクセルの周りの“近傍”は、５×５又は３×３グリッドといった、所定数の隣接するピクセルを含む。その上、それらの関数は、例えば、標準偏差の近傍の標準偏差を求めることによって、又は標準偏差及び傾きの大きさの二次関数を計算することによって、組み合わされ得る。近傍の適切な関数の一例は、骨と金属の器具とを見分けるためのエッジ検出技術の使用である。金属は骨よりも鋭いエッジを示し、この差は、“エッジ”ピクセルの近傍における標準偏差又は傾き計算を用いて決定され得る。近傍関数は、このようにして、このエッジ検出アプローチに基づき、ピクセルが解剖学的又は非解剖学的であるかどうかを判定し、１又は０の値を適宜ピクセルに割り当ててよい。

値の組が特定のピクセルについて計算されると、それらの値は、前に取得された画像の測定から決定された閾値と比較され得、バイナリ値が、超えられる閾値の数に基づきピクセルに割り当てられ得る。代替的に、０から１の間の小数値が、解剖学的又は非解剖学的特徴の部分としてのピクセルの識別に関する確からしさの程度を反映するように、ピクセルに割り当てられてよい。それらのステップは、画像内の１つのピクセルでの計算をＧＰＵ上の１つのプロセッサに割り当て、それによって、複数のピクセルの値が同時に計算されることを可能にすることによって、ＧＰＵにより加速され得る。マスクは、収縮（erosion）及び膨張（dilation）のような形態学的な画像操作の組み合わせを用いて、非解剖学的特徴に対応する領域を満たし且つ広げるよう操作され得る。

このアプローチのステップの例が図４Ａ〜４Ｐの画像において表されている。図４Ａにおいて、手術野の画像は、解剖学的特徴（患者の頭蓋骨）及び非解剖学的特徴（例えば、クランプ）を含む。図４Ａの画像は、図４Ｂのフィルタ処理された画像を生成するよう、エッジ強調のためにフィルタをかけられる。このフィルタ処理された画像は、従来の様態において数千のピクセルによって表現され、各ピクセルの強度値は、フィルタのエッジ強調属性に従って変更されている。この例で、フィルタはバターワースフィルタである。このフィルタ処理された画像は、次いで、非解剖学的特徴に対応するマスクを生成するための８つの異なる技術を受ける。よって、上記の近傍関数（すなわち、標準偏差、傾き、及びそれらの複合関数）が、図４Ｃ〜４Ｊの異なる画像を生成するよう、図４Ｂのフィルタ処理された画像に適用される。それらの画像の夫々は、ライブＬＤ画像との比較及びレジストレーションのために、ベースライン画像として記憶される。

よって、図４Ｃ〜４Ｊの各画像は、マスクを生成するために使用される。上述されたように、マスク生成プロセスは、ピクセル強度と閾値との比較によって、あるいは、既知の非解剖学的特徴に対応する強度値がピクセル強度と比較されているルックアップテーブルによってよい。近傍関数画像の１つについて閾値及びルックアップテーブルによって生成されたマスクは、図４Ｋ〜４Ｌに示されている。マスクは、次いで、図４Ｍ〜４Ｎで表されているように、非解剖学的特徴に対応する領域を満たし且つ広げるよう操作され得る。結果として現れるマスクは、次いで、ライブのＬＤ画像と比較される図４Ｏ〜４Ｐの“最終の”ベースライン画像を生成するよう、図４Ｂのフィルタ処理された画像に適用される。上述されたように、それらの計算及びピクセル評価の夫々は、ＧＰＵの個々のプロセッサにおいて実行され得、それにより、それらの画像の全てがごく短時間に生成され得る。更に、それらのマスクをかけられたベースライン画像の夫々は、手術野又はイメージングデバイスの動きを考慮するよう変換され、そして、ベースライン画像とＬＤ画像との間の最良のアライメントに対応する最も高いＺスコアをもたらすベースライン画像を見つけるようライブのＬＤ画像と比較され得る。この選択されたベースライン画像は、次いで、以下で説明される様態で使用される。

画像レジストレーションが完了すると、新しい画像は、種々の方法でベースライン画像セットからの選択された画像とともに表示されてよい。１つのアプローチでは、２つの画像は、図５Ａ、５Ｂで表されているように、マージされる。もとの新しい画像は、図５Ａにおいて示されており、はっきりと可視的であって、下にある生体構造を遮る器具Ｔを伴う。ステップ２１２（図３）で生成される部分的にマージされた画像は、図５Ｂにおいて示されており、器具Ｔは依然として可視的であるものの、実質的に緩和されており、下にある生体構造は可視的である。２つの画像は、従来の方法で画像のデジタル表現を結合することによって、例えば、２つの画像のピクセルデータを加算又は平均化することによって、マージされてよい。１つの実施形態では、執刀医は、例えば、ユーザインターフェイス１２５を通して、表示されている画像において、１つ以上の特定の関心領域を識別してよく、そして、マージ動作は、関心領域外の表示のためにベースライン画像データを利用し、関心領域内の表示のためにマージ動作を行うよう構成され得る。ユーザインターフェイス１２５は、マージされた画像において表示される新しい画像に対するベースライン画像の量を制御する“スライダ”を設けられてよい。他のアプローチでは、執刀医は、図６Ａ、６Ｂに示されているように、相関されたベースライン画像と新しい画像又はマージされた画像とを交互に繰り返してよい。図６Ａにおける画像は、新しい画像に対して最も高い相関度を有すると認められたベースライン画像セットからの画像である。図６Ｂにおける画像は、得られた新しい画像である。執刀医は、下にある生体構造のより明りょうなビューと、器具Ｔを含む現在の視野のビューと得るよう、それらのビューを交互に繰り返してよい。これは、実際上、デジタルで画像を交互に繰り返すことによって、器具によって遮られる生体構造に対する器具の位置を明確にしながら、視野から器具を取り除く。

他のアプローチでは、対数減算が、ベースライン画像と新しい画像との間の違いを識別するようそれら２つの画像の間で行われ得る。結果として現れる差分画像（執刀医にとって関心があるツール又は注入された造影剤を含んでよい。）は、別々に表示されるか、カラーでオーバーレイされるか、あるいは、ベースライン画像、新しい画像又はマージされた画像に加えられ得る。それにより、関心のある特徴がより明りょうに現れる。これは、Ｃアーム照射設定の変動を考慮するよう減算より前に画像強度値が調整されることを必要とする。収縮及び膨張のような、デジタル画像処理動作は、物理オブジェクトよりもむしろ画像ノイズに対応する差分画像内の特徴を取り除くために使用され得る。このアプローチは、記載されているように、画像の差を引き立たせるために、あるいは、マージされた画像から差分画像を除くために、使用されてよい。換言すれば、差分画像は、ベースライン画像、新しい画像又はマージされた画像における差分画像の除外又は算入のためのツールとして使用されてよい。

上述されたように、本開示の画像強調システムは、放射線不透過性の器具を最小限にし、器具の下にある生体構造の可視化を可能にするために使用され得る。代替的に、本システムは、画像又は画像群の中で選択された器具を強調するよう動作可能であることができる。特に、非解剖学的特徴の位置を特定するために使用される上記のマスクは、画像において選択的に強化され得る。同じデータはまた、解剖学的特徴と選択された器具とを強調するよう交互に操作され得る。この機構は、視覚化された景色が期待されたように見えることを確かめ、画像内で起こり得るひずみを特定するのを助け、且つ、画像誘導された器具プロシージャを支援することを執刀医に可能にするために使用され得る。骨ねじは放射線不透過性であるから、それは、極めて低い線量のＣアーム画像の下で容易に視覚化され得る。従って、低線量の新しい画像が、高線量のベースライン生体構造画像とマージされながら、器具の位置を特定するために使用され得る。骨ねじが骨の中を進むにつれて、骨ねじの適切な位置付けを確認するよう、複数の極めて低い線量の画像が取得され得る。骨ねじのような器具のジオメトリは知られている（あるいは、例えば画像ガイダンス、２Ｄ投影又は両方から取得又は導出され得る）ので、Ｃアーム画像内で器具を表現するために使用されるピクセルデータは、器具のエッジ強調画像上にマッピングされたＣＡＤモデルと置換され得る。

上述されたように、本発明はまた、イメージングデバイス又はＣアーム１０３が動かされる外科的処置を考えている。よって、本発明は、市販のトラッキングデバイス又はイメージングデバイスからのＤＩＣＯＭ情報を用いて、従来の手術ナビゲーション技術で見られるような手術器具及びインプラントのポジションを追跡することよりむしろ、Ｃアームのポジションを追跡することを考えている。Ｃアームを追跡するために必要とされる精度は、器具及びインプラントを追跡するために必要とされる精度よりもずっと低い。この実施形態において、画像処理デバイス１２２は、トラッキングデバイス１３０又は加速度計からトラッキング情報を受ける。本発明のこの態様の目的は、患者に対するＣアームの姿勢に関わらず実際の手術野と一致する画像を執刀医が見ることを確かにすることである。

Ｃアームのポジションを追跡することは、物理的な空間とイメージング（又は仮想）空間との漸次的なずれである“ドリフト”を考慮することができる。この“ドリフト”は、わずかな患者の動き、テーブル又はイメージングデバイスとの故意でない接触、及び重力のために、起こり得る。このずれは、しばしば視覚的に気付かれないほどであるが、執刀医によって見られる画像において顕著なシフトを生じさせることがある。そのようなシフトは、手術ナビゲーションプロシージャが行われている（そして、このデバイスから得られた情報を医師が信頼している）場合に、又は新しい画像とベースライン画像とのアライメントが画像の明りょうさを改善するために必要とされる場合に、問題となる可能性がある。画像処理の使用は、ベースライン画像と新しい画像との避けられないずれを取り除く。画像処理デバイス１２２は更に、生体構造の現在の画像が予測画像と比較される較正モードを組み込んでよい。画像の予測された動きと実際の動きとの間の差が、以下で記載される“質量重心”、すなわちＣＯＭ（center of mass）、及びドリフトの不正確な知識によって考慮され得る。少量の画像が取得され、ＣＯＭが正確に定められると、システムの再較正が自動的に起こり、夫々の連続画像が取り込まれて、ドリフトの影響を取り除くことができる。

画像処理デバイス１２２は、Ｃアームの動きがモニタされ、現在表示されている画像が然るべく動かされる“トラッキングモード”で動作してよい。現在表示されている画像は、最新のベースライン画像、新しいＬＤ画像又は上述されたように生成されたマージされた画像であってよい。この画像は、新しい像がイメージングデバイス１００によって取り込まれるまで、表示１２３、１２４のうちの一方にとどまる。この画像は、トラッキングデバイス１３０によって取得されたポジションデータを用いて、Ｃアームの動きに合うよう表示上でシフトされる。トラッキングサークル２４０が、図７Ａ、７Ｂで表されているように、表示上で示されてよい。トラッキングサークルは、画像の“境界内”位置を識別する。トラッキングサークルが赤色で現れる場合に、現在のＣアームのポジションにより取得される画像は、図７Ａに示されるように、ベースライン画像ポジションに関して“境界外”である。Ｃアームが放射線技師によって動かされるにつれて、表示上の代表画像は動かされる。画像が図７Ｂに示されるように“境界内”に移動する場合に、トラッキングサークル２４０は緑になる。それにより、技師は、Ｃアームがこのとき、新しい画像を取得するための適切なポジションにある、との即時の指示を有している。トラッキングサークルは、外科的処置の間にＣアームの動きを導くために技師によって使用されてよい。トラッキングサークルはまた、スティッチされたベースライン画像を準備することにおいて技師を支援するために使用される。よって、図８で表されているような、他の画像とスティッチするために適切にアライメントされていない画像ポジションは、赤色のトラッキングサークル２４０を有し、一方、図８Ｂに示されるような、適切にアライメントされた画像ポジションは、緑色のトラッキングサークルを有する。技師は、次いで、スティッチされたベースライン画像の部分を形成するよう画像を取得することができる。

トラッキングサークル２４０は、ベースライン画像においてＣアームのロール位置を示す円の外周上の印を含んでよい。矢印のような第２の印もトラッキングサークルの外周上で表示されてよい。第２の印は、Ｃアームのロール運動に伴ってトラッキングサークルの周りを回転する。第１の印と第２の印とのアライメントは、新しい画像とベースライン画像との間のロール自由度のアライメントに対応する。

多くの事例において、Ｃアーム画像は、特定の解剖学的構造を回避するよう、あるいは、標的の最良の画像を提供するよう、ある角度で取り込まれる。そのような事例において、Ｃアームは、ベースライン画像の最良の姿勢を見つけるようひっくり返されたり、又は傾けられたりする。従って、６自由度（６ＤＯＦ）、すなわち、Ｘ及びＹ方向の平行移動、スケーリングに対応するＺ方向の平行移動（すなわち、標的に近づいたり又は標的から遠ざかったりすること）、Ｚ軸周りのロール又は回転、並びにピッチ及びヨー（夫々Ｘ軸及びＹ軸周りの回転）において、新しい画像をベースライン画像と整合させることが望ましい。Ｘ、Ｙ、Ｚ及びロール方向においてビューファインダーをアライメントすることは、上述されたように、トラッキングサークルの色によって示され得る。明らかなように、表示上に現れるビューファインダー画像を使用すると、４自由度の運動、すなわち、Ｘ及びＹ方向の平行移動、ズーム又はＺ方向の平行移動、並びにＺ軸周りのロール、が容易に視覚化され得る。しかし、画像表示上で残り２つの自由度、すなわち、ピッチ及びローにおける運動を直接視覚化することは、より困難である。ピッチ及びヨーにおいてトラッキングサークル２４０をアライメントすることは、Ｃアーム及びＣアームに関連したビューファインダーのやや複雑な動きを必要とする。この動き及びアライメントを容易にするために、ピッチ運動に対応する垂直なスライダバー、及びヨー運動に対応する水平なスライダバーが表示上に示され得る。新しい画像は、２つのスライダバーに沿ったインジケータが中心にある場合に、適切に位置付けられている。このスライダバーは、新しい画像がピッチ及びヨーの自由度においてベースライン画像に対してずれている場合に赤色になることができ、適切に中心を置かれている場合に緑色になることができる。全ての自由度がもとのベースライン画像のＸ、Ｙ、Ｚ、ロール、ピッチ及びヨーの姿勢とアライメントされると、技師は新しい画像を取り込むことができ、執刀医は、正確且つ有意味な比較が新しい画像とベースライン画像との間で行われ得ることを保証され得る。

ベースライン画像の空間ポジションは、ベースライン画像が生成されたときに取得された６ＤＯＦポジション情報から知られる。この６ＤＯＦポジション情報は、Ｃアーム自体から取得されたあらゆる姿勢情報とともに、トラッキングデバイス１３０からのデータを含む。ベースライン画像と同じ空間ポジションで新しい画像を生成することが望まれる場合に、新しい空間ポジション情報は、Ｃアームが動かされるにつれて生成されている。Ｃアームがベースライン画像ポジションとアライメントされているかどうかは、上述されたように、６ＤＯＦポジションデータを比較することによって容易に確かめられ得る。その上、この比較は、如何にしてＣアームが適切なアライメントを得るよう動かされる必要があるかに関して指示を放射線技師に対して与えるために使用され得る。換言すれば、ベースラインポジションデータと現在のポジションとの比較によりＣアームが左にずれていることが分かる場合には、Ｃアームを右に動かすよう技師に指示する指示が与えられ得る。この指示は、図８Ｃのスクリーンショットで表されるように、トラッキングサークル２４０の周りを移動する方向矢印２４２の形をとることができる。移動インジケータ２４２の方向は、技師に対するＣアームの物理ポジションに対応する座標系に変換され得る。換言すれば、移動インジケータ２４２は、現在の画像をベースライン画像とアライメントするために技師がＣアームを上方向に動かす必要があることを示すよう、図８Ｃでは、画像において垂直に上を指す。トラッキングサークル上の方向矢印２４２の代替案として、移動方向は、図８Ｃにおけるバー２４４、２４５のような、画像の隣にある垂直なスライダバーにおいて示されてよい。スライダバーは、各バーの中心ポジションからのバーのオフセットを技師に直接に視覚的に示すことができる。図８Ｃの例では、垂直なスライダバー２４４は中心ポジションより下にあるので、技師は、Ｃアームを垂直に上方向に動かすと即時に知る。

更なる実施形態において、２つのビューファインダー画像は、ベースライン画像と同じ姿勢で新しい画像を取得するようＣアームを位置合わせするために、放射線技師によって利用され得る。この実施形態では、２つのビューファインダー画像は、図８Ｄのスクリーンショットで表されているように、前後（Ａ／Ｐ）画像（前から後ろへ身体を通過する。）及び側方画像（肩から肩へ身体を通過する。）のような、直交する画像である。技師は、両方のビューファインダー画像を対応するＡ／Ｐベースライン画像及び側方ベースライン画像とアライメントしようとする。Ｃアームが技師によって動かされるにつれて、両方の画像は、上記の単一のビューファインダーと同様に、同時に追跡される。夫々のビューファインダーは、上記の様態で応答するトラッキングサークル（すなわち、境界外では赤色、境界内では緑色）を組み込む。技師は、Ｃアームが操作されるにつれて、Ａ／Ｐビューファインダーと側方ビューファインダーとを切り替える。トラッキングサークルが適切なアライメントの所定範囲内に入ると、表示は、技師がＣアームのポジションを微調整するのを助けるよう、２ビューファインダー配置から、上記の単一ビューファインダー配置へ切り替わることができる。

明らかなように、２つのビューナビゲーション画像は、ベースライン画像と、単一Ａ／Ｐ画像のような、現在のポジションでの単一のショット又はＣアーム画像とから導出されてよい。この実施形態では、側方画像は、あたかもＣアームが側方画像を得るためのポジションへと実際に回転されたかのように、Ａ／Ｐ画像の投影である。Ａ／Ｐ画像のためのビューファインダーが、所望の位置にビューを位置付けるよう動かされるにつれて、第２のビューファインダー画像は、直交する面におけるその画像の投影（すなわち、側方ビュー）を表示する。医師及び放射線技師は、このようにして、もとのＡ／Ｐビューの投影に基づき側方ビューのための所望の位置へとＣアームを操縦することができる。Ｃアームが所望の位置とアライメントされると、Ｃアームは、次いで、実際に、直交（すなわち、側方）画像を取得するよう位置付けられ得る。

先の説明において、ここで開示されているイメージングシステムのトラッキング機能は、もとのベースライン画像が取得された空間ポジションにＣアームを戻すために使用される。技師は、新しい画像を同じ位置で取得することができ、それにより、執刀医は、現在の画像をベースライン画像と比較することができる。代替的に、このトラッキング機能は、ベースライン画像の位置からオフセットされた位置で又は異なった姿勢で新しい画像を取得するために、放射線技師によって使用され得る。例えば、ベースライン画像がＬ３椎骨のＡ／Ｐビューであり、その椎骨の特定の特徴の画像を取得することが望まれる場合に、トラッキング機能は、技師を椎骨へ、次いで、関心のある特徴との所望のアライメントへ瞬時に導くために使用され得る。本発明のトラッキング機能は、このようにして、技師が、所望のビューに対するＣアームのポジションを確認するために中間画像を取得する必要なしに、新しい画像のための適切なポジションを見つけることを可能にする。

画像トラッキング機能はまた、複数の画像をスティッチする場合に、例えば、患者の脊椎の完全な画像を形成するために、使用され得る。上述されたように、トラッキングサークル２４０は、あたかも画像がその位置及び姿勢で取り込まれたかのように、生体構造に対するＣアームの位置を表す。ベースライン画像（又は何らかの選択された前の画像）も、表示画像が取り込まれたポジションからのＣアームのオフセットを示すベースライン画像からのトラッキングサークルのオフセットを有して、表示上で現れる。表示されているベースライン画像に対するトラッキングサークルのポジションは、よって、トラッキングサークルの位置で取り込まれる新しい画像とベースライン画像との間である程度のオーバーラップを提供するよう調整され得る。Ｃアームが所望のオーバーラップへと動かされると、新しい画像が取り込まれ得る。この新しい画像は、次いで、２つの画像がつなぎ合わされるということで、ベースライン画像とともに画面上で表示され得る。トラッキングサークルも表示上で可視的であり、他の画像が患者の生体構造の残り２つの画像とスティッチされるようＣアームの動きを導くために使用され得る。このシーケンスは、所望の生体構造の全てが撮像されてつなぎ合わされるまで、続けられ得る。

本発明は、執刀医と放射線技師との間のコミュニケーションを強化する機構を考えている。処置の過程において、執刀医は、特定の位置又は姿勢での画像を要求することがある。１つの例は、脊髄麻酔処置において“ファーガソン・ビュー”として知られているものである。このビューでは、Ａ／Ｐ指向のＣアームが、脊椎終板の上に直接整列するよう傾けられ、前記終板は、“フラット”に、すなわち、Ｃアームのビーム軸と本質的に平行に方向を合わせられている。ファーガソン・ビューを取得することは、脊椎の複数のＡ／Ｐビューを取得しながらＣアーム又は患者台を回転させることを必要とする。これは、現在の技術によれば、終板と最も良く整列される１つを見つけるよう多数の蛍光透視像が実行されることを必要とし、厄介且つ不正確である。本発明は、単一の画像又はスティッチされた画像の上にグリッドをオーバーレイし、且つ、解剖学的特徴のためのラベルを与えることを執刀医に可能にする。ラベルは、次いで、Ｃアームの方向を合わせるために技師によって使用され得る。よって、図９Ａに示されるように、画像処理デバイス１２２は、側方画像の上にオーバーレイされたトラッキングサークル２４０の中にグリッド２４６を置くことを執刀医に可能にするよう構成される。執刀医はまた、解剖学的構造、この場合に腰椎、を識別するラベル２５０を置いてよい。この特定の例では、目標は、Ｌ２−Ｌ３椎間板空間を中心グリッド線２４６と整列させることである。技師を支援するよう、軌跡矢印２５５が、現在のポジションでＣアームにより取得された画像の軌跡を示すよう画像上にオーバーレイされている。純粋なＡＰの向きを変えながらＣアームが動くにつれて、画像処理デバイスは、トラッキングデバイス１３０から取得されたＣアームポジションデータを評価して、軌跡矢印２５５の新しい向きを決定する。軌跡矢印は、このようにして、Ｃアームとともに動く。それにより、軌跡矢印が、図９Ｂに示されるように、中心グリッド線２４と整列される場合に、技師は、Ｌ３終板に沿ってファーガソン・ビューを取得するようＣアームが適切に整列されていることを知りながら、画像を撮影することができる。よって、側方ビューが回転されて中心グリッド線に沿って中心に置かれるまで側方ビューをモニタすることは、放射線技師が、多数の不正確な画像を推測し取り込むことなしに、Ａ／Ｐファーガソン角を見つけることを可能にする。

画像処理デバイスは更に、図１０に表されているように、各々の表示１２３及び１２４で同時に側方ビュー及びＡ／Ｐビューを示すよう構成されてよい。いずれか一方又は両方のビューは、グリッド、ラベル及び軌跡矢印を組み込んでよい。これと同じ側方ビューが、技師による確認のためにイメージングシステム１００の制御パネル１１０に現れてよい。上述されたように、軌跡矢印を中心グリッド線と整列させるようＣアームが動かされるにつれて、側方画像及びＡ／Ｐ画像の両方ともが然るべく動かされ、それにより、執刀医は、新しい画像がどのように見えるかの即時の知覚を有する。先と同じく、技師が、軌跡矢印と中心グリッド線との整列によって示されるように、Ｃアームの方向を適切に合わせると、新しいＡ／Ｐ画像が取得される。図１０に示されるように、ビューは、特定の椎間板空間と夫々整列されている複数の軌跡矢印を含んでよい。例えば、最上の軌跡矢印はＬ１−Ｌ２椎間板空間と整列され、一方、最下の矢印は、Ｌ５−Ｓ１椎間板空間と整列される。多段階の手順において、執刀医は、異なる段階のファーガソン・ビューを必要とすることがある。斯様なビューは、Ｃアームを特定の軌跡矢印と整列させるよう技師に要求することによって、容易に取得され得る。図１０に示される複数の軌跡矢印は、脊柱側湾症のスティッチされた画像において適用され、コブ角（Cobb angle）を決定するために使用され得る。コブ角の変化は、矯正が脊柱に適用される場合にライブで又はインタラクティブに決定され得る。矯正された脊柱の現在のスティッチされた画像は、ベースライン画像の上にオーバーレイされるか、あるいは、矯正の効果の直接的な視覚的表示を提供するよう現在の画像とベースライン画像との間で切り替えられ得る。

他の特徴において、放射線不透過性の非対称な形状又はグリフが、Ｃアーム検出器の既知の位置に置かれ得る。これは、Ｃアームの座標フレームを、Ｃアームの座標フレームの任意の方向とリンクする能力を与える。Ｃアームの表示が何らかの回転又はミラーリングを有する画像を生成するよう変更され得る場合に、この形状を検出することは、画像比較及び画像スティッチングのプロセスを根本的に簡素化する。よって、図１１に示されるように、ベースライン画像Ｂは、画像の９時のポジションで印又はグリフ“Ｋ”を含む。代替の実施形態において、グリフは、Ｃアーム環に取り付けられた放射線透過性のコンポーネントにおいて、例えば、右三角パターンにおいて、組み込まれている放射線不透過性の数珠のアレイの形をとってよい。Ｃアームに対するグリフの物理的な向き及び位置は固定されているから、２Ｄ画像においてグリフの位置及び向きを知ることは、現実世界に対する画像の向きの自動表示を提供する。新しい画像Ｎが取得される。新しい画像Ｎにおいて、グリフは、デフォルトの姿勢から離れて医師又は科学技術者によって回転されている。この新しい画像をベースライン画像セットと比較することは、この角度オフセットに起因して、画像間の如何なるレジストレーションも実現しそうにない。１つの実施形態において、画像処理デバイスは、ベースライン姿勢からのＣアームの実際の回転を検出し、一方、他の実施形態では、画像処理デバイスは、新しい画像において“Ｋ”グリフを置き且つデフォルトポジションからの角度オフセットを決定するために画像認識ソフトウェアを使用する。この角度オフセットは、回転を変更するために及び／又はベースライン画像セットを画像ミラーリングするために使用される。画像レジストレーションステップ２１０で選択されたベースライン画像は、新たに取得された画像とマージされるよう、その変換された姿勢において保たれる。この変換は、Ｃアームに存在している表示効果を取り除くよう、回転及び画像ミラーリングを含むことができる。回転及びミラーリングは、画像内のグリフの向きによって容易に確認され得る。グリフは、“Ｋ”又は放射線不透過性の数珠のアレイのいずれであろうとも、技師によって使用される画面上に画像が現れる方法とは無関係に画像がナビゲーションのために表示される方法を制御する能力を医師に提供することが考えられている。換言すれば、ここで開示されているイメージング及びナビゲーションシステムは、医師が処置を行いながら見たいと望む様態で表示画像を回転、ミラーリング又は別なふうに操作することを医師に可能にする。グリフは、医師によって使用される画像がＣアーム画像に関して操作されている様態の明示を提供する。表示画像の医師の希望する向きが設定されると、Ｃアームが動かされている方法に関わらず、その同じ向きに画像を保つことが確かにされる。

他の態様では、Ｃアーム放射線源１０４が台に近づくにつれて、受信器１０５によって捕捉される画像のサイズは大きくなることが知られる。すなわち、受信器を台に近づけることは、画像サイズの低減を生じさせる。身体に対する動きとともに画像が拡大又は縮小する量は容易に決定され得、一方、Ｃアームが台に沿って平行移動される場合には、画像は、放射線源に対する患者の“質量重心”（ＣＯＭ）の近接に応じてその変化の大きさとともにシフトする。撮像された生体構造は３Ｄ構造を有するが、高い精度を有して、数学的に我々はこの生体構造を、構造体のＣＯＭに置かれた３Ｄ生体構造の２Ｄ像として、表すことができる。次いで、例えば、ＣＯＭが放射線源の近くにある場合に、小さな動きは、結果として現れる画像を大いにシフトさせる。ＣＯＭが決定されるまで、なお、画面上のオブジェクトがシフトする計算された量は、それらの実際の動きに等しくはないが比例する。ＣＯＭの実際の位置を計算するために差が使用される。ＣＯＭは、それらが異なる量に基づいて調整され、画像が過剰にシフトした場合に放射線源から遠ざけ、画像がほとんどシフトしない場合には反対に移動する。ＣＯＭは、トラッキングデバイスの基準アークが付属されている台に中心があると最初に仮定される。ＣＯＭの実際の位置は、イメージングシステムの最初のセットアップ中に取り込まれた最初の２つ又は３つの画像を用いて公平に、正確に決定され、そして、取り込まれた夫々の新しい画像により再確認／調整される。ＣＯＭがグローバル空間において決定されると、ＣＯＭに対するＣアームの動きが計算され、画像レジストレーションのために然るべくベースライン画像セットを平行移動するよう適用され得る。

画像処理デバイス１２２はまた、処置の間に執刀医を導くのを助けるために、執刀医が他の追跡された要素を画像の上に導入することを可能にするよう構成されてよい。閉ループフィードバックアプローチは、この認知された追跡された要素の位置とその要素の取り込まれた画像とが対応することを執刀医が確認することを可能にする。具体的に、ライブのＣアーム画像と手術ナビゲーションシステムからの決定されたポジションとが比較される。患者の生体構造を、たとえ放射線不透過性のオブジェクトによって遮られるとしても追跡するためにベースライン画像の知識が、画像認識を通じて、使用され得るのと同様にして、放射線不透過性のオブジェクトの知識は、取り込まれた画像がそれらの追跡された位置と比較されるときに、それらの追跡を確かめるために使用され得る。器具／インプラント及びＣアームの両方ともが追跡されるとき、イメージングソースに対する生体構造の位置と、イメージングソースに対する機材の位置とが知られる。この情報は、よって、生体構造に対する機材又はハードウェアの位置を即座に且つインタラクティブに確かめるために使用され得る。この特徴は、一例として、例えば、アンギオ（angio）プロシージャにおいてカテーテルの経路をたどることに対して特定の適用性を有することができる。典型的なアンギオプロシージャにおいて、シネ又は連続蛍光透視は、血管に沿ったカテーテルの移動を追うために使用される。本発明は、カテーテルの仮想描写を含む生体構造の前に生成された画像を、生体構造及び実際のカテーテルのライブの蛍光透視ショットと継ぎ合わせることを可能にする。このようにして、典型的なシネプロシージャのための毎秒１５枚の蛍光透視ショットを取り込むことよりむしろ、本発明は、カテーテルが血管に沿って移動するにつれてカテーテルを有効に且つ正確に追跡するために毎秒１枚のみを撮影することを放射線技師に可能にする。前に生成された画像は、取り込まれていない蛍光透視ショットを考慮するようつなぎ合わされる。仮想表現は、必要に応じて取り込まれて再較正される場合にライブショットに対して確認され得る。

これと同じ機能は、画像誘導又はロボット手術において器具を追跡するために使用され得る。ＥＭトラッキングのような従来のトラッキング技術を用いて器具が追跡されるとき、空間における器具の位置が知られる。ここで記載されるイメージングシステムは、空間における患者の撮像された生体構造の位置を提供するので、本システムは、その生体構造に対する器具の相対位置を知る。しかし、ＥＭ信号のひずみが手術及びＣアーム環境において起こり、このひずみが画像内の器具の位置を歪曲する可能性があることが知られている。空間における器具のポジションがトラッキングデータを用いて知られており、Ｃアーム画像の２Ｄ面が本システムによって取得されるように知られている場合に、その２Ｄ面上への器具の投影は容易に決定され得る。器具の撮像された位置は、次いで、ひずみの影響を取り除くよう最終画像において補正され得る。換言すれば、器具の位置及びポジションがトラッキングデータ及び３Ｄモデルから知られる場合には、２Ｄ画像上の器具の位置及びポジションは補正され得る。

特定のプロシージャにおいて、血管の解剖学的構造のポジションを、近くの骨のような、より大きい特徴に固定することが可能である。これは、従来のＣＴアンギオグラム（angiogram(s)）（ＣＴＡ）から又はプロシージャの過程で取り込まれた実際のアンギオグラムからのＤＲＲを用いて達成され得る。いずれのアプローチも、アンギオグラムをもとの骨の解剖学的構造へリンクする手段として使用され得、その逆も可能である。より詳細に記載すると、まさに骨の解剖学的構造を強調するＤＲＲや、骨とともに血管の解剖学的構造を含む照合セットにおける他のＤＲＲのような、種々のＤＲＲを、同じＣＴＡを使用して生成することができる。患者の骨の解剖学的構造の取り込まれたベースラインＣアーム画像は、次いで、最良の一致を決定するために骨ＤＲＲと比較され得る。骨のみのＤＲＲを用いて結果を表示することに代えて、血管の解剖学的構造を含む照合されたＤＲＲが、新しい画像とマージするために使用され得る。このアプローチでは、骨は、カテーテルの放射線撮影ポジションを、血管の解剖学的構造内のその位置に置くことを助ける。血管自体を継続的に撮像する必要はないので、この構造の像が、取得された骨のみの画像の上にオーバーレイされる場合に、血管を常に見るために造影剤が必要である従前のプロシージャと対比して、造影剤の使用は制限され得る。

以下は、上述された画像処理デバイスの特徴を利用する具体的なプロシージャの例である。それらは、ベースライン画像の種類、表示オプション、及び放射線投与の種々の組み合わせを用いて如何にしてソフトウェアがそうされ得るかに関するほんの２、３の例であり、網羅的なリストであるよう意図されていない。

ＦＤ蛍光透視撮影又は術前Ｘ線のベースラインと交互にされるパルス化された新しい画像
パルス画像（pulsed image）は取り込まれ、外科的処置の前に取り込まれたより高い解像度の非パルス画像を含む予め取得されていたベースライン画像セットと比較される。現在の画像とベースライン解集合の中の１つとの間のレジストレーションは、生体構造の現在のポジション及びビューを反映するベースライン画像を提供する。新しい画像は、レジストレーションされたベースライン画像と交互に表示されるか又はオーバーレイされ、現在の情報がオーバーレイされ、それほど不鮮明でない、すなわち、より明りょうな画像と交互に表示される。

ＤＲＲから得られたベースラインと交互にされるパルス化された新しい画像
パルス画像は取り込まれ、ＣＴスキャンから取得されたより高い解像度のＤＲＲを含むベースライン画像の予め取得されていた解集合と比較される。ＤＲＲ画像は、骨の明りょうさを弱めるオブジェクトだけでなく、ＯＲで撮影されたフィルムを頻繁に“ぼやけさせる”他の不明りょうな情報（例えば、ボビーコード、ＥＫＧリード、等）とは対照的に、骨の解剖学的構造をまさに示すよう制限され得る。上記の例と同様に、前のＤＲＲ画像のうちの１つとレジストレーションされる新しい画像、及びそれらの画像は、表示１２３、１２４の交互にされるか又はオーバーレイされる。

交互にされるのではなくマージされるパルス化された新しい画像
上記の全ての技術を適用することができ、新しい画像とレジストレーションされたベースライン画像とを交互にする代わりに、前の画像及び現在の画像はマージされる。加重平均又は同様のマージ技術を実行することによって、生体構造のより高い解像度の像とマージされた生体構造に関する現在の情報（例えば、器具、インプラント、カテーテル、等の配置）の両方を示す単一の画像が取得され得る。１つの例では、２つの画像の融合の複数のビューが、１００％パルス画像から１００％ＤＲＲ画像までの範囲で提供され得る。ユーザインターフェイス１２５上のスライドボタンは、執刀医がこの融合範囲を望むように調整することを可能にする。

新しい画像がより大きいベースライン画像セットの小断片である
いずれかの所与の時点で取り込まれたイメージングは、全身の一部分の、限られた情報を含む。コリメーションは、例えば、組織の放射線被ばく量を下げるとともに、医師に向けられる放射線散乱を下げるが、取得される画像の視野を制限することを犠牲にする。補正位置でマージ又は交互にされたより大きい画像（例えば、術前若しくは術中に予め得られた、又はＣＴから得られたもの）のコンテキスト内で実際に最後に投影された画像を示すことは、より大きい身体構造への参照に組み込むことを可能にするよう、より小さい画像領域に関する情報を補うことができる。同じ画像レジストレーション技術は、新しい画像のビューの範囲に対応するベースライン画像内のより小さい領域にレジストレーションが適用されることを除いて、上述されたように適用される。

上記と同じく、接合又は遮断領域での位置付け
往々にして、特に、全体の密度が異なっている領域（胸部と隣接する腹部、頭部／頸部／頸椎と上胸郭）では、明りょうに視覚化され得るＣアーム画像の領域は、取得された実際の画像のほんの一部に過ぎない。これは、身体のより大きいコンテキスト内に狭いビューを置く能力が制限される場合に、又は評価される必要がある領域が画像の不明りょうな部分にある場合に、医師にとっていらだたしいことがある。局所化された理想的な環境で夫々取り込まれた複数の画像をスティッチすることによって、より大きい画像が取得され得る。更には、現在の画像は、その相対位置によってぼやけた画像の部分を埋めるために、より大きいコンテキスト内に付加され得る。

隠された解剖学的構造を明らかにすること又はその局所効果を軽減すること
上述されたように、画像処理デバイスは、現在の新しい画像とベースライン画像セットとの間で画像レジストレーションステップを実行する。このステップは、放射線散乱又は小さい障害物（例えば、コード、等）若しくはより一層大きいオブジェクト（例えば、ツール、器具、等）の形をしたノイズによって与えられる虚報を制限する。多くの場合に、それは、実施される手術にとって最も重要であるツール又は器具によって遮られている解剖学的画像の部分である。画像から障害物を取り除くことによって、手術はより安全且つより有効になり、医師は、知識の改善を継続するための力を与えられるようになる。ノイズが付加（例えば、古いフィルム、ベースライン単一ＦＤ画像、術前に取り込まれたスティッチされた蛍光透視ショット、等）又は理想化（例えば、ＣＴデータから生成されるＤＲＲ）される前に取り込まれる画像を使用して、現在の画像とマージ又は交互にされた、そのような前の“明りょうな”画像を表示することは、それらのオブジェクトを、画像から見えなくなするか、又は濃いオブジェクトではなく影にする。それらが追跡されたオブジェクトである場合には、遮られている領域は更に強調を抑えられ得るか、あるいは、それからの情報は、数学的比較が実行されている間に除去され得、比較の速度及び正確さを更に改善する。

ここで記載されるように構成される画像処理デバイスは、（１）条件を満たしたライブ画像に必要とされる放射線照射の量を減らし、（２）外科的処置を容易にすることができる画像を執刀医に提供し、（３）放射線技師と執刀医との間のコミュニケーションを改善する、という３つの一般的な特徴を提供する。放射線照射を減らすという態様に関して、本発明は、低線量画像が外科手術の間中取り込まれることを可能にし、現在の画像において“ノイズ”によって作り出される空隙を満たして現在の視野と全線量画像の詳細との合成又はマージ画像を生成する。実際に、これは、全ての一般的な市販のＣアームに存在する変更されない特徴を使用して標準のＦＤイメージングよりも一桁減った放射線照射の量で生成される患者の生体構造の使い勝手のよい高品質画像を可能にする。ここで記載される画像レジストレーションのための技術は、グラフィック処理ユニットで実装することができ、直ぐに、すなわち、真にインタラクティブであるように、行われ得る。ＣＩＮＥモードのように、必要とされる場合には、画像レジストレーションは、毎秒複数回行われ得る。ユーザインターフェイスは、レジストレーションされた画像を取得するために必要とされる信頼度を決定することを執刀医に可能にし、サイド・バイ・サイドのビューからフェードイン／アウトされるマージされたビューまで、表示の性質に関する選択肢を執刀医に与える。

外科的処置を容易にする画像を執刀医に提供するという特徴に関して、いくつかのデジタルイメージング技術が、ユーザの経験を改善するために使用され得る。１つの例は、画像キャプチャ間で起こり得る如何なるポジション変化にもかかわらず、執刀医に表示される画像を本質的に“固定された”ポジションに保つために使用され得る画像トラッキング機能である。この機能に従って、ベースライン画像は、空間において固定され得、新しい画像は、反対に、それに合わせて調整される。連続した画像がプロシージャ内のあるステップの間に取り込まれる場合に、夫々の新しい画像は、前の画像に対して安定化され得る。それにより、関心のある特定のオブジェクト（例えば、生体構造又は器具）は、連続的なビューにおいて静止したまま保たれる。例えば、骨ネジが身体部分に導入されるにつれて連続的な画像が取り込まれる場合に、身体部分は表示画面上で静止したままであり、それにより、ネジの実際の進行が直接観測され得る。

この特徴の他の態様において、障害物を含む現在の画像は、如何なる障害物も含まない先の画像と比較され得る。レジストレーションプロセスにおいて、画像処理デバイスは、新しい画像とベースライン画像との間でマージされた画像を生成することができる。この画像は、オブジェクトの遮断性を表示画像から減じる。ユーザインターフェイスはまた、障害物を表示ビューからフェードイン及びアウトする機能を医師に提供する。

オブジェクト自体が追跡されている他の実施形態では、障害物の仮想的なバージョンが、表示画像に付加され直され得る。画像処理デバイスは、障害物のポジションを追うトラッキングデバイスからポジションデータを取得し、そのポジションデータを使用して、表示画像内の仮想オブジェクトの適切な位置及び姿勢を決定することができる。仮想オブジェクトは、チェックステップとして役立つよう新しい現在の画像と比較されるべくベースライン画像に適用され得る。新しい画像が所与の許容範囲内で生成画像（ツール及び生体構造の両方）と一致する場合に、手術は続行することができる。一致が乏しい場合には、手術は（自動手術の場合に）中止され得、及び／又は、再較正が行われ得る。これは、閉ループフードバック機能が医療インターベンションの自動操作の安全性を促すことを可能にする。

擬似アンギオプロシージャのような特定のプロシージャに関して、ベースライン画像からの血管を現在の画像の上に投影することは、ツール（マイクロカテーテル、ステント、等）が脈管構造を通って移動する場合に医師がよりずっと少ない造影剤負担でツールを見ることを可能にする。隣接する骨の解剖学的構造は血管の“アンカー（anchor）”となり、骨は本質的に、画像レジストレーションプロセスを通じて、追跡され、血管は、この構造に隣接したままであると考えられる。換言すれば、生体構造が連続的な画像間で動く場合に、新しい画像は、“背景の”生体構造の新しいポジションに対応するベースライン画像セットの中の異なる１つにレジストレーションされる。血管構造を含む異なるが既にリンクされているベースライン画像からの血管は、次いで、造影剤がない表示画像とオーバーレイ又はマージされ得る。必要な場合、又は望まれる場合には、間欠的な画像が確認のために取り込まれ得る。追跡されているカテーテルと結合される場合に、器具の位置の実際上の知識は画像内に含まれ得る。シネ（アンギオグラムが取得される場合に一般に使用される蛍光透視ショットの連続的な映画ループ）が生成され得る。それにおいて、生成された画像はシネ画像内に交互につなぎ合わされて、多くのより少ない蛍光透視画像が、アンギオグラムが実行されているか又はカテーテルが設置されている間に取得されることを可能にする。最終的に、画像がもとのベースライン画像とリンクされると、それらのうちのいずれかが現在の画像にマージするために使用されてよく、インプラントの動き、構造の形成、ステントの配置、等を監視する手段をもたらす。

第３の特徴、すなわち、コミュニケーションを改善することにおいて、ここで記載される画像処理デバイスは、新しい像をどこでどのように取り込むべきかに関してＣアームの位置決めにおいて技師を導くのを助けることができる様態で画像に注釈を付すことを執刀医に可能にする。よって、画像処理デバイス１２２のユーザインターフェイス１２５は、グリッドを表示画像に付加し、解剖学的構造にラベルを付し、及び／又はイメージングデバイスのアライメントのための軌跡を識別するよう執刀医に伝達手段を提供する。技師がイメージングデバイス又はＣアームを動かすにつれて、表示画像が動かされる。この特徴は、Ｃアームが画像を取得するためにフィールドに戻されるたびに複数の画像を取り込むことなしに、所望の姿勢で画面の中心において撮像されることを望まれる生体構造を中心に置くことを放射線技師に可能にする。この特徴は、現在欠如している機能であるＣアームのためのビューファインダーを提供する。技師は、執刀医によって期待されているニーズを満たすよう調整されたビューにより新しい画像を取り込むようＣアームを作動させることができる。

その上、Ｃアームの動きを、ＤＩＣＯＭデータ又は手術ナビゲーションバックボーンを用いて取り込まれた画像にリンクすることは、例えば、Ｃアームがその後の画像取得に備えて動かされる場合に表示画像を動かすことを助ける。“境界内”及び“境界外”のインジケータは、如何なるベースライン画像とも相関又はレジストレーションさえ得ないか、又は合成視野を形成するよう他の画像とスティッチされ得ない画像をＣアームの現在の動きがもたらすかどうかの即時の指示を技師に提供することができる。画像処理デバイスは、このようにして、Ｃアームの位置及び軌跡の提案される変化の効果を執刀医及び技師が視覚化することを可能にする画像表示を表示する。更に、画像処理デバイスは、医師が、例えば、台のポジション又はＣアームの角度を変更して、生体構造が適切に（例えば、手術台に平行又は垂直に）アライメントされるようにすることを助けることができる。画像処理デバイスはまた、２つ以上の異なるガントリ角度／ポジションからの２つ以上のＣアーム画像を使用して、Ｘ線撮影されたオブジェクトの正確な中心の質量重心“ＣＯＭ”を決定し、このＣＯＭを使用して、表示されている撮像空間（ピクセルにおける）への物理空間（ミリメートルにおける）のリンクを改善することができる。

ここで記載される画像認識コンポーネントは、取り込まれる次の画像の位置の知識の欠如を解消することができ、これは多数の利点を提供する。新しい画像がベースラインに対してどこに中心を置かれているかを大まかに知ることは、撮像空間のより大きい範囲をスキャンする必要性を制限し、従って、画像認識ソフトウェアの速度を大いに向上させることができる。画像認識に対する内部チェックが存在するので、より多くの量の放射線削減（従って、ノイズ）が寛大に扱われ得る。ベースライン画像の生成、複数のベースライン画像セット間の切り替え、及びスティッチングのような、手術ナビゲーションなしで設計されたシステムで手動で行われる複数の機能が、自動化され得る。これらの機能は、画像トラッキングの状況でも同様に有用である。

上述されたように、システム及び方法は、手術野、生体構造及びハードウェアの正確なビューが執刀医に提示されることを確かにするよう、前に取得された画像をライブ画像と相関又は同期させる。最適な場合に、前に取得された画像は、特定の患者からであり、外科的処置にほぼ合わせて取得される。しかし、いくつかの場合に、斯様な前の画像は利用可能でない。斯様な場合には、“前に取得された画像”は、ＣＴ及びＤＲＲ画像のデータベースから取り出され得る。ほとんどの患者の生体構造は、患者の高さ及び身長に応じて比較的に一貫している。画像の大規模なデータベースからは、実質的に類似した生体構造を有している患者の前の画像（又は複数を含む。）が取得される可能性が高い。画像又は複数の画像は、前の画像が、ライブ画像と継ぎ合わされる“前に取得された画像”として確実に機能するよう目下の患者の生体構造に十分に近いかどうかを判定するために、画像処理デバイス１２２によって実装されているソフトウェアを介して、現在のイメージングデバイスの位置及びビューと相関され得る。

図１０における表示は、画像処理デバイス１２２、ユーザインターフェイス１２５及び表示デバイス１２６に組み込まれ得る表示及びユーザインターフェイスのタイプを示す。例えば、表示デバイスは、表示の周囲に“ラジオ”ボタン又はアイコンを伴った２つの表示１２３、１２４を含んでよい。アイコンは、表示中に示されている“ラベル”、“グリッド”及び“軌跡”機能のような特定の機能をアクティブにするタッチスクリーンボタンであってよい。タッチスクリーン又はラジオボタンをアクティブにすることは、特定のアクティビティを実施するために執刀医によって使用され得る別の画面又はプルダウンメニューにアクセスすることができる。例えば、“ラベル”ボタンをアクティブにすることは、ラベル“Ｌ１”、“Ｌ２”、等を含むプルダウンメニュー、並びに画像上の所望の位置にラベルを置くことを執刀医に可能にするドラッグ及びドロップ機能にアクセスすることができる。同じプロセスは、図１０に示されているグリッド及び軌跡矢印を置くために使用されてよい。

上記の同じシステム及び技術は、患者の照射野を減らすためにコリメータが使用される場合に、実装されてよい。例えば、図１２Ａに示されるように、コリメータは、執刀医又は医療関係者によって視覚化される重要な生体構造を推定上含む範囲３００に照射野を制限するために使用されてよい。図１２Ａから明らかなように、コリメータは、コリメータのプレートによって覆われている領域３０１を見ることを妨げる。上記のシステム及び方法を使用して、コリメートされた領域３００の外にある範囲３１５の以前の画像は、本システムによって提供される拡大された視野３１０において執刀医に可視的でない。

同じ原理は、移動するコリメータを用いて取得された画像に適用されてよい。図１３Ａ、１４Ａ、１５Ａ及び１６Ａで表されるように、可視的な領域は、医療関係者が生体構造の特定の部分に焦点を合わせるにつれて、図の左側に徐々にシフトされる。ここで記載されるシステム及び方法を使用すると、医療関係者が利用可能な画像は図１３Ｂ、１４Ｂ、１５Ｂ及び１６Ｂに示されており、局所的な生体構造の全体が可視的である。コリメートされた領域（すなわち、図１２Ａにおける領域３００）のみが実時間画像であることが理解されるべきである。コリメートされた領域の外にある画像は、上述されたように、前の画像から取得される。よって、患者が受ける放射線量は依然として低減されたままであり、一方、医療関係者は関連する生体構造の完全なビューを提供される。上述されたように、現在の画像はベースライン画像又は前の画像とマージされ得るか、又は交互にされ得るか、又はここで記載されるイメージング技術によって強調されないまま表示される。

本開示は、コリメータによって遮られることでさもなければ失われうる情報が処置の間インタラクティブに執刀医又は医療関係者に利用可能にされるシステム及び方法を考えている。更に、ここで記載されるシステム及び方法は、コリメートされていない領域において適用される放射線を制限するために使用され得る。それらの技術は、イメージングシステム又はコリメータが固定されたままであろうと、又は動いていようとも、適用され得る。

更なる態様において、ここで記載されるシステム及び方法は、同じ解剖学的領域の複数のＣアーム画像を必要とする外科的処置の間に電離放射線への患者の被ばくを減らすためにコリメータの状態を制御する画像ベースのアプローチに組み込まれてよい。特に、コリメータの開口の境界は、前に取得された画像において関心がある解剖学的特徴の位置によって決定される。外科的処置にとって重要でない画像のそれらの部分は、コリメータによって遮られることがあるが、その場合に、先に及び米国特許第８５２６７００号において記載されたシステム及び方法を使用して、前に取得された画像からの対応する情報により満たされ得る。コリメートされた画像及び前の画像は、単一のマージされたビューにおいて画面上で表示され得るか、あるいは、それらは交互にされ得るか、あるいは、コリメートされた画像は前の画像にオーバーレイされ得る。コリメートされた画像を前の画像と適切にアライメントするよう、米国特許第８５２６７００号で記載されているものと類似した画像ベースのレジストレーションが用いられ得る。

１つのアプローチにおいて、関心のある解剖学的特徴は、ベースライン画像又は前に取得された画像においてユーザが関心領域を描くことによって、手動で決定され得る。他のアプローチでは、画像内の関心のあるオブジェクトは識別され、コリメーションは、オブジェクトが画像内を進むにつれてそれに追随する。Ｃアームシステムの幾何学的状態が知られる場合に、検出器視野内の関心のある特徴の動きは、システムが患者に対して動くときに追跡され得、そして、コリメータ開口は然るべく調整され得る。システムの幾何学的状態は、光学トラッキング、電磁トラッキング、及び加速度計を含む様々な方法で決定され得る。

本開示の他の態様において、ここで及び米国特許第８５２６７００号で記載されるシステム及び方法は、放射線量を制御するために用いられ得る。Ｘ線管は、両側にカソード及びアノードを備えた真空管から成る。電流がカソードに供給され、電圧が管に印加される場合に、電子のビームはカソードからアノードへ移動し、金属ターゲットにぶつかる。ターゲット内の金属原子と電子との衝突はＸ線を生成する。Ｘ線は管から放射され、イメージングのために使用される。放射された放射線の強さは、電流と、電圧と、電子のビームのパルスの存続期間とによって決定される。Ｃアームのようなほとんどの医療イメージングシステムにおいて、それらのパラメータは自動露出制御（ＡＥＣ）システムによって制御される。このシステムは、放射線量を最小限にしながら画像の明りょうさを最大限にするようその後にパラメータを最適化するために使用され得るテスト画像を生成する目的で短い初期パルスを使用する。

既存のＡＥＣシステムに伴う１つの問題は、放射線量の低減及び画像の明りょうさの更なる改善を達成するために、医療画像における解剖学的特徴の持続を利用する画像処理ソフトウェアの能力をそれらが考慮しない点である。ここで記載されるこの技術は、イメージングシステムによって生成された画像を連続して受け取って、それらの画像を、前の時点で取得された画像とそれらを結合することで精緻化するソフトウェア及びハードウェア要素を利用する。ソフトウェア要素はまた、画像品質メトリックを計算し、そのメトリックに関して、ある理想的な値を達成するために、どの程度放射線照射が増減され得るかを推定する。この値は、様々な照射設定で取得された医療画像のライブラリに関する医師の評価の検討によって決定され、例えば、ソフトウェア要素によってアクセス可能なシステムメモリに格納されているルックアップテーブルにおいて供給されてよい。ソフトウェアは、放射された放射線の量の推定される変化を、Ｘ線管に印加される電圧及び電流のための正確な値に変換する。ハードウェア要素は、画像処理デバイスを実行するコンピュータから、ＡＥＣをバイパスし且つ電圧及び電流を設定するＸ線管の制御へのインターフェイスから成る。

放射線が低減された３Ｄ画像誘導手術
他の広範な態様に従って、本発明は、他の３Ｄイメージング手段よりも低減された放射線により準リアルタイムで患者の生体構造内の手術器具又はインプラントの３Ｄ多断面投影を提供するよう、それほどコスト又は大変な複雑さを付加せずに、従来の２Ｄ Ｃアームを用いて外科的処置及び他のインターベンションを容易にするシステム及び方法を含む。術前３Ｄ画像と組み合わせた２Ｄ Ｃアームの使用は、手術器具及びインプラントのポジションを２Ｄ又は３Ｄ画像の上に投影するために光学又は電磁トラッキング技術及び数学的モデルを使用する必要性を除く。代わりに、本発明における手術器具及びインプラントのポジションは、器具又はインプラントの直接的なＣアーム撮像と、より正確な設置をもたらすこととによって、取得される。１つ以上の好適な実施形態に従って、手術器具又はインプラントの実際の２Ｄ Ｃアーム画像と、既知の寸法及びジオメトリの参照マーカー５００（望ましくは、Ｃアーム及び手術器具からの角度ポジション情報を伴う。）とは、２Ｄ蛍光透視画像とレジストレーションされた３Ｄ画像内に手術器具及びインプラントを投影するために使用され得る。

先に一例として記載された画像マッピング技術の使用を通じて、ＣＴスキャンのような術前３Ｄ画像の上に２Ｄ Ｃアーム画像をマッピングすることが可能である。図１７に表されている方法を参照して、ステップ４００で、患者の生体構造の適切な３Ｄ画像データセットが、外科的処置の前にシステムにロードされる。この画像データセットは、術前ＣＴスキャン、術前ＭＲＩ、又はＢｏｄｙＴｏｍ、Ｏ−Ａｒｍ、若しくは３Ｄ Ｃアームのような術中イメージャから取得された術中３Ｄ画像データセットであってよい。図１８は、３Ｄ術前画像データセットからの画像の例を示す。３Ｄ画像データセットは、画像処理デバイス１２２へアップロードされ、取得され得る全ての可能な２Ｄ Ｃアーム画像を近似するよう一連のＤＲＲへ変換されて、術中２Ｄ画像との比較及び照合のためのベースラインとなる。ＤＲＲ画像は、上述されたようにデータベースに格納される。しかし、追加の入力なしでは、プロセッサが２Ｄ Ｃアーム画像をＤＲＲデータベースと照合するために必要とされるラグタイムは、外科的処置の間に受け入れがたいほど時間がかかることがある。以下で更に詳細に説明されるように、本発明では、ＤＲＲ処理時間を削減する方法が開示される。

これより手術計画ステップ４０５へ移ると、術前ＣＴスキャンがベースライン画像として使用される場合に、３Ｄ画像データセットはまた、手動又は自動立案ソフトウェアを用いて手術の計画のための基礎となることができる（例えば、手術計画画面と、立案ツールの使用により導出された椎弓根スクリューの設置のための計画の表現とを表示する図１９を参照されたい。）。斯様な立案ソフトウェアは、患者の解剖学的向き、手術器具及びインプラントの適切なサイズ、並びにインプラントの適切な軌跡の理解を執刀医にもたらす。いくつかの実施に従って、システムは、椎弓根スクリューのための計画を提供し、これによって、システムは、図１９で実例のために示されている患者の生体構造及び計測を考慮して、手術計画において夫々の椎弓根スクリューのための所望の軌跡及び直径を特定する。いくつかの実施に従って、システムは、所望の脊椎バランスを実現するよう、脊髄レベルによって、必要とされる所望の矯正量を特定する。

手術立案ソフトウェアはまた、術前３Ｄデータセットへの術中マッピングのためにＡ／Ｐ画像及び斜め画像を供給するようＣアームを位置付けるための最適な角度を特定するために使用されてよい（ステップ４１０）。図２０に示されるように、脊椎手術において、夫々の椎体の上終板の頭蓋／尾側角度は、重力の方向に対して計測されてよい。図２０に示される例では、Ｌ３の上終板は重力の方から５°の角度にある。患者が覆われると、関心のある椎弓根のための提案される開始点が特定されてよく、そして、視覚化のためにＣアームを使用して、選択された椎弓根前処理（pedicle preparation）器具が、提案される開始点に導入されてよい。いくつかの実施に従って、椎弓根前処理器具は、リストから選択されてよく、あるいは、それが既知のジオメトリを有している場合には、それは、Ｃアーム画像においてシステムによって自動的に認識され得る。

撮像の正確さは、Ｃアームトラッキングの使用により改善され得る。いくつかの実施形態において、Ｃアーム角度センサは、重力の方向に対する角度ポジションフィードバックを供給するようＣアームに取り付けられた２軸加速度計であってよい。他の実施形態では、Ｃアームのポジションは、上述されたように赤外線センサによって追跡されてよい。Ｃアーム角度センサは、処理ユニットと通信し、有線又は無線設計を有してよい。Ｃアーム角度センサの使用は、斜めポジションとＡ／Ｐポジションとの間のＣアームの迅速且つ正確な移動を可能にする。各ポジションへの移動及び戻りが再現可能であればあるほど、Ｃアーム画像と比較されるＤＲＲ画像の母集団を制限する画像処理デバイスの能力はますます重大である。

２Ｄ Ｃアーム画像を術前３Ｄ画像の上に正確にマッピングするために必要とされる処理時間を最小限にするよう、２Ｄ Ｃアーム画像に存在する既知の寸法の参照マーカー５００を有することが有利である。いくつかの場合に、手術器具及びインプラントの寸法は、処理ユニットのデジタルメモリに予めロードされる。いくつかの実施形態において、既知の寸法及びジオメトリの放射線不透過性の手術器具（例えば、椎弓根プローブ、突きぎり（awl）、突きぎり／タップ）は、ユーザによって選択されて識別されるか、あるいは、可能な選択肢のリストからシステムによって画像内で視覚的に認識される参照マーカー５００となる。

他の実施形態において、器具は、放射線不透過性マーカー５００を伴ったＫ−ワイヤである。マーカー５００は、マーカー５００の寸法が知られている限りは、如何なるジオメトリにあってもよい。１つの実施形態において、Ｋ−ワイヤのマーカー５００は球形であってよい。器具又はＫ−ワイヤの既知の寸法及びジオメトリは、スケール、ポジション及び姿勢を計算するためにソフトウェアにおいて使用され得る。既知の寸法のＫ−ワイヤ又は手術器具又はインプラントのいずれであろうとも、既知の寸法の参照マーカー５００を使用することによって、２Ｄ画像及び３Ｄ画像のお互いに対するレジストレーションの間に画像サイズを迅速にスケーリングすることが可能である。

参照マーカー５００を伴ったＫ−ワイヤが使用される場合に、手術される各脊髄レベルでの棘突起のおおよその中心にＫ−ワイヤを添えることが望まれ得る。たった２つの脊椎しか関連しない場合に、単一のＫ−ワイヤが使用され得るが、ある程度の正確さが失われる。図２１に示されるように、Ｋ−ワイヤ参照マーカー５００をＣアーム画像の中心に保つことによって、椎体の位置を決定するために三角測量が使用されてよい。３Ｄ空間における位置の正確な識別は、器具又はＫ−ワイヤの先端及び参照マーカー５００がＣアーム画像において可視的であることを必要とする。参照マーカー５００が可視的であるが、器具又はＫ−ワイヤの先端が可視的でない場合に、画像をスケーリングすることは可能であるが、器具の正確なポジションを見つけることは不可能である。

１つ以上のＫ−ワイヤを置いた後、Ｋ−ワイヤの参照マーカー５００を３Ｄ画像の上に正確にマッピングするために、斜めポジション及びＡ／Ｐポジションから高解像度のＣアーム画像を取得することが必要である（ステップ４２０及び４２５）。斜めレジストレーション画像は、図２２Ａ及びＢに示されるように、仮想分度器の使用から特定される角度で取り込まれてよい。Ｃアームのｃ字形のアームは、次いで、図２３Ａ及びＢに示されるように、Ａ／Ｐレジストレーション画像の捕捉のために１２時のポジションまで回転される。斜め画像及びＡ／Ｐ画像はアップロードされ、夫々の画像は、上記の技術を用いて３Ｄ画像データセットのＤＲＲと比較されアライメントされる。図２４Ａ〜Ｅに示されるように、処理ユニットは、斜め画像（図２４Ａ）、斜め撮像の間のＣアームのポジションに関する情報（図２４Ｂ）、Ａ／Ｐ画像（図２４Ｃ）、及びＡ／Ｐ撮像の間のＣアームのポジションに関する情報（図２４Ｄ）を３Ｄ画像からのＤＲＲと比較してそれらの画像とＤＲＲとのアライメントを計算し、Ｃアームのｃ字形のアーム及び参照マーカー５００に対する椎体の位置を三角測量によって見つける。その情報に基づき、執刀医はＣアームのいずれかの角度に対応するＤＲＲ（図２４Ｅ）を見ることが可能である。平面ビュー（Ａ／Ｐ、側方及び軸方向）は、外科的処置の間に執刀医が器具／インプラントのポジション更新を追跡するための簡易表示のために３Ｄ画像から処理され得る。

高解像度（全線量）の２Ｄ Ｃアーム画像を３Ｄ画像と適切にアライメントすると、手術が進行するにつれて患者の生体構造の更なるＣアーム画像を捕捉するためにＣアームをパルス／低線量、低解像度モードへ切り替えることによって、その後の撮像のための放射線量を減らすことが可能である（ステップ４３５）。望ましくは、Ｃアームはデータ／制御インターフェイスを含み、それにより、パルス低線量設定が自動的に選択され得、実際の線量情報及び節減が計算され表示され得る。夫々の低解像度画像において、参照マーカー５００は可視的なままであり、画像をスケーリングして、レジストレーションされた３Ｄ画像とアライメントするために使用されてよい。これは、手術器具又はインプラントを含む低解像度画像が高解像度の術前３Ｄ画像の上に正確にマッピングされることを可能にする。それにより、それは、追加の２Ｄ画像とレジストレーションされた３Ｄ画像に投影され得る。組織解像度は低解像度画像では失われるが、参照マーカー５００及び手術器具／インプラントは可視的なままであり、それにより、システムは、以下で更に詳細に説明されるように、手術器具又はインプラントの仮想表現５０５を３Ｄ画像内に置くことができる。

手術器具又はインプラントの寸法が知られており、処理デバイスにアップロードされている場合に、表示は、執刀医によって選択されたビューに対応するＤＤＲと、ツールの仮想表現５０５とを提示する。図２５Ａ〜Ｃに示されるように、Ｃアーム画像は３Ｄ画像上にマッピングされているので、斜めポジション及びＡ／Ｐポジションが取得されるだけでなく、執刀医は、望まれるように、いずれかのＤＲＲ画像を取得することが可能である。表示画像は、３Ｄ画像から生成された“合成の”Ｃアーム画像である。図２５Ａは、Ａ／Ｐ画像上で描写されるツール５０５、この例では椎弓根スクリューの仮想表現を示す。図２５Ｂは、斜め画像上に描写される仮想ツール５０５を示す。そして、図２５Ｃは、椎体の合成Ｃアーム画像上に描写される仮想ツール５０５を示し、それにより、椎弓根に対するツールの角度が見られ得る。

いくつかの実施において、画像処理デバイスは、斜め画像とＡ／Ｐ画像との間の手術器具又はインプラントの如何なるわずかな移動も計算することができることが有利であり得る。１つの実施形態に従って、手術器具及びインプラントは、重力の方向に対する角度ポジションフィードバックを提供するよう手術器具又はインプラントドライバに他の手段によって取り付けられるか又はクリップ留めされている２軸加速度計のような角度センサを更に有する。何らかの計測可能な動きがあるならば、表示は、斯様な動きを考慮するようＤＲＲの提示を更新することができる。角度センサのための取付機構は、当業者に知られている如何なるメカニズムであることもできる。角度センサは、プロセッサユニットと通信し、有線又は無線設計であってよい。

ステップ４４０で、手術器具又はインプラントのポジションは、手術計画に従うよう又は新たな術中手術計画に従って調整されてよい。ステップ４３５及び４４０は、外科的処置が完了する（４４５）まで、必要に応じて何回でも繰り返されてよい。システムは、執刀医が、計画される軌跡を最初に提案されたものから調整することを可能にする。

３Ｄ術中イメージングのシステム及び方法は、手術器具の既知の寸法及びジオメトリが、Ｃアームを３Ｄ ＣＴ平面画像とレジストレーションすることにおいて画像処理時間を削減することを助けるので、手術イメージングにおいて技術的進歩を提供する。それはまた、放射線不透過性のオブジェクトの輪郭しか撮像される必要がなく、骨の解剖学的詳細は必要とされないので、手術器具／インプラントのポジションを更新するためのパルス／低線量Ｃアーム画像の使用を可能にする。更には、器具／インプラントドライバにある２軸加速度計は、ポジションを更新するために必要とされる２つの別個のＣアームショット間でほとんど又は全く動きがなかったというフィードバックを提供する。Ｃアーム上の２軸加速度計は、各レベルでの椎体終板とのより速いアライメントを可能にし、２つのビューの角度に関する情報を提供して、３Ｄ画像から適切な一致する平面ビューを認識する処理時間を減らすのを助ける。Ｃアームとの任意の通信インターフェイスは、必要に応じてパルス／低線量モードへ自動的に切り替わり、従来の設定からの線量削減を計算／表示する能力を提供する。

放射線が低減された３Ｄ画像誘導手術に関してここで記載されるシステム及び方法は、より再現可能なインプラント配置、削減されたＯＲ時間、低減された複雑さ、及び校正をもたらしながら、ポジションを決定して患者の生体構造内で手術器具／インプラントを正確に置く執刀医の能力を大いに支援することが容易に認識されるだろう。更には、正確な３Ｄ及び多断面の器具／インプラントのポジション画像は、大部分は、従来の使用と比較して放射線照射の量を大いに減らすようパルス／低線量モードにおいて、従来のＣアームを用いて準リアルタイムで供給され得る。放射線削減の量は計算され表示され得る。システムのコスト及び複雑さは、３Ｄ術中画像を供給する他の手段よりも相当に低い。

ここで記載される発明特徴は、目的を達成するための好適な実施形態に関して記載されてきたが、当業者に明らかなように、本発明の精神又は適用範囲から逸脱することなしに、それらの教示を鑑みて変形が成し遂げられ得る。

［関連出願の相互参照］
本願は、２０１５年１２月１４日付けで出願された米国特許仮出願第６２／２６６８８８号、及び２０１６年３月１４日付けで出願された米国特許仮出願第６２／３０７９４２号の非仮出願であり、それらに基づく優先権を主張するものである。なお、それらの先願は、その全文を参照により本願に援用される。

Claims (14)

1. 手術野内の患者の内部構造の３次元表示を生成する方法であって、
   手術野のベースライン３次元画像をプロセッシングデバイスのデジタルメモリ記憶ユニットへインポートすることと、
   前記ベースライン３次元画像をＤＲＲライブラリに変換することと、
   放射線源及び受信器を有するイメージングデバイスを第１ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記手術野内に位置している放射線不透過性マーカーの第１レジストレーション画像を取得することと、
   前記イメージングデバイスを第２ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第２レジストレーション画像を取得することと、
   前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像を前記ＤＲＲライブラリにマッピングすることと、
   前記第１ポジションに関する情報、前記第２ポジションに関する情報、前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像を前記ＤＲＲライブラリと比較して前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像と前記ＤＲＲライブラリとのアライメントを計算し、前記イメージングデバイス及び前記放射線不透過性マーカーに対する前記患者の標的位置を三角測量によって求めることと、
   前記放射線不透過性マーカーの３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示することと
   を有する方法。
2. 前記イメージングデバイスを前記第１ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第１術中画像を取得することと、
   前記イメージングデバイスを前記第２ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第２術中画像を取得することと、
   前記第１術中画像及び前記第２術中画像をスケーリングすることと、
   三角測量によって前記スケーリングされた第１術中画像及び前記スケーリングされた第２術中画像を前記ベースライン３次元画像にマッピングすることと、
   前記放射線不透過性マーカーの術中３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示することと
   を更に有する請求項１に記載の方法。
3. 前記第１術中画像及び前記第２術中画像は、低線量放射線照射で取り込まれる、
   請求項２に記載の方法。
4. 前記ベースライン３次元画像は、ＣＴスキャンである、
   請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の方法。
5. 前記イメージングデバイスは、Ｃアームである、
   請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の方法。
6. 前記放射線不透過性マーカーは、既知のジオメトリを有する、
   請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の方法。
7. 前記放射線不透過性マーカーは、マーカーを伴ったＫ−ワイヤ、椎弓根プローブ、突きぎり、タップ、又は椎弓根スクリューのうちの１つである、
   請求項１乃至６のうちいずれか１つの方法。
8. 前記イメージングデバイスの前記第１ポジションの位置及び前記イメージングデバイスの前記第２ポジションの位置を測定し、該ポジションの測定を前記プロセッシングデバイスの前記デジタルメモリ記憶ユニットに記録すること
   を更に有する請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の方法。
9. 前記イメージングデバイスは、前記デジタルメモリ記憶ユニットに記憶されている前記ポジションの測定に基づき前記第１ポジション又は前記第２ポジションのうちの一方へ自動的に回転される、
   請求項８に記載の方法。
10. 前記第１ポジションでの前記イメージングデバイスの第１回転角度及び前記第２ポジションでの前記イメージングデバイスの第２回転角度を測定し、該回転角度の測定を前記プロセッシングデバイスの前記デジタルメモリ記憶ユニットに記録すること
    を更に有する請求項１乃至９のうちいずれか一項に記載の方法。
11. 前記イメージングデバイスは、前記デジタルメモリ記憶ユニットに記憶されている前記回転角度の測定に基づき前記第１回転角度又は前記第２回転角度のうちの一方へ自動的に回転される、
    請求項１０に記載の方法。
12. 前記放射線不透過性マーカーの測定の所定の組を前記プロセッシングデバイスの前記デジタルメモリ記憶ユニットにアップロードすること
    を更に有する請求項１乃至１１のうちいずれか一項に記載の方法。
13. 前記放射線不透過性マーカーの幾何学的測定の組を決定し、該測定を前記プロセッシングデバイスの前記デジタルメモリ記憶ユニットに記憶すること
    を更に有する請求項１乃至１２のうちいずれか一項に記載の方法。
14. 手術野内の患者の内部構造の３次元表示を生成する方法であって、
    手術野の、ＣＴスキャンであるベースライン３次元画像を、プロセッシングデバイスのメモリ記憶ユニットへインポートすることと、
    前記ベースライン３次元画像をＤＲＲライブラリに変換することと、
    放射線源及び受信器を有するＣアームであるイメージングデバイスを第１ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記手術野内に位置している放射線不透過性マーカーの第１レジストレーション画像を取得することであり、前記放射線不透過性マーカーが既知のジオメトリを有する、前記取得することと、
    前記イメージングデバイスを第２ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第２レジストレーション画像を取得することと、
    前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像を前記ＤＲＲライブラリにマッピングすることと、
    前記第１ポジションに関する情報、前記第２ポジションに関する情報、前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像を前記ＤＲＲライブラリと比較して前記第１レジストレーション画像及び前記第２レジストレーション画像と前記ＤＲＲライブラリとのアライメントを計算し、前記Ｃアーム及び前記放射線不透過性マーカーに対する前記患者の標的位置を三角測量によって求めることと、
    前記放射線不透過性マーカーの３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示することと、
    前記イメージングデバイスを前記第１ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第１術中画像を取得することと、
    前記イメージングデバイスを、前記第２ポジションに位置付け、前記放射線源によって放射線ビームを生成し、前記受信器によって前記患者を透過した放射線ビームを捕捉することによって、前記放射線不透過性マーカーの第２術中画像を取得することと、
    前記放射線不透過性マーカーの前記既知のジオメトリに基づき前記第１術中画像及び前記第２術中画像をスケーリングすることと、
    三角測量によって前記スケーリングされた第１術中画像及び前記スケーリングされた第２術中画像を前記ベースライン３次元画像にマッピングすることと、
    前記放射線不透過性マーカーの術中３Ｄ表現を前記ベースライン３次元画像上で表示することと
    を有する方法。
    

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