WO2019020048A1

WO2019020048A1 - 一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统以及脊柱手术导航定位系统

Info

Publication number: WO2019020048A1
Application number: PCT/CN2018/096999
Authority: WO
Inventors: 刘天健; 朱永坚; 陈高
Original assignee: 浙江大学
Priority date: 2017-07-28
Filing date: 2018-07-25
Publication date: 2019-01-31
Also published as: CN107595387B; US11304680B2; US20200178937A1; JP7162793B2; CN107595387A; JP2020527087A

Abstract

本发明提供一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，包括采集单元和处理单元，该系统基于二维脊椎表面结构特征性轮廓的超声图像生成超声拓片，并与数字医学影像轮廓匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。基于该脊椎图像生成系统的脊柱手术导航定位系统，该系统包括导航模块和基于上述超声拓片技术的脊椎图像生成系统，该脊柱手术导航定位系统能够获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，并基于该脊椎表面地形图进行实时术中导航。本发明将极大降低脊柱手术难度，实现精准无辐射引导穿刺、实时导航、简便可靠的手术辅助目标，尤其有利于以脊柱内镜为代表的脊柱微创手术技术向基层医疗机构推广和应用。

Description

一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统以及脊柱手术导航定位系统

技术领域：

本发明涉及医学领域，具体涉及一种脊椎图像生成系统、脊椎图像生成方法以及脊柱手术导航定位系统、脊柱手术导航定位方法。

背景技术：

当前，脊柱退变相关性疾病的发病率和患者数量与日俱增，严重影响人民的身体健康和劳动能力。脊柱手术是治疗椎间盘突出、肿瘤等脊柱疾病的主要手段，其中，以脊柱内镜为代表的微创手术技术因科技进步推进的手术器械设备升级，正越来越趋于成熟，加之创伤小、恢复快的优势，获得越来越多领域的认可和接受。然而这些微创技术对病变的定位精度要求高，加之人体脊柱的特殊性，即骨性结构组成、解剖区域狭长、富含重要的血管神经等复杂性，使得掌握微创技术的门槛较高，主要体现在手术难度及风险较大，操作者培训学习曲线长，难以短期内推广。导航定位技术能降低微创手术技术的门槛，有助于增加手术的操作简便性及保障手术的安全性。

超声扫描人体骨质结构的特点在于：1)超声波不能穿透骨质结构，故超声图像中只能显示骨质表面的线性强回声，获得的信息较少，临床应用范围受限，所述线性强回声为医学超声学概念，是指对超声图像的特征性描述，表现为线性高亮图像；2)超声扫描骨质结构时，容易发生衍射带来噪声，导致骨质结构在超声图像中显示出现偏差，所述噪声为医学超声学概念，是指超声图像中出现的模糊、毛刺状、不清晰的图像特征，骨质结构的噪声表现为模糊、毛刺状、不清晰的线性或片状高亮图像；目前临床中应用的超声扫描技术(包括超声扫描设备和超声处理技术)无法解决上述问题，因此，目前超声扫描技术在骨质结构相关疾病的诊治中应用非常有限。

上述超声扫描骨质结构的特点，在超声扫描脊椎时同样存在，除此之外，不同于人体其他骨质结构如肱骨、股骨等，超声扫描脊椎质结构时存在如下特殊性。如附图6(1)所示，人体脊柱是一个狭长的骨性结构区域，是身体的支柱，分颈、胸、腰、骶及尾五段，由33块椎骨(颈椎7块，胸椎12块，腰椎5块，骶骨、尾骨共9块)由韧带、关节及椎间盘连接而成。脊柱内部自上而下形成一条纵行的脊管，内有脊髓。脊椎由横突、棘突、关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔及组成脊椎的其他骨骼成分组成。超声扫描脊椎的特殊性在于：1)超声扫描获得的脊椎骨质信息较少，脊柱作为狭长的骨性结构，由多节椎骨组成，一幅超声扫描图像中所呈现的椎骨节段有限，信息少且仅为骨质表面回波信息；2)相比其他的骨质结构，超声扫描获得的脊椎骨质信息存在更大、更多的偏差，如附图6(2)、6(3)脊椎具有众多骨性突起如棘突、横突、关节突等，而超声图像中骨质回波强，所呈现的超声图像往往为骨质结构特有的光亮而富有噪声的不清晰图像，骨质回波带来的衍射和噪声，将导致脊椎的解剖结构(包括横突、棘突、关节突、椎板及组成脊椎的其他骨骼成分)在超声图像中显示出现较大偏差，常见偏差包括：所述解剖结构中具体的某一点由于发生衍射，在超声图像中可能显示为一个面；所述解剖结构中的某一个面与超声图像中的面大小、比例不准确；所述解剖结构中清晰的毗邻和连接结构，如关节突关节、横突与椎体连接的根部等，在超声图像中显示为模糊的面状结构，连接处不清晰。上述偏差导致常规超声扫描方式无法解决脊椎的骨质结构的超声图像清晰度问题，在超声扫描骨质结构的诸多问题基础之上，超声扫描脊椎骨质信息存在的更多、更大的问题。

针对某一具体节段的脊椎而言，例如附图6(2)所示的腰椎，一节腰椎所具有的解剖结构包括横突、棘突、关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔及组成脊椎的其他骨骼成分，不同解剖结构在超声图像中显示情况存在显著差异，包括：1)棘突为椎体延伸向人体背侧的骨质结构，因其结构狭长、骨质较薄、存在棘突尖这一易辨识特征，所述骨质较薄是指棘突平行于人体横截面的方向上，左侧骨质表面到右侧骨质表面的厚度较薄，所述棘突尖为棘突的解剖学结构，是指棘突远离脊柱方向的根部为一尖样结构，是棘突的末端，使得棘突作为脊椎中最具特征的解剖结构很容易在超声图像中较完全显示；2)横突、关节突结构在超声图像中的显示情况相较棘突为差，原因包括此二者不像棘突延伸像背侧而与椎体有较大夹角，此二者与椎体夹角较小、无类似棘突尖的易辨识特征，且受限于体位及扫描角度，常常导致二者与相邻骨质结构如椎体难以清晰分辨，加之上述超声扫描骨质结构的偏差，使得二者在超声扫描下获得的骨质回波信息不全、并且不够清晰和准确，所述受限于体位及扫描角度是指，在获取横突、关节突的骨质回波信息的过程中，不可避免地会扫描到脊椎的其它结构、与脊椎相邻的器官，使得脊椎的其它结构、与脊椎相邻的器官的图像会对横突、关节突的骨质回波信息产生干扰，导致横突、关节突的骨质回波信息不全，不够清晰和准确；3)椎板、椎板间隙、椎间孔及组成脊椎的其他骨骼成分受限于上述超声扫描骨质结构的诸多缺陷以及这些结构特殊的解剖位置关系，导致超声不能扫描到这些结构，或者超声图像中不能显示出这些结构全部的骨质回波信息。即使能扫描到这些结构的部分信息，但是也存在着信息准确度不够，存在偏差的问题，具体包括：关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔及组成脊椎的其他骨骼成分的解剖结构中具体的某一点由于发生衍射，在超声图像中可能显示为一个面；所述解剖结构中的某一个面与超声图像中相应的面大小、比例不准确；所述解剖结构中的连接部位，例如，横突与椎体连接的根部(参见图6(2)15)，在超声图像中显示为模糊的面状结构，连接处不清晰，无法准确识别。

目前，临床上脊柱微创手术过程如下：1)术前对患者进行CT扫描；2)手术定位：获得患者当前手术状况下的术中体位，例如X射线透视技术；3)手术定位完成后，进行手术操作，手术操作包括微创手术或开放手术。其中，由于X射线透视技术每次照射仅能生成单幅静态图像，手术定位只能获得患者在某一时刻的术中体位，正常人脊柱有一定的活动度，但各部位活动度不同，颈、腰段活动度较大，胸段活动度极小，骶段几乎无活动性，脊柱天然的活动度加之正常呼吸运动，使得脊柱的位置和弯曲度在手术操作过程中存在位移，单幅静态图像不能准确反映患者实时体位。医生在手术时需要的是患者手术状况下实时的术中体位，目前的情况，只能是医生凭借经验实施手术，导致手术对医生的经验、以及医生在手术时的状态等主观因素依赖程度大，可控程度差。

可见，超声扫描骨质结构总体特点可以概括为：1)超声扫描骨质结构存在问题；2)相比其他骨质结构，超声扫描脊椎难度尤甚；3)临床现有的超声扫描技术(包括超声扫描设备和超声处理技术)存在扫描信息不全、清晰度、准确度不高等缺陷，无法适应脊柱手术的临床应用，图像问题成为脊柱微创手术治疗发展的最大障碍。

目前临床上脊柱手术定位其中最具代表性的是C臂机透视定位技术。该技术的操作模式可以概括为图1所示，即“穿刺-照射-评估-调整-照射验证”，具体流程为：手术前在患者手术部位置入穿刺针，进行第一次X射线照射后，获知穿刺针在患者体内的进针深度和角度并进行调整后，进行第二次X射线照射，再次获知穿刺针在患者体内的进针深度和角度，若进针深度和角度达到预定部位，则定位完成，进行手术操作，反之则重复“评估-调整-照射验证”步骤，直到完成穿刺定位。C臂机透视定位技术确保了定位的准确，但存在如下不足：

1)手术操作者需依赖经验判断多次反复在患者体表穿刺，对患者造成较大创伤。在定位过程中，需要在患者手术部位置入穿刺针，穿刺针要直达脊椎表面，为达到理想的穿刺深度和角度，往往需要多次调整，在患者体内反复穿刺，手术体验很差。

2)手术操作者每次在患者手术部位插入穿刺针后都要进行X射线照射，获知穿刺针在患者体内的进针深度和角度并进行调整后，再次进行X射线照射，再次获知穿刺针在患者体内的进针深度和角度，直至进针深度和角度达到预定部位，则定位完成。在定位过程中需要X线透视，X线辐射非常损伤大，对患者和手术操作者造成潜在辐射损伤。

3)该定位技术对手术操作者的经验依赖非常大。由于微创技术对病变的定位精度要求高，操作者的经验与操作中穿刺、照射的次数成正相关。目前在临床工作中，通常情况下，十年左右手术经验的操作者在手术中尚且需要穿刺针6-10次，经验不丰富的手术操作者则需要更多次的反复穿刺和定位，不仅效率低，而且给患者和手术操作者带来更多的X射线辐射，对患者更大的穿刺损伤，不利于该技术的推广应用。

4)C臂机透视定位技术得到的静态图像不能对后续手术实现导航。C臂机透视定位技术所获得的图像为患者当前手术状况下的术中体位，为静态X线图像，不能正确反应手术进行中脊柱活动度带来的改变，不能实时地指导后续手术操作，因此C臂机透视定位技术只用于术前定位，确定手术的入路点，一经确定开始手术，将无法呈现患者在手术中任一时刻手术状况下的术中体位，操作者将完全依靠经验进行手术操作。

鉴于C臂机透视定位技术的优势和不足，近年来有人提出利用多种模式图像形成融合图像(刘彦斌等在，超声容积导航技术引导腰椎经皮后外侧入路完全内镜下微创手术椎间孔穿刺的应用研究，硕士学位论文，第二军医大学，2015年5月)，进而指导定位的方法，其中具有代表性的是超声容积导航技术。该技术的操作模式可以概括为附图2所示，通过超声扫描获得超声图像，将其与术前采集的CT或MRI三维数据进行图像融合。完成图像融合后，利用电磁跟踪系统(电磁追踪器与超声探头距离<80cm，试验全过程保持追踪器位置不变)，由超声专业操作者协助脊柱手术操作者在实时图像中找到病变部位。具体流程为：术前进行CT扫描并进行三维重建，将三维CT数据导入超声仪，以三点法进行影像配准。同屏显示CT图像和超声图像，在患者体表4个标记点中任取3点(3点不在同一条直线上)，依次分别对3点的CT图像及超声图像进行精确寻找并锁定，完成外标记点的配准，外标记点需要切开或穿刺皮肤并借助金属钉等器材进行设置外标记点。完成外标记点的配准后再进行内标记点的配准，在CT图上寻找任意椎体棘突顶点并锁定，然后在超声图像中实时寻找相应点并锁定，测量配准误差。如误差＞5mm，则再选择其他椎体的棘突顶点作为另一个内标记点进行修正。通过内、外标记点的双重配准，将图像配准的误差缩至5mm以内，完成图像融合。图像融合后，保证电磁追踪器及患者的相对位置不变，以腹腔镜消毒隔离套包裹探头，实时引导穿刺。在CT图像上锁定病变节段椎间孔最下缘作为进针点，利用超声图像实时显示该点，准确寻找并锁定，应用超声仪导航实时引导穿刺针在病变节段平面内穿刺。穿刺前定位及穿刺过程中穿刺方向的确认可辅以C臂机透视。若穿刺过程中患者出现下肢放射痛，需行C臂机透视，若穿刺方向存在偏差，根据标记点再次进行图像配准及融合，直至穿刺导针顺利到位。穿刺成功后行C臂机透视进一步确认穿刺针位置。

超声容积导航技术使手术操作者可以根据的配准图像进行穿刺和手术操作，相比C臂机透视定位技术，极大减少了X线辐射损伤，但存在如下不足：

1)需多次反复在患者体表穿刺，对患者造成较大创伤，操作复杂，过程冗长，步骤繁琐，消耗时间。CT图像及超声图像配准融合过程中，需要设置3个标记点，需要切开或穿刺皮肤并借助针头、螺钉、金属钉等器材设置外标记点。内标记点直接在图像上看图像选取的。进行外标记点和内标记点配准并修正后，完成图像融合。融合后的图像引导穿刺针穿刺到达目标靶点，若穿刺方向存在偏差，根据外标记点和内标记点再次进行图像配准及融合，直至穿刺针顺利到位。

2)手术全程需要超声专业操作者协助。从超声图像中的解剖部位识别，配准融合所需超声图像及CT图像的选取，再到图像融合后定位病变位置，整个过程均需要手术操作者与超声专业操作者密切配合，导致手术操作者无法快速、独立完成手术。

3)该定位技术对脊柱手术操作者的经验依赖较大。由于该定位技术所获得的导航图像精度不高，而微创技术对病变的定位精度要求高，因此仍需操作者的具备一定的操作经验以保证操作准确，故该技术对经验依赖度小于C臂机透视定位技术，但无法摆脱对手术操作者的依赖性。

4)导航图像精度不高。由超声导航容积技术得到的融合图像，在导航定位时，其图像精度主要取决于三个方面，第一是点配准模式的精度低，超声图像与CT或MRI图像均富含大量信息，仅选取少数几个特征点进行配准将不能保证精度，对手术带来不利影响；第二是以上几个特征点的选取依赖于超声专业操作者，受主观因素的影响，对图像精度产生不利影响；第三是超声图像的精度低，脊柱是一个狭长的骨性结构区域，而超声图像中骨质回波强，所呈现的超声图像往往为骨质结构特有的光亮而富有噪声的不清晰图像，骨质回波带来的衍射和噪声，将导致解剖结构在超声图像中显示出现偏差，常见偏差包括：解剖结构中具体的点在超声图像中显示为面；解剖结构中的面与超声图像中的面大小比例不准确；解剖结构中清晰的毗邻和连接结构，如关节突关节、横突与椎体连接的根部等，在超声图像中显示为模糊的面状结构，连接处不清晰。上述偏差导致常规超声扫描方式无法解决骨质结构的超声图像清晰度问题，导致其远低于相应的CT或MRI图像，在超声图像中所选取的标记点与在CT或MRI图像中所选取的标记点并不能完全准确地一一对应，导致导航图像精度不高。

5)超声容积导航的定位技术操作繁琐，费时费力。以采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术治疗腰椎间盘突出症为例，在开始穿刺直至到达目标靶点的过程中，需行C臂机透视，若穿刺方向存在偏差，需根据标记点再次进行图像配准及融合，直至穿刺导针顺利到位。穿刺成功后仍需行C臂机透视进一步确认穿刺针位置。完成上述定位穿刺后，置入脊柱内镜并逐层深入，操作者根据临床经验辨别棘突、黄韧带、椎板、神经根、椎间盘等解剖结构后，操作者只能根据临床经验运用手术器械进行操作，直至抵达并摘除突出的髓核或纤维环等完成相关手术内容。

综上，现有的脊柱导航定位技术主要以C臂机透视定位技术虽然提供了高精度的穿刺定位，但存在X线多次照射、辐射损伤大、多次穿刺、穿刺创伤大、定位技术对操作者的经验依赖大、手术时间延长费时费力等不足，且所获得的静态图像不能对后续手术导航提供帮助；超声容积导航技术虽然极大减少了X线辐射损伤，但同样存在多次穿刺、穿刺创伤较大、需要超声专业操作者协助、导航图像精度低的缺点。故这两种技术共同的缺点是：操作复杂，对手术操作者的经验依赖程度大；多次反复在患者体表穿刺，损伤大；X线辐射对手术操作者和患者的辐射损伤大；定位操作繁琐、费时费力；仅能完成体表穿刺定位，无法为后续的相关手术操作实现导航(导航图像精度有限且无导航系统支持)。

因此，临床上亟待一种准确快速而又无辐射、无创伤的实时导航定位方案指导脊柱手术，可以实现脊柱手术精准治疗操作，至少需要获取必要部位(横突和棘突)的准确空间位置信息，但是现有技术只能获得棘突的准确空间位置信息，无法获取横突的准确空间位置信息，导致脊柱手术精准治疗的准确度不高。进一步地，脊柱手术还需要获取特定部位的准确空间位置信息，所述的特定部位是指关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔的任意一种或任意多种。总而言之，现有技术无法全面并且准确获取脊柱手术所需要的相关部位(包括必要部位和特定部位)的准确空间位置信息。因此要实现脊柱手术精准治疗操作需满足两个层面：满足手术所需必要部位的信息准确，所述必要部位的信息准确才能确保脊柱手术精准治疗操作的准确性；满足手术所需的特定部位的准确空间位置信息，所述特定部位的信息越多越准才能提高脊柱手术精准治疗操作的准确性。现有技术尚不能获得足够的手术所需特定部位的准确空间位置信息，以实现通过导航技术指导脊柱手术的精准治疗操作。

发明内容

针对现有的不足，本发明所要解决的技术问题是，提供一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统和方法，创造性地通过获取的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，经处理后形成超声拓片，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像，将所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配后，进一步获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，从而彻底解决了现有技术无法获取脊柱手术所需要的相关部位(包括必要部位和特定部位)的准确空间位置信息的问题，以及现有技术实时滞后和不能实时动态显示的问题，实现通过导航技术指导脊柱手术的精准治疗操作。本发明还提供了一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统和方法，利用所述基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，能够实现实时的术中导航，使手术操作者无需依赖经验、无需超声专业操作者的协助、无需对病患身体进行多次穿刺造成多次创伤，在最大限度减少X线辐射对患者和操作者的损伤的情况下，准确快速通过一次穿刺到达目标靶点，实现了通过导航技术指导脊柱手术的精准治疗操作。

在完成穿刺到达目标靶点后，本发明提供的脊柱手术导航定位系统还可以指导操作者完成后续相关手术内容，持续为后续手术导航，操作简单，省时省力。以采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术治疗腰椎间盘突出症为例，完成穿刺到达目标靶点后，手术导航定位系统指导脊柱内镜逐层深入，辨别棘突、黄韧带、椎板、神经根、椎间盘等解剖结构，直至抵达并摘除突出的髓核或纤维环等完成相关手术内容，克服了现有技术X线、穿刺损伤大，操作经验依赖度高，导航图像难以准确实时显示等诸多不足。

本发明采用如下的技术方案：

一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，所述的脊椎图像生成系统基于二维脊椎表面结构超声图像生成超声拓片，与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的系统包括采集单元和处理单元，其中：

所述的采集单元用于获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的处理单元用于将采集单元获取的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，再与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成；所述脊椎表面包括横突和棘突；所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像。

基于本发明的一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，本发明还提供了一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，所述的脊椎图像生成方法包括如下步骤：

1)获取超声图像：获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成，所述脊椎表面包括横突和棘突；

2)生成超声拓片：将步骤1)获取的患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理生成超声拓片，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像；

3)生成脊椎表面地形图：将步骤2)获得的所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。

基于本发明的一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，本发明还提供了一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，所述脊柱手术导航定位系统包括导航模块和基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，所述的脊柱手术导航定位系统能够获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，并基于该脊椎表面地形图进行实时的术中导航，其中：

所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，基于患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，然后将所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像；优选的，所述的数字医学影像是CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。

基于本发明的一种超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，本发明还提供了一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位方法，其特征在于包括如下步骤：

1)建立手术器械的实体几何模型，实现手术器械的实体几何模型向表面模型的转化，使其在脊椎图像生成系统中所获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上呈现出来，实现对手术器械的实时跟踪，所述实体几何模型向表面模型转化的方法优选为三维CAD造型法；

2)根据与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，并形成统一坐标系，所述确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点关系的方法优选为最近点迭代算法；

3)将步骤1)获得的手术器械的表面模型在步骤2)形成的统一坐标系显示出来，实现手术器械和与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图处于统一坐标系中，实现术中实时导航。

本发明还提供一种脊柱手术操作系统，所述的脊柱手术操作系统包含如前所述任何一种形式的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统和/或如前所述任何一种形式的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统。此操作系统适用于脊柱部位的开放和微创手术，可进行并不仅限于椎间盘突出部分的摘除、肿瘤切除、神经松解、血肿清除等诸多手术操作。

与现有技术相比，本发明的有益效果为：本发明提供的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统和方法，解决了现有技术无法获取脊柱手术所需要的相关部位(包括必要部位和特定部位)的准确空间位置信息的问题，以及现有技术实时滞后和不能实时动态显示的问题，为实现通过导航技术指导脊柱手术的精准治疗操作。本发明提供的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统和方法，能够实现实时的术中导航，使手术操作者无需依赖经验、无需超声专业操作者的协助、无需对病患身体进行多次穿刺造成多次创伤，在最大限度减少X线辐射对患者和操作者的损伤的情况下，准确快速通过一次穿刺到达目标靶点，实现了通过导航技术指导脊柱手术的精准治疗操作。

在完成穿刺到达目标靶点后，该脊柱手术导航定位系统可以指导操作者完成后续相关手术内容，持续为后续手术导航，操作简单，省时省力。以采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术治疗腰椎间盘突出症为例，完成穿刺到达目标靶点后，手术导航定位系统指导脊柱内镜逐层深入，辨别棘突、黄韧带、椎板、神经根、椎间盘等解剖结构，直至抵达并摘除突出的髓核或纤维环等完成相关手术内容。具体表现为：

1)最大限度减少X线对患者和手术操作者的辐射损伤。

2)仅需在患者体表穿刺1次，最大限度减少穿刺对患者造成的创伤。

3)对手术操作者的经验依赖非常小，脊椎图像生成系统提供随患者体位变动而实时更新的个性化的脊椎表面地形图，以及基于该脊椎表面地形图进行实时术中导航的脊柱手术导航定位系统，将使手术操作者无需依赖经验、无需超声专业操作者的协助，有助于脊柱手术的推广应用。

4)患者体位变动而实时更新的个性化的脊椎表面地形图将对后续手术导航提供极大帮助。

5)基于本发明提供的脊椎图像生成系统以及脊柱手术导航定位系统，将使操作简单，省时省力。

6)导航图像精度高且能与患者实时术中体位一致。

7)本发明提供的脊椎图像生成系统以及脊柱手术导航定位系统，使得定位技术不存在实时滞后和不能动态显示的问题。相对于C臂机能够实现一定程度的实时，实时有滞后，会存在问题，也不能实现动态，存在问题。

8)完成体表穿刺定位后，可进一步指导后续相关手术内容。以采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术治疗腰椎间盘突出症为例，在完成穿刺到达目标靶点后(该过程为定位穿刺过程)，操作者操作内镜逐层深入，根据临床经验辨别棘突、黄韧带、椎板、神经根、椎间盘等解剖结构后，脊柱手术导航定位系统可以指导操作者运用手术器械，按照正确的角度和距离进行操作，直至抵达并摘除突出的髓核或纤维环等完成相关手术内容。

相对于现有技术，本发明的优越性体现在：第一，不需设置外标记点，极大减少创伤；第二，提高超声图像精度，进而提升了与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图这一导航图像的精度；第三，减少对临床经验的依赖，导航图像将极大降低手术难度，减少对操作者操作经验和超声专业者的依赖。第四，克服了现有技术的不足，本发明的系统不仅能够实现准确的定位穿刺，还能为脊柱手术的后续操作提供实时导航。

应用本发明提供的脊椎图像生成系统以及脊柱手术导航定位系统，将极大推动以脊柱内镜技术为代表的脊柱手术微创技术的迅速发展和短期内的推广普及，造福患者和受脊柱相关疾病困扰的广大人民。本发明适用于以脊柱内镜为代表的脊柱微创技术，但不限于脊柱内镜，只要获取了超声拓片，并通过与数字医学影像进行轮廓匹配后获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，该地形图同样适用于指导脊柱相关疾病的微创和开放手术。

附图说明

图1是C臂机透视定位技术的操作流程示意图；

图2是超声容积导航技术的操作流程示意图；

图3是本发明的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统组成示意图；

图4是本发明的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统操作流程示意图；

图5是本发明的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位方法流程图；

图6是人体脊柱及脊椎解剖示意图，其中：图6(1)为脊柱全面观示意图，图中所示：A、前面观，B、后面观，C、侧面观；图6(2)为腰椎解剖示意图，图中所示：A、右侧面观，B、上面观；图6(3)为颈椎上面观。

1、颈椎，2、胸椎，3、腰椎，4、骶骨，5、尾骨，6、上关节突，7、棘突，8、下关节突，9、横突，10、椎体，11、乳突，12、椎孔，13、横突孔，14、椎板，15、横突与椎体连接的根部；

图7是体绘制中剪切变形法的基本原理示意图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例进一步阐述本发明。应该理解，这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解，在阅读了本发明的讲授的内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。

本发明提供一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，所述的脊椎图像生成系统基于二维脊椎表面结构超声图像生成超声拓片，与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的系统包括采集单元和处理单元，其中：

所述的采集单元用于获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的处理单元用于将采集单元获取的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，再与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成；所述脊椎表面包括横突和棘突；所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像；

优选的，所述的超声图像包括所述超声图像的轮廓边缘、轮廓内部的信息；优选的，所述脊椎表面还进一步包括关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼成分的任意一种或任意多种；

优选的，所述超声图像的获取方法为：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数；更优选的，所述带有患者空间定位信息的超声扫描设备是带有定位标签的超声探头；

优选的，所述超声拓片的获取方法为：将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片；

优选的，所述轮廓匹配的获取方法为：将所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；

优选的，所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观；优选的，所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含超声扫描所获得的脊椎表面、深层肌肉和脂肪组织的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示；优选的，所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像，所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理；

优选的，所述的数字医学影像可以是CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR或者数字化计算机X线摄影DR。

进一步的，所述的采集单元包括超声图像扫描模块和超声图像信息提取模块，其中：

所述超声图像扫描模块用于在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，获取原始数据，所述超声图像信息提取模块用于将所述的原始数据进行提取，获得包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数；所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号，所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关；

优选的，所述的带有患者空间定位信息的超声扫描设备是带有定位标签的超声探头，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号。

进一步的，所述的处理单元包括超声图像优化模块、超声图像叠加模块、超声拓片生成模块和图像轮廓匹配模块，其中：

所述超声图像优化模块用于将所述采集单元获得的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像；优选的，所述的超声图像优化模块采用超声滤波增强技术对所述采集单元获取的超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像，所述的超声滤波增强技术优选自适应中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法；

所述超声图像叠加模块用于将所述超声图像优化模块获得的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，获得图像效果增强的超声叠加图像；优选的，所述的超声图像叠加为单模态配准方法；

所述超声拓片生成模块用于将所述超声图像叠加模块获得的超声叠加图像处理后形成超声拓片；优选的，所述处理的方法为三维重建，更优选的，所述的三维重建的方法为体绘制方法，优选为体绘制加速技术；

所述图像轮廓匹配模块用于将所述超声拓片生成模块获得的超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述轮廓匹配的方法优选基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法，所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化；优选的，所述的数字医学影像选自CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。

3)生成脊椎表面地形图：将步骤2)获得的所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；

优选的，所述超声拓片的生成方法为：将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片；

优选的，所述脊椎表面地形图的生成方法为：将所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；

进一步的，所述的步骤1)包括如下步骤：

超声图像扫描：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，获取原始数据，所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号，所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关；优选的是，通过带有定位标签的超声探头扫描获取原始数据，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号；

超声图像信息提取：从超声图像扫描模块所获取的原始数据进行提取，获得包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。

进一步的，所述的步骤2)包括如下步骤：

超声图像优化：将步骤1)获得患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像；优选的，超声图像优化采用超声滤波增强技术，获得消除干扰噪声的超声优化图像；更优选的，所述的超声滤波增强技术可以是中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法；

超声图像叠加：将超声图像优化后的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，获得图像效果增强的超声叠加图像；优选的，所述的超声图像叠加为单模态配准方法；

超声拓片生成：将超声图像叠加后的超声叠加图像处理后形成超声拓片，优选的处理的方法为三维重建；更优选的所述三维重建的方法为体绘制方法，优选为体绘制加速技术。

进一步的，所述的步骤3)所述的轮廓匹配方法优选基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法，所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。

所述的导航模块基于与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，将带有定位功能的手术器械的实体几何模型向表面模型转化，并呈现在脊椎图像生成系统中获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上；以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，形成统一坐标系；将转化获得的手术器械的表面模型融入统一坐标系，实现术中实时导航，指导操作者进行手术操作。

进一步的，所述的带有定位功能的手术器械为带有空间磁定位标记的手术器械。

如图3所示，本发明提供一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，所述的脊椎图像生成系统基于二维脊椎表面结构超声图像生成超声拓片，与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的系统包括采集单元和处理单元。

所述的采集单元用于获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的处理单元用于将采集单元获取的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，再与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像。所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成。所述的超声图像包括所述超声图像的轮廓边缘、轮廓内部的信息。所述脊椎表面包括横突和棘突，还可以进一步包括关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼的任意一种或任意多种。所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观。所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含超声扫描所获得的脊椎表面、深层肌肉和脂肪组织的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示。所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像，所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理。

所述的数字医学影像是指能够用数值表达的图像信息，通过计算机来完成图像的存储、重建、测量、识别、处理。所述的数字医学影像可以是CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR或者数字化计算机X线摄影DR。

所述的术中体位为患者在手术中所处的体位，主要为仰卧位、俯卧位或侧卧位中的一种，同样存在为满足手术需要所摆放的特殊体位。所述脊柱区深层肌肉组织为医学解剖学概念，具体是指人体背部竖脊肌及其深层结构。所述脊椎表面指人体脊椎靠近体表一侧的骨表面。所述棘突、横突、关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔为医学概念，具体指构成人体脊柱的各节椎体上具有解剖学意义的骨性结构。根据背景技术所述，现有超声扫描设备和处理技术难以获得或难以准确获得关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼成分全部超声图像信息，根据本发明的系统，能够获取脊柱手术所需要的相关部位的准确空间位置信息。

所述的采集单元包括超声图像扫描模块和超声图像信息提取模块，所述超声图像扫描模块用于扫描获取原始数据，所述超声图像信息提取模块用于提取所述超声图像扫描模块扫描获取的原始数据中包含的术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号，所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关。

超声图像的获取方法可以是通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。

所述的带有患者空间定位信息的超声扫描设备是带有定位标签的超声探头，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号。

所述的处理单元包括超声图像优化模块、超声图像叠加模块、超声拓片生成模块和图像轮廓匹配模块。所述超声图像优化模块用于将所述采集单元获得的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像。所述超声图像叠加模块用于将所述超声图像优化模块获得的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，获得图像效果增强的超声叠加图像。所述超声拓片生成模块用于将所述超声图像叠加模块获得的超声叠加图像处理后形成超声拓片。

超声拓片的获取方法可以是将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片。

所述的超声图像优化模块采用超声滤波增强技术对所述采集单元获取的超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像，所述滤波增强是将信号中特定波段频率滤除的操作，是抑制和防止干扰的一项重要措施。

所述的超声滤波增强技术可以是自适应中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法，具体包括：首先采用自适应中值滤波对图像预处理，抑制斑点噪声并保留必要细节；然后采用数学形态学方法对图像进行二次滤波和增强对比度，进一步滤除噪声和保留边界细节。

所述中值滤波是一种非线性滤波，它可以去除图像中的脉冲噪声和椒盐噪声，而且能比较好地保护图像边缘不被模糊，可用于二值图象和灰度图像处理。其基本原理是把数字图像中一点的值用该点的一个邻域内各点值的中值代替，其基本技术思路是对窗口内的所有像素灰度进行排序，取排序结果的中值作为原窗口中心点处像素的灰度，中值滤波的主要功能是把周围像素值差异较大的值改为与周围像素值接近的值，即中值，从而消除奇异的噪声点。所述自适应中值滤波能抑制超声图像中的斑点噪声，同时能较好的保留边界细节，但计算量大，算法不具并行性，速度慢，难以满足实时性的要求，应用限于超声图像的后期处理。自适应中值滤波器是在考虑一定区域内图像的统计特性基础上对中值滤波的改进，其滤波方式为使用窗口，在滤波过程中根据图象的局部统计特征来自动地改变滤窗的大小和形状，当判断滤窗中心像素是噪声时，其值用中值代，否则不改变当前像素值。窗内各点像素的权值可以调节，窗口选择可以通过分裂、合并等方法来获得，形状不受限制，自适应滤波器的设计技术思路为：

每个像素的局部区域的均值μ和估计方差σ ²

设υ ²为噪声方差，以所有局部区域估计方差的均值替代，则自适应滤波器的估计式为：

式中η为图像中一个M、N像素的矩形局部区域，M、N分别为该邻域像素矩阵的行数和列数；n ₁，n ₂为像素坐标；a(n ₁，n ₂)为原始图像中(n ₁，n ₂)像素的灰度值；b(n ₁，n ₂)为图像自适应滤波后(n ₁，n ₂)像素的灰度值。

所述数学形态学滤波，实现的是几何结构的区域滤波，即一个噪声块只要有一点判定条件满足，整个区域噪声就可以全部去掉。因此，此方法对形态学滤波质量有保证，噪声去除较干净，可以保留很好的图像细节，但需要选择合适的结构元素才能达到满意的滤波效果，可满足较高要求的实时性。数学形态学滤波是一种新的非线性滤波器，它以几何学为基础，着重研究图像的几何结构。其基本思想是将图像看成集合，利用预先定义的结构元素探测一幅图像，观察是否能将结构元素很好地填放在图像的内部，同时验证填放结构元素的方法是否正确。通过对图内适合放入结构元素的位置作标记，便可得到关于图像的结构信息，对图像结构信息进行分析可确定下一步应选用的结构元素，以便更有效地进一步滤出感兴趣的信息，如此不断地找出最合适的结构元素来抽取当前最希望得到的信息，抑制不感兴趣的信息，直到滤除全部噪声保留有用信息为止。所述结构元素是具有一定尺寸的背景图像，携带大小，形状，灰度，色度等信息，其尺寸远小于所研究的目标,它在图像中作变换类似于滤波窗口，结构元素的选择恰当与否，将直接影响对输入图像的处理结果；形态变换是构造形态滤波器的基础，基本形态变换包括膨胀、腐蚀、开启和闭合，其定义分别如下：

(1)膨胀

(2)腐蚀

(3)开启

(4)闭合

上式中，f代表输入图像，b为结构元素，所述结构元素是指一种收集信息的“探针”，用于探测图像，通过在图像中不断地移动结构元素，可根据结构元素与图像对象的相互作用，考察图像各部分间的关系，进而确定图像处理所需几何参数。D _f和D _b分别是f和b的定义域。在实际应用中，开运算具有对输入图像的平滑作用，可以消除输入图像边缘的毛刺及孤立斑点，即过滤信号中的正脉冲噪声；闭运算具有对输入图像的过滤作用，可以填补输入图像的裂缝及破洞，即过滤信号中负脉冲的噪声。

经过上述自适应中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法，在本模块下，输入由采集单元获得的患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，通过超声滤波增强进行优化，最终输出消除干扰噪声的超声优化图像。所述超声图像叠加模块用于将所述超声图像优化模块获得的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，达到增强图像效果。所述的超声图像叠加可以是单模态配准方法。图像配准是对于一幅医学图像寻求一种或一系列空间变换，使它与另一幅医学图像上的对应点达到空间上的一致，配准的结果应使两幅图像上所有的解剖点，或至少是所有具有诊断意义的点及手术感兴趣的点都达到匹配，所述空间上的一致是指人体上的同一解剖点在两张匹配图像上有相同的空间位置。在单模态配准中，同一物体由于图像获取条件的差异或物体自身发生的空间位置改变而导致成像差异。此时待配准图像之间的像素灰度分布常常满足一定的线性关系，适合采用相关系数法来进行配准，所述相关系数(CC)为描述两个变量线性相关密切程度的量，其定义如下：

其中

为f(x _n)、g(x _n)的平均值，在单模态医学图像配准中，用同一成像方式(超声)对同一组织成像，不会导致在计算相关性的过程中出现错误，因此相关系数法适用于单模态医学图像的配准。

通过上述处理，在本模块下，输入由超声图像优化模块所获得的消除干扰噪声的超声优化图像，进行叠加，随着多幅图像的不断叠加，使得叠加生成的图像中，放大了超声骨质回波信息强回声与弱回声之间差异，输出效果增强、差异明显的消除干扰噪声的超声叠加图像。所述线性强回声为医学超声学概念，是指超声图像的特征性描述，为线性高亮图像。

所述超声拓片生成模块用于将所述超声图像叠加模块获得的超声叠加图像处理后形成超声拓片。所述的超声拓片是由超声图像叠加模块获得的超声图像经过三维重建处理后所得到的，是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像。超声图像的三维重建可以是通过一定的数据处理方法，将超声探头扫描获得的二维图像转换为三维图像的过程，是利用一系列的二维图像重建三维图像模型并进行定性和定量分析的技术，可以实现二维图像中三维结构信息的提取。在三维重建的绘制过程中，数据描述方法主要有表面绘制方法、体绘制方法和混合绘制方法三大类。所述超声拓片生成模块可以采用体绘制方法及体绘制加速技术将脊椎质回波叠加所获得图像进行三维重建，实现二维脊椎表面结构的超声图像向超声拓片的转换，达到准确性与低成本的要求。体绘制方法是直接研究光线通过三维体数据场与体素的相互作用，集中显示皮肤、骨骼、肌肉等物质信息，而无需提取等值面轮廓的方法。体绘制既可以显示体数据的表面信息也可以显示内部信息，其过程包括投射、消隐、渲染和合成等主要步骤。本实施例可以采用体绘制方法为剪切变形法，它将二维离散数据场的投影变换分解为二维数据场剪切变换和二维图像变形两步来实现，从而将二维空间的重采样过程转换成二维平面的重采样过程，极大减少计算量。剪切变形法实现了二维数据场的体绘制可以在图形工作站上以接近实时的速度实现，而不显著降低结果图像的质量。当然体绘制方法仍存在硬件配置要求高、内存需求大、计算量巨大的局限性，基于如上问题，也可以采用体绘制加速技术予以解决。体绘制加速技术包括：基于图像空间的体绘制算法加速、基于物体空间重建算法加速和硬件加速。所述基于图像空间的体绘制算法加速是指，第一，利用图像空间的相关性减少射线的数目。相邻象素存在着相关性，具有相似的颜色，因此并不需图像平面中的所有象素都透射出光线，而是可以间隔地投射出光线。第二，利用对象空间的相关性减少不必要的采样点数目。体数据中会有大量空体元即透明体素存在，这些空体元对体绘制后所产生的最终图像无任何影响，通过构造体数据的存储结构，可以跳过空体元，从而减少采样点数目。所述基于物体空间重建算法加速是指，目前较成熟的算法包括体元投射法、子区域投射法等，此外通过建立特殊的体数据结构，如有序体数据、游程编码等，也可加快对体数据的遍历。所述硬件加速是指，由于超声拓片成像范围仅限全脊柱节段，属于中等规模体数据场，因此基于综合考量，给予硬件加速的纹理绘制算法较优，此算法可提供比其他加速算法更快速的体绘制。未来若需要体数据场的急速扩大，还可引入并行计算的相关算法，进一步实现加速。

下面以剪切变形法为例(图7)，阐述其基本原理。剪切变形法的主要思想是把三维离散数据场的直接投影分解为三维数据场的剪切变换和二维图像的变形。如附图7所示，首先，根据视线方向(投影方向)，决定一个中间平面，此平面垂直于物空间的某个轴方向，并将物体空间做一个剪切变换，再将物空间垂直投影到中间平面，获得中间图像A’B’。由于是垂直投影，其计算量必然大大低于斜向投影。最后，将得到的中间图像A’B’做一个变形变换，得到最终图像AB。原投影变换的视变换M _view被分解为两个矩阵，即错切矩阵M _shear和变形M _warp矩阵。因而M _view＝M _shear×M _warp。进一步，对于平行投影，若以一组水平线表示三维离散数据场的一个横切面，使观察方向和坐标系的一个轴平行，垂直于三维数据场的各数据平面，在剪切变换中，各数据平面将平行移动一个距离，该距离不仅与各数据平面所在处的坐标值成正比，而且还决定于对初始观察方向的定义；对于透视投影，当三维离散数据场变换到剪切物体空间时，每一个数据平面不仅要作平移变换，而且还需要作比例变换，因此，由剪切变换后的数据场作投影所得到的图像并非最终图像,而只是中间图像，仍需进行一次图像变形。

上述三维离散数据场的剪切变换及二维图像变形可合成为如下的观察变换矩阵：

M _view＝P·S·M _warp

式中P是一个坐标变换阵,它使得坐标系的Z轴与三维离散数据场的主要观察方向相重合，S将三维数据场变换到剪切物体空间，M _warp将剪切物体空间变换到图像空间。对于平行投影而言，剪切是在垂直于Z轴的方向上进行的，故有：

其中S _xS _y可由M _view的参数求得。对于透视透影，则有：

上式表明,当我们将z＝z ₀的数据平面由物体空间变换到剪切物体空间时,该数据平面应平移(z ₀s _x，z ₀s _y)距离，并按系数1/(1+z ₀s _w)作比例变换。上式中的最后一项M _warp则是将剪切物体空间变换到图像空间的矩阵。即：

M _warp＝S ^-1·P ^-1·M _view

根据上述算法，将所述超声图像叠加模块获得的超声图像进行处理，选定Z轴方向为三维离散数据场的主要观察方向，使坐标系的轴与其相重合，对于与其平行的部分进行平行投影，只进行脊椎表面全部骨质回波信息的平移；对于透视投影，则在完成上述平移后，再进行比例变换；所述变换是，在剪切物体空间中，将脊椎表面全部骨质回波信息剪切后投射到剪切物体空间的中间图像平面，形成中间图像，将中间图像平面上的图像通过二维图像变形M _warp变换到图像空间，得到最终图像。

通过上述过程，将超声叠加图像通过体绘制方法及加速技术生成为超声拓片，作为带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像，将用于下一步处理。

所述图像轮廓匹配模块用于将所述超声拓片生成模块获得的超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含脊椎表面和深层肌肉组织的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示。所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观，所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像，所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理。所述轮廓匹配是指所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配。现以CT容积漫游重建图像为例，阐述轮廓匹配过程。将超声拓片轮廓上所包括的实时动态空间位置信息与CT容积漫游重建图像轮廓上包括空间位置信息，进行对应点的逐一匹配，完成图像轮廓的匹配，进而实现三维层面的匹配。

所述轮廓匹配的获取方法可以是将所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述轮廓匹配的方法优选基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法，所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。本实施例中采用的轮廓匹配优选基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法，所述的多模态配准方法包括脊椎图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。所述互信息算法是通过计算待配准图像的独立熵及联合熵，得到互信息值，进而通过互信息值判断图像配准效果：当两个图像重合度最高时，联合熵最小，互信息值最大，达到最佳配准效果；互信息算法利用的是图像中灰度的统计信息，受到噪声的干扰较少，具有较好的鲁棒性，所述鲁棒性是指控制系统在一定结构、大小的参数摄动下，维持某些性能的特性，尽管超声与CT容积漫游成像的成像方式原理不同，但是在图像中相应位置的灰度分布是类似的，不同模态图像的密度变化是否成线性关系与求解互信息无关，此外，因脊柱各椎体可以看作近似刚体，故脊椎图像匹配属于刚体配准，刚体不易产生形变的特性使得互信息算法在刚体配准中的效果更好。

图像匹配过程主要包括：图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化，在此过程中，需要选择空间变换策略、灰度插值算法、相似性测度方法和优化算法。所述图像的空间变换是指通过一定的规律将图像f(x，y)中的像素点变换到新的位置，从而得到一幅新的图像，f(x′，y′)，即

根据图像空间变换方式的自由度不同，可以分为刚体变换、仿射变换和非线性变换三种方式。作为优选，我们将根据图像的特征选择不同方式，采用多种结合的方法共同完成整体图像变换；对脊柱椎体的骨质表面，采用刚体变换与仿射变换相结合的方案，刚体变换包含图像的平移和旋转，只改变图像中物体的位置和方向，所有物体的长度、角度、面积和体积都不变；此类变换可以用一个3x3的矩阵来表示，即通过变换矩阵T，将图像中原坐标为(x，y)的点变换至新坐标，刚体变换表达式如下：

其中θ为图像旋转角度，dy、dx为图像在z轴方向和y轴方向的平移量。在刚体变换中，图像中物体的相对位置没有发生变化。所述仿射变换是一种保持图形的平直性和平行性的空间变换；所述平直性是指变换后图像中直线不会发生弯曲，圆弧弧度也不会改变；所述平行性是指图像中物体间的平行关系不会发生变换的空间变换，但是物体的大小、物体之间的角度可能会发生变化；所述仿射变换是指，相对刚体变换，增加了变换的自由度，即在各坐标方向上的缩放系数，其中当各方向缩放比例一致时，称为均匀仿射变换，否则为非均匀仿射变换或称为剪切变换；均匀仿射变换常用于透镜成像系统，该系统所得到的图像大小与拍摄中物体与摄像头的距离有密切关系，剪切变换常常用于矫正由于仪器原因造成的图像畸变。仿射变换表达式如下：

在多模态图像配准中，仿射变换可用于：第一，纠正由于成像方法不同导致的图像中物体比例的不一致；第二，纠正人为操作因素导致的图像畸变；第三，可用于解决成像角度不同导致的图像表现不同。

所述非线性变换是指，对于人体软组织图像，由于不同时刻不同角度拍摄到的组织往往会发生扭曲形变，在配准中常常采用非线性变换；由于超声扫描过程中，与探头部位接触的人体组织会产生较小尺度的局部形变，因此适用于弹性模型；所述弹性模型是指，可将浮动图像到模板图像的变换视为弹性材料伸缩的过程，整个过程中有外部对材料施加的外力和材料内部反弹的内力，其中外力导致材料发生形变，而内力是材料在受外力过程中对外力的反馈，当内力和外力达到平衡时配准结束；其形变可以通过下面的Navier偏微分方程来描述：

其中μ(x，y)表示物体在x和y方向上的形变，λ和

为描述物体弹性性质的Lame弹性常数，表示作用在物体两个方向上的外力。在弹性模型中，弹力会随着形变的大小成比例变化，局部形变越大，弹力越大。

所述灰度插值算法是在完成匹配过程，对浮动图像进行空间变换后，原来位于整数坐标的像素在新图像中的坐标可能会变为非整数，为解决像素点不在整数坐标的问题，更好的描述形变后的图像，我们采用灰度插值算法；配准过程需要对浮动图像进行一定的空间变换，使其尽量的与模板图像相似，浮动图像进行变换后，一般将新图像中的整数坐标点进行反变换，得到该点在原图像中的对应坐标，则所得该点为即为插值点；灰度插值算法可通过插值点及其周围点的灰度值计算得到新图像中坐标的灰度值，从而最大程度的保持图像中原有的信息；在利用互信息进行配准的算法中，为了充分保留图像的灰度分布信息，常使用PV插值算法。所述PV插值算法是通过在插值直接得到新图像的灰度分布，因为进行空间变换前的浮动图像中每个像素都对图像的灰度分布有一定的贡献，因此PV插值考虑了所有插值点及其周围邻域像素的灰度值。一般在灰度直方图的计算当中，每统计到灰度值n ₀出现一次，那么直方图中对应着伽的数值便要加l。与双线性插值类似，新图像中每个像素点(x，y)都对应着原图像中一个插值点(x′，y′)，设插值点周围的四个整数点灰度值为n ₁₁、n ₁₂、n ₂₁、n ₂₂，，并根据插值点到这些点的距离求得每个点的权重w _ij。那么新图像的灰度直方图h(a)中，灰度值n _ij的出现次数要相应的加上w _ij，即：

h(n _ij)＝h(n _ij)+w _ij

设模板图像中灰度为m，那么插值点在联合灰度直方图H(a，b)中的计算为：

H(m，n _ij)＝H(m，n _ij)+w _ij

当计算完所有插值点后便得到新的灰度直方图，从而得到浮动图像变换后的边际灰度分布和联合灰度分布。PV插值算法利用直接改变图像的灰度统计信息来代替直接插值产生新的图像，比较适合像互信息之类对灰度分布十分敏感的配准算法。

所述相似度衡量是指，在医学图像配准，特别是多模态医学图像的配准中，需要定义一个衡量两幅图像之间相似度的标准，当两幅图像相似度达到最大时，即认为两幅图像达到最佳的配准效果；作为优选，完成上述图像空间变换和灰度插值算法后，我们将选择基于像素灰度算法中的互信息算法完成相似度测量。以灰度值为基础，待配准的两幅图像A和B，其对应点的灰度值特征组合为灰度对，互信息的计算就是计算图像A中包含图像B多少信息。当两幅图像达到最佳匹配时，他们的灰度分布将具有最大相关性。

由于经典互信息算法在图像配准中具有明显缺陷——忽略了图像中存在的空间信息，因此在用互信息来衡量两幅图像相似度时会忽略两幅图像间可能共有的一些空间关系，导致在某些情况下出现配准错误。而基于经典算法进行改进又不能避免巨大计算量带来的计算时间延长，因而我们选择将空间信息引入互信息计算的方法——条件互信息；所述条件互信息是将待配准图片划分为不同的小区域，通过整合两幅图像之间所有对应小区域之间的配准效果来得到整体图像的配准效果，在不增加运算量的同时考虑到了图像中的空间信息；条件互信息CMI是通过扩展联合直方图，将图像中小区域的空间分布与灰度分布相结合而得到的：

其中p(s)表示在配准过程中，选取到图像中的区域s进行配准的概率,若将待配准图像划分为相同大小的区域，该概率是相同的。在一幅图像,中灰度值为i的像素点可能分布在整幅图像的不同区域。在条件互信息的计算时，分布在不同区域的灰度值为i的像素点对整体互信息量的贡献与该点空间位置有关。条件互信息表示的是，在区域s中，图像A包含的图像B的信息量，把所有区域的信息量的加权平均值作为最终衡量图像相似度的标准。

通过上述过程，在本模块下，输入由超声拓片生成模块获得的超声拓片，完成所述超声拓片与数字医学影像的轮廓匹配，输出与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，此图像将帮助操作者观察分析患者在术中体位下，与手术相关解剖结构的位置关系，指导穿刺定位及后续手术操作。

如图4所示，本发明提供的一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，所述的脊柱手术导航定位系统能够获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，并基于该脊椎表面地形图进行实时的术中导航，所述脊柱手术导航定位系统包括导航模块和基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其中：

所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，是基于患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，然后将所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像。所述的数字医学影像可以选自CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。

所述的导航模块基于与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，建立带有定位功能的手术器械的实体几何模型并向表面模型转化，并呈现在脊椎图像生成系统中获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上；以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，形成统一坐标系；将转化获得的手术器械的表面模型融入统一坐标系，实现术中实时导航，指导手术操作者进行操作。所述带有定位功能的手术器械为带有空间磁定位标记的手术器械。

如图5所示，本发明提供的一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位方法，步骤如下：

第一步，操作者选择符合手术适应症的患者准备手术。所述手术适应症包括脊柱相关疾病如脊柱肿瘤、椎间盘突出，符合诊疗常规所规定的标准，采用非手术治疗方式无法治愈疾病，采用手术方式将有助于疾病的治疗时，所应采用的手术方式。

第二步，对拟进行手术治疗的患者进行术前CT扫描，并将扫描所得图像进行容积漫游重建，获得该患者的数字医学影像。此处在进行CT扫描时，患者所选择的体位应与手术拟采用的体位一致，例如，采用拟俯卧位进行手术的患者，在术前CT扫描时也采用俯卧位进行扫描。

第三步，根据患者的CT扫描和容积漫游重建图像，操作者团队进行术前分析，确定手术靶点。所述手术靶点是指手术时拟抵达的脊椎骨性解剖位置，例如，采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术这一手术方式治疗腰椎间盘突出症，手术靶点为目标腰椎的椎板结构。

第四步，常规手术准备及麻醉后，操作者对手术目标区域进行超声扫描，通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。所述带有患者空间定位信息的超声扫描设备可以是带有定位标签的超声探头。所述手术目标区域指进行手术的相关区域，包括进行手术的具体部位及其毗邻结构，例如，采用脊柱内镜进行腰椎间盘突出症手术，目标区域为病变髓核所在的腰椎椎体、相邻上下位的椎体以及相应腰椎的椎旁区域。所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成，所述的超声图像包括所述超声图像轮廓和超声图像边缘的信息。所述脊椎表面包括横突和棘突，还可以包括关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼成分的任意一种或任意多种。

步骤四可以包括如下步骤：

超声图像扫描：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，获取原始数据，所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号，所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关。带有患者空间定位信息的超声扫描设备可以是带有定位标签的超声探头扫描获取原始数据，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号；

超声图像信息提取：从超声图像扫描获取的原始数据中提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。

第五步，将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片。

步骤五可以包括如下步骤：

超声图像优化：将步骤四获得的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像；优选的，超声图像优化采用超声滤波增强技术，获得消除干扰噪声的超声优化图像；更优选的，所述的超声滤波增强技术可以是中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法。

超声图像叠加：将所述超声图像优化后的超声图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，达到增强图像效果，所述的超声图像叠加可以是单模态配准方法。

超声拓片生成：将所述超声图像优化、叠加后获得的超声图像进行三维重建处理，生成超声拓片，所述的三维重建的方法可以是体绘制方法以及体绘制加速技术。

第六步，将步骤五获得的所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，通过超声拓片中包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，得到与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。所述的轮廓匹配的方法优是基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法，所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。所述轮廓匹配是指所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观，所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含脊椎表面和深层肌肉的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示，所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像，所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理。所述实时动态空间信息包含超声扫描所获得的脊椎表面、深层肌肉和脂肪组织的超声图像信息和空间位置信息，并能随带有定位标签的超声探头的移动而动态地实时显示。所述的数字医学影像是CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。

第七步，建立手术器械的实体几何模型，实现手术器械的实体几何模型向表面模型的转化，使其在脊椎图像生成系统中所获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上呈现出来，实现对手术器械的实时跟踪。所述实体几何模型向表面模型转化的方法优选为三维CAD造型法。

第八步，根据与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，并形成统一坐标系。所述确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点关系的方法优选为最近点迭代算法。

第九步，将转化获得的手术器械的表面模型在统一坐标系显示出来，实现手术器械和与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图处于统一坐标系中，实现术中实时导航。

第十步，基于导航图像，操作者将在统一坐标系中，根据坐标系所显示的手术器械与患者脊柱解剖结构间的位置关系，进行后续操作。在此步骤中，操作者基于与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图的指引，利用带有定位标记的手术器械进行徒手或机械臂辅助下定位穿刺成功后，继续依靠导航图像，根据图像所示手术器械与脊柱骨性结构位置间的位置关系，结合操作者所见的解剖结构，在二者相互印证下，完成后续手术操作。以采用脊柱内镜进行经椎板后路髓核摘除术治疗腰椎间盘突出症为例，其后续手术操作为，操作者根据临床经验辨别棘突、黄韧带、椎板、神经根、椎间盘等解剖结构，在脊柱手术导航定位系统指导下，操作者运用手术器械，按照正确的角度和距离进行操作，直至抵达并摘除突出的髓核或纤维环等完成相关手术内容。

Claims

一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的脊椎图像生成系统基于二维脊椎表面结构超声图像生成超声拓片，与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的系统包括采集单元和处理单元，其中：

所述的采集单元用于获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的处理单元用于将采集单元获取的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，再与数字医学影像进行轮廓匹配后，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图；所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成；所述脊椎表面包括横突和棘突；所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像。
根据权利要求1所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：

所述的超声图像包括所述超声图像的轮廓边缘、轮廓内部的信息。
根据权利要求1所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述脊椎表面还进一步包括关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼成分的任意一种或任意多种。
根据权利要求1-3任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述超声图像的获取方法为：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。
根据权利要求4所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述带有患者空间定位信息的超声扫描设备是带有定位标签的超声探头。
根据权利要求1-5任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述超声拓片的获取方法为：将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片。
根据权利要求1-5任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述轮廓匹配的获取方法为：将所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观，所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像。
根据权利要求7所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理。
根据权利要求7所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含超声扫描所获得的脊椎表面、深层肌肉和脂肪组织的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示。
根据权利要求1-9任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的采集单元包括超声图像扫描模块和超声图像信息提取模块，其中：

所述超声图像扫描模块用于在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，获取原始数据，所述超声图像信息提取模块用于将所述的原始数据进行提取，获得包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。
根据权利要求10所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号，所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关。
根据权利要求10所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的带有患者空间定位信息的超声扫描设备是带有定位标签的超声探头，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号。
根据权利要求1-12任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的处理单元包括超声图像优化模块、超声图像叠加模块、超声拓片生成模块和图像轮廓匹配模块，其中：

所述超声图像优化模块用于将所述采集单元获得的患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像；

所述超声图像叠加模块用于将所述超声图像优化模块获得的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，获得图像效果增强的超声叠加图像；

所述超声拓片生成模块用于将所述超声图像叠加模块获得的超声叠加图像处理后形成超声拓片；

所述图像轮廓匹配模块用于将所述超声拓片生成模块获得的超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。
根据权利要求13所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的超声图像优化模块采用超声滤波增强技术对所述采集单元获取的超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像。
根据权利要求14所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的超声滤波增强技术优选自适应中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法。
根据权利要求13所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的超声图像叠加为单模态配准方法。
根据权利要求13所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述处理的方法为三维重建。
根据权利要求17所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的三维重建的方法为体绘制方法，优选为体绘制加速技术。
根据权利要求13所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述轮廓匹配的方法为基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法。
根据权利要求19所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。
根据权利要求1-20任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，其特征在于：所述的数字医学影像选自CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。
一种基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的方法包括如下步骤：

1)获取超声图像：获取患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述超声图像由包含脊柱区深层肌肉组织和脊椎表面的全部回波信息构成，所述脊椎表面包括横突和棘突；

2)生成超声拓片：将步骤1)获取的患者手术状况下实时术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理生成超声拓片，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像；

3)生成脊椎表面地形图：将步骤2)获得的所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图。
根据权利要求22所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的超声图像包括所述超声图像的轮廓边缘、轮廓内部的信息。
根据权利要求22所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述脊椎表面还进一步包括关节突、椎板、椎板间隙、椎间孔以及组成脊椎的其他骨骼成分的任意一种或任意多种。
根据权利要求22-24任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述超声图像的获取方法为：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，提取包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。
根据权利要求22所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述超声拓片的生成方法为：将所述患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化、叠加后，进一步处理生成超声拓片。
根据权利要求22-26任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述脊椎表面地形图的生成方法为：将所述超声拓片包含的脊椎表面全部骨质回波信息与数字医学影像的轮廓进行逐点匹配，获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述脊椎表面地形图是由超声拓片所具有的实时动态空间信息赋予到数字医学影像而形成的立体表面观，所述立体表面观是基于脊椎表面空间信息形成的表观三维图像。
根据权利要求27所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述超声拓片所具有的实时动态空间信息是指脊椎表面和肌骨界面共同构成的空间信息，该空间信息包含超声扫描所获得的脊椎表面、深层肌肉和脂肪组织的超声图像信息和空间位置信息，并能实时动态地显示。
根据权利要求27所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的表观三维图像中的沟纹是指所述的全部超声图像信息中包含的脊椎表面的纹理。
根据权利要求22-29任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的步骤1)包括如下步骤：

超声图像扫描：通过带有患者空间定位信息的超声扫描设备在患者体表反复扫描，直到识别肌骨界面，获取原始数据，所述的原始数据是指带有患者空间定位信息的超声扫描设备发出的射频信号；

超声图像信息提取：从超声图像扫描模块所获取的原始数据进行提取，获得包含术中二维空间位置参数的脊椎表面全部骨质回波信息，构成患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像，所述的术中二维空间位置参数是指患者手术状况下脊椎实时的二维空间位置参数。
根据权利要求30所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的扫描允许以各种不同角度和方向进行，所述的方向包括上下、前后、左右、斜向，所述的角度包括相对于患者体表的垂直或任意倾斜角，并且与扫描先后顺序无关。
根据权利要求30所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：通过带有定位标签的超声探头扫描获取原始数据，所述的原始数据是指超声探头发出的射频信号。
根据权利要求22-29任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的步骤2)包括如下步骤：

超声图像优化：将步骤1)获得患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像进行优化，获得消除干扰噪声的超声优化图像；

超声图像叠加：将超声图像优化后的超声优化图像进行叠加，使超声骨质回波信息强回声与弱回声之间的差别更大，获得图像效果增强的超声叠加图像；

超声拓片生成：将超声图像叠加后的超声叠加图像处理后形成超声拓片。
根据权利要求33所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：超声图像优化采用超声滤波增强技术，获得消除干扰噪声的超声优化图像。
根据权利要求34所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的超声滤波增强技术可以是中值滤波和数学形态学滤波相结合的方法。
根据权利要求33所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的超声图像叠加为单模态配准方法。
根据权利要求33所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的处理的方法为三维重建。
根据权利要求37所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述三维重建的方法为体绘制方法，优选为体绘制加速技术。
根据权利要求22-29任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：步骤3)所述的轮廓匹配方法优选基于像素灰度算法中的互信息算法的多模态配准方法。
根据权利要求39所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的多模态配准方法包括图像的空间变换、灰度插值、相似度衡量、搜索优化。
根据权利要求22-40任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成方法，其特征在于：所述的数字医学影像选自CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。
一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，其特征在于：所述脊柱手术导航定位系统包括导航模块和权利要求1-21任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，所述的脊柱手术导航定位系统能够获得与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，并基于该脊椎表面地形图进行实时术中导航，其中：

所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统，基于患者手术状况下实时的术中体位对应的二维脊椎表面结构超声图像处理后形成超声拓片，然后将所述超声拓片与数字医学影像进行轮廓匹配，形成与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图，所述的超声拓片是带有患者空间定位信息并随患者位置变动而实时动态更新的个性化三维超声骨骼图像；所述的导航模块基于与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，将带有定位功能的手术器械的实体几何模型向表面模型转化，并呈现在脊椎图像生成系统中获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上；以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，形成统一坐标系；将转化获得的手术器械的表面模型融入统一坐标系，实现术中实时导航，指导操作者进行手术操作。
根据权利要求42所述的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，其特征在于：所述的数字医学影像选自CT容积漫游重建图像、磁共振MR、计算机X线摄影CR、数字化计算机X线摄影DR。
根据权利要求42所述的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统，其特征在于：所述带有定位功能的手术器械为带有空间磁定位标记的手术器械。
一种基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位方法，其特征在于包括如下步骤：

1)建立手术器械的实体几何模型，实现手术器械的实体几何模型向表面模型的转化，使其在权利要求1-21任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统中所获得的与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图上呈现出来，实现对手术器械的实时跟踪；

2)根据与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图包含的空间位置信息建立地形图坐标系，以患者术中体位的空间位置信息建立患者坐标系，确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点的关系，并形成统一坐标系，所述确定地形图坐标系和患者坐标系中对应点关系的方法优选为最近点迭代算法；

3)将步骤1)获得的手术器械的表面模型在步骤2)形成的统一坐标系显示出来，实现手术器械和与患者术中体位一致的实时更新的个性化的脊椎表面地形图处于统一坐标系中，实现术中实时导航。
根据权利要求45所述的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位方法，其特征在于：所述实体几何模型向表面模型转化的方法为三维CAD造型法。
一种脊柱手术操作系统，其特征在于：所述的脊柱手术操作系统包含权利要求1-21任一项所述的基于超声拓片技术的脊椎图像生成系统和/或权利要求42-44任一项所述的基于超声拓片技术的脊柱手术导航定位系统。