JPH10323347A

JPH10323347A - 対象と対象の３次元表現との間の変換を決定する方法及びその装置

Info

Publication number: JPH10323347A
Application number: JP10029938A
Authority: JP
Inventors: Juergen Dr Weese; ヴェーゼユルゲン; Thorsten Dr Buzug; ブツークトルシュテン; Graeme P Penney; ピーペニーグリーム; David J Hawkes; ジェイホークスデーヴィッド
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1997-02-14
Filing date: 1998-02-12
Publication date: 1998-12-08
Anticipated expiration: 2018-02-12
Also published as: EP0880109B1; JP4340334B2; US6144759A; DE19705600A1; DE59812889D1; EP0880109A2; EP0880109A3

Abstract

(57)【要約】【課題】本発明は、データセットにより３次元的に再
生された対象と対象自体との間の空間的変換を決定する
方法を提供する。【解決手段】本発明によれば、対象の少なくとも一つ
のＸ線像が形成される。疑似投影像はデータセットによ
り表わされた体積部分の一部に対し計算される。疑似投
影像の計算の基礎となるパラメータは最適な位置合わせ
が達成されるまで変更される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ａ）検査ゾーン内
に在る対象のＸ線像を獲得する段階と、ｂ）定義された投影幾何構造による対象の２次元ゾーン
への投影を表わす疑似投影像をデータセットから得る段
階と、ｃ）Ｘ線像と疑似投影像との間の位置合わせの程度を表
わす類似度を計算する段階と、ｄ）類似度に基づいて最も良い位置合わせが得られるま
で、変更された投影パラメータを用いて段階ｂ）及び
ｃ）を繰り返す段階と、ｅ）Ｘ線像と最も良く位置が合う疑似投影像の投影パラ
メータを利用して空間的変換を決定する段階とからな
る、対象とデータセットから得られる対象の３次元表現
との間の空間的変換を決定する方法に関する。

【０００２】また、本発明はかかる方法を実施する装置
に関する。

【０００３】

【従来の技術】種々の手術方法において、患者の身体内
で所定の位置を正確に見つけることが重要である。例え
ば、脊椎手術の場合、脊髄索への損傷を絶対的に防止し
ながら脊椎にネジを配置する必要がある。他の外科的挿
入の場合、大動脈の位置を知ることが重要である。この
ため、例えば、コンピュータ断層撮影法を用いて、処置
されるべき患者の３次元像が介入前に形成され、外科的
介入はこの３次元像に基づいて計画される。患者は、患
者の３次元表現が得られたデータセットの獲得中と同様
に、介入中に一般的に同じ位置に静止していないので、
データセット内の所定の位置が患者の身体内の点に割り
当てられるように、患者と患者の３次元表現との間の空
間的変換を決定する必要がある。

【０００４】この空間的変換の決定は、論文誌“医学物
理学(Medical Physics) ”、第２１巻、第１１号、１９
９４年１１月発行、ページ１７４９−１７６０に記載さ
れた上記の方法を用いて実現される。この方法の場合、
疑似投影像の投影パラメータは、Ｘ線照射中の放射線源
及び像検出器に関する対象と全く同じ関係で対象が像平
面及び投影点に関して配置されるように選定され、疑似
投影像とＸ線像との位置が揃う。従って、対象と対象の
３次元表現との間の割当ては上記投影パラメータに基づ
く。最適投影パラメータを決定するため、位置が揃うま
で投影パラメータが変更される。位置合わせの程度は、
類似度、例えば、相互相関関数を用いて計算される。

【０００５】上記方法の利点は、３次元データセットの
獲得中及びＸ線照射中に、対象に付随する基準フレーム
又は基準マーカーを用いなくてもよい点にある。また、
Ｘ線像と３次元表現との間の正確な割当てを実現するた
め、Ｘ線像を区分し、又は、Ｘ線像若しくはデータセッ
トに特徴点を指定することが必要とされない。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかし、上記の従来の
方法の欠点は、３次元データセットによって表わされた
全ての体積部分（ボリューム）に対し疑似投影像を計算
しなければならないので、計算作業量が多いことであ
る。また、３次元データセットの獲得時には映像化され
ない対象（外科的器具又は手術台）がＸ線像中に再生さ
れるとき、結果は不正確になりやすい。

【０００７】本発明の目的は、対象と対象の３次元表現
との間の空間的割当てが容易に決定され得るような上記
の種類の方法を提供することである。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、上記目
的は、ｆ）疑似投影像を取得する前に検査ゾーンの小さい体積
部分（サブボリューム）を選択する段階と、ｇ）小さい体積部分に制限されたデータセットの一部分
から各疑似投影像を形成する段階と、ｈ）像内の対応する構造が差分画像内で互いに打ち消し
合うように、Ｘ線像及び夫々の疑似投影像、又は、均等
にフィルタを通過させられたＸ線像及び夫々の疑似投影
像のいずれか一方から夫々の差分画像を取得する段階
と、ｉ）少なくとも差分画像の一部分の構造に依存する測度
である類似度を使用する段階とを行うことにより達成さ
れる。

【０００９】本発明によれば、疑似投影像を形成するた
め、３次元データセットの全ての体積部分ではなく、診
断に関連した３次元データセットの小さい体積部分、例
えば、脊椎だけが使用される。小さい体積部分の大きさ
は、データセットによって表わされた体積部分の一部に
過ぎないので、疑似投影像の計算は実質的に高速に行う
ことが可能である。しかし、従来の方法の類似度は、Ｘ
線像と疑似投影像との間に同一の像領域が存在すること
を前提としているので適切ではない。小さい体積部分に
制限されたデータセットが疑似投影像を生成するため使
用される場合、Ｘ線像は小さい体積部分の前後に在る器
官も再生するので、上記の前提は一般的ではない。従っ
て、本発明は、Ｘ線像及び疑似投影像から得られた差分
画像（又は差分画像の一部分）の構造化状態(structure
dness)に依存した類似度を利用する。

【００１０】この考えは以下の考察に基づいている。小
さい体積部分、例えば、脊椎が、Ｘ線照射中のように疑
似投影像の計算中に像平面及び投影点に関して空間内で
同じ位置を占めるとき、Ｘ線像が脊椎の前後に在る領域
を再生することにより、Ｘ線像及び疑似投影像はこの領
域で互いに離れる。これは、理想的な場合に脊椎の再生
が差分画像内で除去されることを意味する。この領域で
差分画像は、Ｘ線像、又は、脊椎の像の位置が揃わない
差分画像よりも少ない構造しか含まない。その結果とし
て、差分画像内の構造化状態又は構造の個数は、疑似投
影像とＸ線像との間の適当な類似度であり、差分画像内
に在る構造が少なくなると共に、疑似投影像とＸ線像の
類似度が増加する。これは、差分画像が疑似投影像及び
Ｘ線像から直接的に取得されたか、又は、フィルタを通
過させられた疑似投影像及びＸ線像から得られたかとは
無関係に成立する。

【００１１】本発明の方法は、小さい体積部分内の体素
（ボクセル）だけが投影像を計算するため考慮されるの
で比較的高速に実行される。差分画像の構造化状態は、
例えば、データセットの獲得中に存在しなかったカテー
テルがＸ線像に再生されるとき増加する。しかし、構造
化状態は全ての差分画像で同程度に変化する。従って、
差分画像から取得された類似度に基づく投影パラメータ
の最適化はそれによる影響をうけない。

【００１２】疑似投影像及びＸ線像の個々の画像点の画
像値は、小さい体積部分（脊椎）が疑似投影像とＸ線像
の同じ位置にある場合でも一致する必要はない。その場
合、差分画像内で関連した構造は完全には消失しない。
その結果生じる類似度への影響は、Ｘ線像及び／又は疑
似投影像の画像値が差分画像を獲得する前にスケーリン
グファクタにより重み付けされる本発明の他の実施例に
より除去される。

【００１３】原則として、任意の映像様式、例えば、磁
気共鳴装置を用いて対象の３次元再生用のデータセット
を生成することが可能である。しかし、磁気共鳴装置の
使用は特殊なケースに制限される。かかる特殊なケース
とは、（対照媒体を用いる）磁気共鳴血管造影又はＸ線
像における脈管系の映像化である。しかし、本発明の一
変形例によれば、データセットは、Ｘ線照射の前にコン
ピュータ断層撮影を用いて形成される。別の変形例にお
いて、疑似投影像の形成前に、一定値が小さい体積部分
の体素の体素値から減算される。体素は体積要素を意味
し、体素値は体素と関連した吸収値を表わすことに注意
する必要がある。かくして、所定の環境において類似度
の質に悪影響を与える可能性のある輝度勾配が、小さい
体積部分が投影された画像領域のエッジで発生すること
は防止され得る。

【００１４】本発明の別の一変形例において、画像値が
隣接した画素の画像値から離れている差分画像又は差分
画像の一部の画素数は構造化状態を決定するよう決定さ
れる。ここで、画素とは画像要素を表わす。隣接した画
素の画像値から離れた画像値を有する差分画像内の画素
が多いほど、構造化状態はより大きくなるので、画素数
は適当な類似度を表わす。

【００１５】本発明の他の一変形例において、類似度の
計算は、隣接した画素の画像値の間の差を重み付けし、
小さい差の場合に第１の値を生成し、大きい値の場合に
第１の値とは異なる第２の値を生成する加重関数を利用
し、加重関数によって重み付けられた差は加算される。
この加重関数は、例えば、ノイズに起因した画像値の間
の小さい差は類似度に影響を与えず、一方、差が所定の
大きさを越えた場合、画像値は差の程度とは無関係に相
違しているとして評価される。

【００１６】上記の説明において離れた場所にある画素
の画像値を比較しても意味がない。その理由は、大きい
体積部分の画像値の差が生ずる他の原因もあり得るから
である。従って、本発明の他の一変形例において、当該
画素の周囲の円の範囲内に在る画素の画像値だけが各画
素に対する類似度を計算するため考慮される。画素が構
造内に配置されているか否かを決定するため、当該画素
の周辺の所定の半径内に在る画素だけが考慮される。

【００１７】他の一変形例において、類似度は、次式

【００１８】

【数２】

【００１９】に従って、差分画像の画素の画像値から計
算され、式中、 − ｉ，ｊは差分画像の少なくとも一部分の画素を表わ
し、 − Ｉ_d（ｉ，ｊ）は関連した画像値を表わし、 − σは選定可能なパラメータを表わし、 − ｋ，ｌは、ｒが選定可能なパラメータであるとき、関係式ｒ²≧ｋ²＋ｌ² を充たす整数値を表わす。

【００２０】かくして得られた類似度を使用して、対象
又は対象のＸ線像と、データセットから獲得されたその
３次元表現との間の空間的割当ては非常に正確に決定さ
れる。請求項９の記載によれば、差分画像は空間的にフ
ィルタを通過させられた像から得られる。

【００２１】上記本発明の方法を実施する装置は、３次
元的に対象を再生するデータセットを形成する第１の映
像装置と、検査ゾーン内に在る対象のＸ線像を形成する
Ｘ線装置と、データセットから疑似投影像を得る手段
と、Ｘ線像と、関連した疑似投影像との間の位置合わせ
の程度を表わす類似度を計算する手段と、（Ａ）疑似投
影像を取得する前に検査ゾーンの小さい体積部分を選択
し、（Ｂ）小さい体積部分に制限されたデータセットの
一部分から各疑似投影像を発生させ、（Ｃ）差分画像に
おいてＸ線像と疑似投影像の同じ構造が互いに打ち消し
合うように、Ｘ線像及び夫々の疑似投影像、又は、均等
にフィルタを通過させられたＸ線像及び夫々の疑似投影
像のいずれかから夫々の差分画像を獲得し、（Ｄ）少な
くとも差分画像の一部分において構造化状態に関する測
度である類似度を使用する画像処理動作が実行されるよ
うにプログラムされた画像処理ユニットとからなる。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、添付図面を参照して本発明
の詳細な説明を行う。図１には、外科的介入の前に患者
３のコンピュータ断層写真ＣＴ１、ＣＴ２等の系列を形
成するため使用されるコンピュータ断層撮影装置２が示
されている。コンピュータ断層写真は、患者の長手軸に
直交して延在する平行スライスを表わす。これらのコン
ピュータ断層写真は、患者の３次元再生用のデータセッ
トを形成する。後の段で行われるべき外科的介入は、こ
のデータセットに基づいて正確に計画される。

【００２３】図１に別個に示され、後の介入と関係した
小さい体積部分ＣＴ_pは、この目的のため選択される。
小さい体積部分は、後の介入に不可欠である患者の一部
分、例えば、脊椎を含む立体でも構わない。しかし、脊
椎自体がこの小さい体積部分の構成要素である。このた
め、小さい体積部分が自動又は手動で区分される必要が
ある。これはかなり時間を消費する動作ではあるが、外
科的介入の前に行われるので煩わしくはない。

【００２４】この準備段階の後、患者３が手術室の手術
台４の上に載せられている間に、外科的介入の開始前、
又は、外科的介入中にＸ線像が形成される。Ｘ線像は、
Ｘ線源６及び像捕捉装置７が（図示しない）スタンド１
１により支持されたＣ字形アームに取り付けられている
Ｘ線検査装置を用いて形成され得る。Ｘ線源６及び像検
出器７を備えたＣ字形アームは、必要に応じて少なくと
も一つの水平軸周りに旋回可能である。

【００２５】例えば、テレビジョン回路が接続されたＸ
線像増倍器であるＸ線像捕捉装置７は、出力信号をＡ／
Ｄ（アナログ・ディジタル）変換器１４を介して画像メ
モリ１５に供給する。画像メモリ１５は、コンピュータ
断層撮影装置２により形成され、画像メモリ１５又は別
の画像メモリに格納されたデータセットを処理し得る画
像処理ユニット１６に接続される。画像処理ユニット１
６は表示モニタ１８に接続される。上記の構成部品はプ
ログラマブル制御ユニット１７により制御される。

【００２６】コンピュータ断層写真データセットにより
表わされた患者の画像、特に、区分された脊椎と、この
脊椎の空間的な位置との間の空間的な変換、又は、割当
ては、Ｘ線像を用いて決定される。この変換を決定する
ため、疑似投影像Ｉ_pが図２に概略的に示される如く小
さい体積部分ＣＴ_pから形成される。疑似投影像Ｉ_pの
寸法はＸ線像の寸法と対応する。小さい体積部分の疑似
投影像への投影が行われる投影点Ｓのこの疑似投影像に
対する位置は、Ｘ線照射中の像捕捉装置７に対するＸ線
源６の位置（又は、Ｘ線を放射するＸ線源の焦点）に対
応する。図２には小さい体積部分ＣＴ_pの疑似投影像Ｉ
_pへの投影は境界Ｒを有する区分だけを覆うことが示さ
れている。

【００２７】一般的に言うと、投影点Ｓ及び投影方向に
関して最初に選定された小さい体積部分ＣＴ_pの開始位
置は、Ｘ線像の獲得中にＸ線源６及び像捕捉装置７に対
する実際の小さい体積部分の位置及び方向と対応しな
い。従って、上記投影パラメータ、即ち、投影点Ｓ及び
投影像Ｉ_pの像平面に対する位置及び方向は変更され、
投影像は上記変更された投影パラメータを用いて計算さ
れる。

【００２８】図１には、疑似投影像Ｉ_p及びＸ線像Ｉ_r
を取得する映像システム６，７が示されている。差分画
像Ｉ_dは疑似投影像Ｉ_p及びＸ線像Ｉ_rから取得され、
疑似投影像の下に重なる脊椎の位置及び方向がＸ線源６
及び像捕捉装置７に対する実際の脊椎の位置及び方向と
対応しているならば、脊椎の像ＣＴ_pは差分画像では打
ち消される。

【００２９】以下、図３を参照して本発明の方法を詳細
に説明する。初期化後（ステップ１００）、被検査体積
部分内の吸収分布を３次元的に表わす患者のデータセッ
トがコンピュータ断層撮影装置２を用いて獲得される
（ステップ１０１）。当該体素のＸ線吸収を表わす体素
値は被検査体積部分内の各体素に割り当てられる。次の
ステップ（ステップ１０２）の間に、小さい体積部分Ｃ
Ｔ_p（図１）は被検査体積部分から選択される。小さい
体積部分は、検査されるべき元の体積部分の一部、例え
ば、２０分の１以下だけに対応する。小さい体積部分
は、介入と関係し、好ましくは剛性のある検査ゾーンの
一部分、例えば、脊椎を含む。選択は体積部分を囲む立
体を予め設定することにより手動により行えるが、区分
化によって自動で行っても構わない。

【００３０】ステップ１０３において、小さい体積部分
又は区分された脊椎の近傍の吸収の平均値に対応する一
定値ａ₀が小さい体積部分に在る体素の（位置依存形）
体素値ａから減算される。かくして小さい体積部分の体
素は、当該体素の吸収と近傍の吸収との差に対応した体
素値が割り当てられる。これにより、後の段階で差分画
像Ｉ_dの境界領域Ｒ（図２）でエッジ又は輝度変化の発
生が阻止される。他の処理段階の間に、このように計算
された小さい体積部分の体素の体素値だけが考慮され
る。小さい体積部分の外側にある体素は更なる処理に関
与しなくなる。

【００３１】図３に破線で示される如く、ステップ１０
１乃至１０３は実際の介入前に行われる。次に、患者３
が手術台４上に載せられ、Ｘ線像Ｉ_rが獲得される（ス
テップ１０４）。手術台４又は手術が行われる空間に対
する映像システム６，７の位置及び方向は、図１には示
されていない適当なシステムを用いて記録される。次の
ステップ（ステップ１０５）の間に、選択された小さい
体積部分ＣＴ_pの疑似投影像Ｉ_pが投影像Ｉ_pの像平面
に対して、Ｘ線像獲得中に像捕捉装置７の入口に対する
Ｘ線源６の位置と同じ位置の投影点Ｓに基づいて計算さ
れる。投影像内の画素に対する画像値は、画素と投影点
Ｓとの間にある小さい体積部分の全体素の体素値（吸収
値）から得られる。これは、疑似投影像の完成まで、投
影の全画素に対し繰り返される。

【００３２】疑似投影像は、固定した座標系ｘ’，
ｙ’，ｚ’に関する小さい体積部分ＣＴ _pの位置及び方
向に依存する。従って、各投影像は、固定した座標系に
関して小さい体積部分の位置（ｔ_x，ｔ_y，ｔ_zで表わ
されるパラメータ）と角度位置又は方向（α，β，γで
表わされるパラメータ）とを座標系内で表わす６個の投
影パラメータによって表わされる。

【００３３】疑似投影像及びＸ線像は、同数の画素、例
えば、１２８×１２８画素により構成されるべきであ
る。原画像が高解像度、例えば、５１２×５１２画素を
有する場合、原画像は適当なローパスフィルタリングが
施され、各画素の画像値は原画像の数個（例えば、１６
個）の画素の画像値から得られる。また、疑似投影像及
びＸ線像は同等の画像鮮明性を有するべきである。コン
ピュータ断層撮影データセットの解像度に起因して疑似
投影像の画像鮮明性がＸ線像の画像鮮明性よりも劣ると
き、小さい体積部分ＣＴ_pの高解像度の再生が補間によ
ってコンピュータ断層写真データセットから得られる。

【００３４】次のステップの間に、投影像の計算のため
仮定された小さい体積部分ＣＴ_pの位置及び方向がＸ線
像の形成中に映像システム６，７に対する実際の小さい
体積部分の位置及び方向と対応する程度を判定する必要
がある。このため、ステップ１０６において、最初に差
分画像Ｉ_dがＸ線像Ｉ_r及び投影像Ｉ_pから得られる。
このため、Ｘ線像Ｉ_r及び疑似投影像Ｉ_p内の対応した
画素の画像値は必ずしも互いに減算されなくてもよく、
小さい画像値が疑似投影像の高吸収性の領域と関係し、
大きい画像値がＸ線像の高吸収性の領域と関係すると
き、画像値は加算する必要がある。ここで使用される用
語「差分画像」は、加算的な重ね合わせを含むことに注
意する必要がある。Ｘ線像と投影像の同じ場所にある対
応した構造が差分画像において互いに打ち消し合うよう
に重ね合わせが行われることだけが本質的である。

【００３５】小さい体積部分の体素値及びＸ線像の画像
値は同じ映像システムを用いて取得されないので、Ｘ線
像Ｉ_rの画像値又は疑似投影像Ｉ_pの画像値を減算又は
加算する前にスケーリングファクタｃで重み付けするこ
とにより、ダイナミックレンジに関して２個の画像値を
適合させることが必要である。次のステップ１０７の間
に、類似度が差分画像Ｉ_d、又は、投影像の輪郭Ｒ（図
２を参照のこと）により定められた差分画像の一部分に
基づいて形成される。この類似度は以下の考察に基づい
ている。

【００３６】理想的な場合に、疑似投影像の計算がＸ線
像の取得中のＸ線源又は像捕捉装置に対する（実際の）
小さい体積部分の位置及び方向と一致した投影点及び像
平面（図２を参照のこと）に対する小さい体積部分の位
置及び方向に基づいている場合、小さい体積部分の再生
は、疑似投影像とＸ線像の同じ場所で行われる。その場
合、差分画像（又は差分画像の区分）は最低限の量の構
造しか含まない。理想的な場合から外れた場合、差分画
像にはより多数の構造が現れる。従って、構造化状態は
適当な類似度であり、差分画像に現れる構造が少なくな
るに連れて、Ｘ線像Ｉ_rと疑似投影像Ｉ_pの類似度が増
加する。

【００３７】できる限り多数の隣接した画素からできる
だけ巧く区別できる画素ほど、構造に属すると考えるこ
とができる。しかし、中心が当該画素の周りの半径ｒの
円の範囲内にある画素だけが隣接した画素であると考え
られる。半径ｒに対する適当な値は、例えば、画素幅の
２乃至１０倍であり、１２８×１２８画素からなる画像
の場合に、ｒは画素幅の３倍に達する。

【００３８】類似度又は構造化状態の計算のため、隣接
した画素の画像値の間の差は、小さい差の場合に、例え
ば、値１である第１の値になる傾向があり、大きい差の
場合に、例えば、値０である第２の値になる傾向があ
り、大きい値と小さい値の間の変化ゾーンで単調に変化
する加重関数を用いて重み付けられるべきである。図４
には加重関数が示され、同図において２個の隣接した画
素の画像値の間の差ｕが横軸にプロットされ、関連した
加重関数ｆ（ｕ）が縦軸にプロットされている。小さい
差ｕに対し、関数ｆ（ｕ）は最大値１から僅かに異なる
関数値を有し、一方、大きい差に対し値０に漸近的に向
かうことが分かる。かくして、例えば、ノイズにより誘
発された小さい偏差は、対応した画素と略同じ方法で評
価され、大きい偏差はその大きさとは無関係に評価され
る。変化ゾーンにおいて、関数ｆ（ｕ）は単調に変化
し、また、この変化ゾーン内に変曲点を有する。

【００３９】加重関数ｆ（ｕ）は、図４に従って値ｆ
（ｕ）を各入力値、即ち、２個の画像値の間の各差ｕに
割り当てるルックアップテーブルから得られる。しか
し、加重関数ｆ（ｕ）を、例えば、以下の式

【００４０】

【数３】

【００４１】に従って解析的に計算することが可能であ
る。式中、σは適当に選定されたパラメータである。指
数関数ｆ（ｕ）を計算するため比較的大量の計算作業が
必要とされることが欠点である。より高速に計算するこ
とができる関数は、以下の式

【００４２】

【数４】

【００４３】から得られる。適当な値は、Ｘ線像又は投
影像のダイナミックレンジが０乃至２５５であるなら
ば、σ＝１０である。画像値の差ｕが値σの３分の１以
下に達する場合、加重関数ｆ（ｕ）は０．９以上の値を
有し、一方、画像値の差がσの３倍よりも大きくなると
き、加重関数ｆ（ｕ）は０．１未満の値を有する。

【００４４】かくして、構造化状態に依存する類似度
は、以下の式

【００４５】

【数５】

【００４６】に従って得られる。式中、ｉ，ｊは差分画
像又は差分画像区分内の画素の座標を表わし、Ｉ
_d（ｉ，ｊ）はこの画素ｉ，ｊと関連した画像値を表わ
す。ｋ，ｌは、

【００４７】

【数６】

【００４８】となる整数であり、式中、ｒは、中の画素
が画素ｉ，ｊと隣接する円の半径を定義する。式（３）
の加数ｆ（）はｆ（ｕ）と対応するので、ｕに対し、

【００４９】

【数７】

【００５０】のように表わされる。式（３）から分かる
ことは、所定の画素ｉ，ｊに対し、この画素の画像値Ｉ
_d（ｉ，ｊ）と、隣接した画素の画像値Ｉ_d（ｉ＋ｋ，
ｊ＋ｌ）との差は、加重関数ｆ（ｕ）で重み付けられ、
上記加重関数全体についての合計が計算される必要があ
ることである。これは、少なくとも画像区分Ｒ内で全て
の画素ｉ，ｊに対し繰り返され、得られた合計値が次に
加算されなければならない。

【００５１】式（５）を式（２）に代入することによ
り、類似度Ｐを計算する式

【００５２】

【数８】

【００５３】が得られる。上記のステップ１０７の説明
において、最初にＸ線像Ｉ_r及び疑似投影像Ｉ_pは、差
分画像を得るため画素毎に互いに減算され、次に、差分
画像内で互いに隣接した画素の画像値の間の差が類似度
を決定するため使用された。しかし、最初に隣接した画
素の画像値の間の差が像Ｉ_rと像Ｉ_pとに対し別々に決
定され、次に差分画像がこのように修正された像の差か
ら得られるように、処理の順序を逆にしてもよい。差分
画像に含まれる構造は、像Ｉ_rと像Ｉ_pとの間の対応が
よりよくなると共に少なくなる。より詳細に言うと次の
通りである。

【００５４】最初に、隣接した画素の画像値の間の差が
像Ｉ_rと像Ｉ_pとに対し別々に決定されるので、例え
ば、ｉ方向に勾配を有するいわゆるグラジエント画像が
以下の関係式Ｉ_gri（ｉ，ｊ）＝Ｉ_r（ｉ−１，ｊ）−Ｉ_r（ｉ＋１，ｊ）（７）又はＩ_gpi（ｉ，ｊ）＝Ｉ_p（ｉ−１，ｊ）−Ｉ_p（ｉ＋１，ｊ）（８）に従って得られる。同様に、グラジエント画像をｊ方向
に対し以下の関係式Ｉ_gpj（ｉ，ｊ）＝Ｉ_p（ｉ，ｊ−１）−Ｉ_p（ｉ，ｊ＋１）（９）又はＩ_grj（ｉ，ｊ）＝Ｉ_r（ｉ，ｊ−１）−Ｉ_r（ｉ，ｊ＋１）（１０）が得られる。これらから、グラジエント差分画像が以下
の関係式Ｉ_dgi（ｉ，ｊ）＝Ｉ_gri（ｉ，ｊ）−ｃＩ_gpi（ｉ，ｊ）（１１）又はＩ_dgj（ｉ，ｊ）＝Ｉ_grj（ｉ，ｊ）−ｃＩ_gpj（ｉ，ｊ）（１２）に従って導かれる。式中、ｃは適当に選定された定数で
あり、好ましくは、空間的平均値が両方の画像で一致す
るように選定される。

【００５５】式（６）と同様に、構造化状態依存性類似
度が次式

【００５６】

【数９】

【００５７】の通り決定され、式中、σ_i及びσ_jは適
当に選定されたパラメータである。小さい体積部分の再
生が疑似投影像とＸ線像とにおいて同じ場所にある場
合、又は、差分画像が最小の構造の量を含む場合に、Ｐ
は最大値をとる。原則として、像Ｉ_rと像Ｉ_pからの２
方向の中の１方向に対するグラジエント画像だけで充分
であるので、式（７）、（８）及び（１１）、若しく
は、式（９）、（１０）及び（１２）のいずれかだけを
解法すればよく、式（１３）の２個の加算の中の一方は
無くなる。しかし、上記の方法の確度は、好ましくない
環境において害される場合がある。

【００５８】式（７）乃至（１０）に従うグラジエント
画像は、像Ｉ_r又は像Ｉ_pのｉ方向又はｊ方向の１次微
分を表わす。しかし、１次微分の代わりに高次微分又は
差分空間フィルタリング、好ましくは、像Ｉ_r又は像Ｉ
_pのエッジの再生を強調するフィルタリング、例えば、
２次元高域通過フィルタリングをを用いることが可能で
ある。

【００５９】ステップ１０７に続いて、類似度Ｐが最適
値に到達したか否かが検査される（ステップ１０８）。
検査の結果が否定的であるならば、ステップ１０９にお
いて疑似投影像の投影パラメータを変更した後、ステッ
プ１０５、１０６、１０７及び１０８が繰り返し実行さ
れる。類似度Ｐが最適である場合、即ち、類似度が最大
値を有する場合を認定するため、好ましくは６個の投影
パラメータの中の１個のパラメータだけが最初に比較的
大きい刻みで変更される。次に、類似度の絶対最大値が
６次元投影パラメータ空間で得られるまで、他の投影パ
ラメータが変更される。６個の投影パラメータがステッ
プ１０５、１０６、１０７及び１０８からなるループの
第１回目の実行のため選定された初期値に対し変更され
ることにより、区分された小さい体積部分により表わさ
れた脊椎の位置が正確に決定できるようになる。このよ
うにして最適値が検出された後、上記方法はステップ１
１０で終了する。

【００６０】必要に応じて、外科医が位置合わせを視覚
的に検査するため最適値と関連した差分画像がモニタに
表示され得る。脊椎はこの差分画像に再生されるべきで
はなく、或いは、できる限り再生されるべきではない。
式（６）の結果から分かるように、ステップ１０５の後
に、差分画像の全画素に対する画像値が同時に得られる
ことが絶対的に要求されるわけではない。本例の場合、
差分画像の小さい部分、又は、区分Ｒ（図２を参照のこ
と）の画素だけが計算され、類似度Ｐの関連した部分が
決定され、次に、差分画像の他の部分の画像値が計算さ
れるならば充分である。従って、差分画像の全画像値又
は区分の画像値だけが同時に存在する必要はなく、本発
明の説明において、用語「差分画像」は、少なくとも区
分Ｒに対する画像値が時間的に連続して利用可能である
場合にも関係する。しかし、差分画像又は区分の全画像
値が記憶された形式で同時に利用できることが推奨され
る。その理由は、個々の画像値が記憶されていない場
合、式（１）又は式（６）により例証されるように個々
の画像値を数回計算する必要があるからである。

【００６１】上記の説明では、脊椎に対する小さい体積
部分が選択されている。しかし、他の解剖学上の領域、
例えば、骨構造、又は、対照媒体で充填された大動脈
（若しくはその一部分）が小さい体積部分として区分さ
れ得る。小さい体積部分が限定される構造は周囲の構造
のＸ線吸収性よりも高い若しくは低いＸ線吸収性を有す
ることだけが重要である。その上、上記構造は静止し、
若しくは、脊柱への大動脈のように剛体部分に堅固に連
結される必要がある。

【００６２】本発明による方法は、ｘ方向及びｙ方向、
即ち、Ｘ線源６を像捕捉装置７に接続する線と直交した
方向での割当て又は変換の非常に正確な決定を可能にす
る。しかし、決定は中心Ｘ線の方向で実質的に正確さが
低下する。これは、第１の像のため使用されたビームパ
スに直交して延在するビームパスで第２のＸ線像を獲得
することにより回避され、対象は第１の照射中と同じ位
置に留まり、本発明による方法は第２のＸ線像を用いて
も実行される。或いは、二つのＸ線像を同時に使用して
も構わない。その場合、二つの疑似投影像は、異なるビ
ームパスを考慮して、図３に示されたフローチャートの
ステップ１０５において計算されるべきである。ステッ
プ１０６において、２枚の異なる画像は２枚の投影像及
び２枚のＸ線像から取得される。ステップ１０７におい
て、類似度は２枚の異なる画像から得られ、類似度は適
当に合成され、例えば、加算される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の方法を説明する概要図である。

【図２】小さい体積部分の投影像の変換を説明する図で
ある。

【図３】本発明の方法の動作を説明するフローチャート
である。

【図４】差分画像内の差分画像値が重み付けされる加重
関数を表わす図である。

【符号の説明】

２コンピュータ断層撮影装置３患者４手術台６Ｘ線源７像捕捉装置１１スタンド１４Ａ／Ｄ変換器１５画像メモリ１６画像処理ユニット１７プログラマブル制御ユニット１８表示モニタＣＴ１，ＣＴ２コンピュータ断層写真ＣＴ_p 脊椎像Ｉ_r Ｘ線像Ｉ_p 疑似投影像Ｉ_d 差分画像

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者トルシュテンブツークドイツ連邦共和国，22529 ハンブルク, プラターネアレー１ｂ (72)発明者グリームピーペニーオランダ国，5656 アーアーアインドーフェン，プロフ・ホルストラーン６ (72)発明者デーヴィッドジェイホークスオランダ国，5656 アーアーアインドーフェン，プロフ・ホルストラーン６

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】ａ）検査ゾーン内に在る対象のＸ線像
（Ｉ_r）を獲得する段階と、ｂ）定義された投影幾何構造による対象の２次元ゾーン
への投影を表わす疑似投影像（Ｉ_p）をデータセットか
ら得る段階と、ｃ）上記Ｘ線像と上記疑似投影像との間の位置合わせの
程度を表わす類似度（Ｐ）を計算する段階と、ｄ）上記類似度に基づいて最も良い位置合わせが得られ
るまで、変更された投影パラメータを用いて段階ｂ）及
びｃ）を繰り返す段階と、ｅ）上記Ｘ線像と最も良く位置が合う疑似投影像の投影
パラメータを利用すると共に空間的変換を決定する段階
とからなる、対象（３）とデータセットから得られる対
象の３次元表現との間の空間的変換を決定する方法にお
いて、ｆ）上記疑似投影像を取得する前に検査ゾーンの小さい
体積部分（ＣＴ_p）を選択する段階と、ｇ）上記小さい体積部分に制限された上記データセット
の一部分から各疑似投影像を形成する段階と、ｈ）上記Ｘ線像と上記疑似投影像内の対応する構造が差
分画像内で互いに打ち消し合うように、上記Ｘ線像（Ｉ
_r）及び関連した上記疑似投影像（Ｉ_p）、又は、均等
にフィルタを通過させられた上記Ｘ線像（Ｉ_r）及び関
連した疑似投影像（Ｉ_p）から夫々の差分画像（Ｉ_d，
Ｉ_dgi，Ｉ_dgj）を取得する段階と、ｉ）少なくとも上記差分画像の一部分の構造に依存する
測度である類似度を使用する段階とを更に有することを
特徴とする方法。
【請求項２】Ｘ線像の画像値及び／又は疑似投影像の
画像値が差分画像を獲得する前にスケーリングファクタ
により重み付けされることを特徴とする請求項１記載の
方法。
【請求項３】上記データセットは、Ｘ線照射の前にコ
ンピュータ断層撮影装置（２）を用いて形成されること
を特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】疑似投影像を形成する前に、一定値（ａ
₀）が小さい体積部分の体素の体素値（ａ）から減算さ
れることを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項５】隣接した画素の画像値とは異なる画像値
を有する差分画像の画素数又は差分画像の一部分の画素
数が構造化状態を決定するために決定されることを特徴
とする請求項１記載の方法。
【請求項６】上記類似度の計算は、隣接した画素の画
像値の間の差（Ｉ_d（ｉ，ｊ））を重み付けし、差
（ｕ）の値が小さい場合に第１の値を生成し、差の値が
大きい場合に第１の値とは異なる第２の値を生成する加
重関数（ｆ（ｕ））を利用し、上記加重関数によって重
み付けられた差は加算されることを特徴とする請求項５
記載の方法。
【請求項７】当該画素（ｉ，ｊ）の周囲の円の範囲内
に在る画素（ｉ＋ｋ，ｊ＋ｌ）の画像値だけが各画素
（ｉ，ｊ）に対する上記類似度（Ｐ）を計算するため考
慮されることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項８】上記類似度（Ｐ）は、ｉ，ｊが差分画像の少なくとも一部分の画素を表わし、Ｉ_d（ｉ，ｊ）が関連した画像値を表わし、 σが選定可能なパラメータを表わし、ｋ，ｌは、ｒが選定可能なパラメータであるとき、関係
式ｒ²≧ｋ²＋ｌ² を充たす整数値を表わしているとき、式【数１】に従って、差分画像の画素（ｉ，ｊ）の画像値（Ｉ
_d（ｉ，ｊ））から計算されることを特徴とする請求項
６記載の方法。
【請求項９】上記差分画像（Ｉ_dgi，Ｉ_dgj）は、均
等にフィルタリングされた上記Ｘ線像（Ｉ_r）及び上記
疑似投影像（Ｉ_p）の像（Ｉ_gri，Ｉ_gpi）から取得さ
れ、上記類似度は、小さい画像値を有する画素に大きい値が
割り当てられ、大きい画像値を有する画素に小さい値が
割り当てられるように決定され、上記差分画像の画素に
対し割り当てられた上記値が加算されることを特徴とす
る請求項１記載の方法。
【請求項１０】３次元的に対象を再生するデータセッ
トを形成する第１の映像装置（２）と、検査ゾーン内に在る対象のＸ線像を形成するＸ線装置
（１２，１３）と、上記データセットから疑似投影像を得る手段と、上記Ｘ線像と関連した上記疑似投影像との位置合わせの
程度を表わす類似度を計算する手段と、（Ａ）上記疑似投影像を取得する前に上記検査ゾーンの
小さい体積部分を選択し、（Ｂ）上記小さい体積部分に制限された上記データセッ
トの一部分から各疑似投影像を発生させ、（Ｃ）差分画像においてＸ線像と疑似投影像の同じ構造
が互いに打ち消し合うように、上記Ｘ線像及び関連した
上記疑似投影像、又は、均等にフィルタを通過させられ
た上記Ｘ線像及び関連した上記疑似投影像のいずれかか
ら夫々の差分画像を獲得し、（Ｄ）少なくとも上記差分画像の一部分において構造化
状態に関する測度である類似度を使用する画像処理動作
が実行されるようにプログラムされた画像処理ユニット
とからなる請求項１記載の方法を実施する装置。