JP2011189074A - 医療機器 - Google Patents

Abstract

【課題】被検者７の気管支９に挿入された挿入部２Ａの先端部２Ｃの位置および方向を高い精度で検出する医療機器１を提供する。
【解決手段】気管支９に挿入される挿入部２Ａと、挿入部２Ａに配設される複数のＦＢＧセンサ部２１と、予め取得した気管支９の３次元画像データを記憶する記憶部１１と、ＦＢＧセンサ部２１のデータから挿入部の形状を測定する形状測定部２０と、記憶部１１に記憶される３次元画像データから気管支９の芯線Ｃを算出する芯線算出部１２と、形状測定部２０が測定する形状と芯線算出部１２が算出する芯線Ｃとをもとに、挿入部２Ａの位置を算出する位置算出部３０と、を具備する。
【選択図】図２

Description

本発明は、被検体の管腔に挿入する挿入手段を有する医療機器に関し、特に前記管腔の３次元画像データと前記挿入手段の形状とをもとに操作支援を行う医療機器に関する。
医療機器に関する。

近年、３次元画像データを用いた診断／処置が広く行われている。例えば、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置により被検体の断層像を撮像することにより被検体内の３次元画像データを得て目標部位の診断等が行われている。

ＣＴ装置では、Ｘ線照射位置および検出位置を連続的に回転させつつ被検体を移動することにより、被検体を螺旋状に連続ヘリカルスキャンする。そして、連続した被検体の多数の２次元断層画像から、３次元画像データが得られる。

診断／処置に用いられる３次元画像データの１つに、気管支の３次元画像データがある。気管支の３次元画像データは、例えば肺癌が疑われる異常部の位置を３次元的に把握するのに利用される。そして、異常部を生検によって確認するために、気管支に内視鏡を挿入して内視鏡の先端部から生検針等の処置具を突出して目標部位である異常部のサンプルが取得される。

気管支のように、複数の分岐部を有する管腔では、処置具を目標部位まで短時間に正確に挿入させることが容易ではないことがある。このため、例えば、特開２００８−６１０８号公報には、被検体の３次元画像データにもとづいて管腔の３次元画像を形成し、３次元画像上で管腔に沿った目標点までの経路を求め、さらに経路に沿った管腔の仮想内視鏡画像を形成し表示することによって、挿入操作のナビゲーションを行うナビゲーション装置が開示されている。

一方、管腔に挿入された内視鏡の形状を測定する装置として、ソースコイル等を用いた内視鏡形状検出装置が知られている。例えば、特開２００４−２５１７７９公報に開示された内視鏡形状検出装置は内視鏡のチャンネルに磁界発生ソースコイルを有するプローブを挿通しソースコイルが発生した磁界を外部の既知の位置に配置したセンスコイルにより検出しソースコイルが設置された位置を検出する。

また、特開２００４−２５１７７９公報には、ファイバブラッググレーティング(Fiber Bragg Grating：以下、「ＦＢＧ」という。) センサを用いる内視鏡形状検出装置が開示されている。ＦＢＧセンサは、光ファイバのコア部に屈折率が変化するグレーティング部を作成したものであり、入射光に対してグレーティング部で所定波長の光を反射する。この所定波長を、ブラッグ（Bragg）波長という。ＦＢＧセンサはグレーティング部の長手方向に伸び縮みがあるとブラッグ波長が変化する。

しかし、公知の３次元画像データを用いたナビゲーション装置および内視鏡形状検出装置のいずれも、より高い精度化が求められていた。すなわち、被検体の管腔内に挿入された挿入部の位置を、より高い精度で検出する医療機器が求められていた。

特開２００８−６１０８号公報 特開２００４−２５１７７９公報

本発明は、被検体の管腔内に挿入された挿入部の所定部の位置および方向を高い精度で検出する医療機器を提供することを目的とする。

本発明の実施の形態の医療機器は、被検体の管腔内に挿入される挿入手段と、予め取得した前記管腔の３次元画像データを記憶する記憶手段と、前記挿入手段の形状を測定する形状測定手段と、前記記憶手段に記憶される前記３次元画像データから、前記管腔の芯線を算出する芯線算出手段と、前記形状測定手段が測定する前記形状と前記芯線算出手段が算出する前記芯線とをもとに、前記挿入手段の所定部の前記管腔内における位置および方向を算出する位置算出手段と、を具備する。

本発明は、被検体の管腔内に挿入された挿入部の所定部の位置および方向を高い精度で検出する医療機器を提供することができる。

第１の実施の形態の医療機器による内視鏡の気管支への挿入を説明するための模式図である。 第１の実施の形態の医療機器の構成を説明するための構成図である。 第１の実施の形態の医療機器の芯線算出部の動作を説明するための図であり、（Ａ）は３次元画像データをもとにした画像を、（Ｂ）は３次元画像データをもとにした分岐部を、（Ｃ）は算出された芯線を示している。 第１の実施の形態の医療機器の動作を説明するための図であり、（Ａ）は形状測定部が測定した３次元曲線を、（Ｂ）は芯線と３次元曲線とのフィッティングの様子を、（Ｃ）は３次元画像データをもとにした画像と３次元曲線との重畳画像を示している。 第１の実施の形態の医療機器の表示部の表示画面を示す図である。 第１の実施の形態の医療機器における芯線と３次元曲線とのフィッティング動作処理の流れを説明するためのフローチャートである。 第１の実施の形態の医療機器における芯線と３次元曲線とのフィッティング動作を説明するための説明図である。 第１の実施の形態の医療機器の処理の流れを説明するためのフローチャートである。 第２の実施の形態の医療機器の構成を説明するための構成図である。 第２の実施の形態の医療機器の芯線補正部の動作を説明するための図である。 第２の実施の形態の医療機器の位置算出部の動作を説明するための図である。 第２の実施の形態の医療機器の芯線補正部の動作を説明するための図である。 第３の実施の形態の医療機器の構成を説明するための構成図である。 第４の実施の形態の医療機器の構成を説明するための構成図である。 第４の実施の形態の医療機器の位置算出部の動作を説明するための図である。 第５の実施の形態の医療機器の位置算出部の動作を説明するための図である。

＜第１の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第１の実施の形態の医療機器１について説明する。最初に、図１は被検者７の気管支９に挿入された内視鏡装置２の挿入部２Ａのチャンネル２Ｅに、処置具４を挿通し、気管支末端の目標部位９Ｇを処置具４の先端部４Ｃを用いて、生検する様子を示す模式図である。なお後述するように挿入部２Ａに配設されている複数のＦＢＧセンサ部２１は光ファイバセンサ２１Ａの一部である。

図１に示すように、気管支９は複数の分岐部を有する。このため挿入された内視鏡装置２の先端部２Ｃの気管支９内における位置および方向（以下、単に「位置」ともいう）を把握することは重要である。後述するように医療機器１は光ファイバセンサ２１Ａによる挿入部２Ａの形状情報と、気管支９の３次元画像データと、をもとに、先端部２Ｃの気管支９内における位置を検出することができる。

次に図２の構成図を用いて医療機器１の構成について説明する。図２に示すように、医療機器１は、内視鏡装置２と、処置具４と、本体部３と、を有する。内視鏡装置２は操作部２Ｂと気管支９に挿入される挿入手段である挿入部２Ａとを有する。本体部３は、記憶手段である記憶部１１と、形状測定部２０と、芯線算出手段である芯線算出部１２と、位置算出手段である位置算出部３０と、画像処理手段である画像処理部１３と、全体の制御を行う制御部１０と、を有し、表示部５および入力部６と接続されている。表示部５は内視鏡画像等を表示する表示手段であり、入力部６は術者が医療機器１にデータ等を入力する入力手段である。形状測定部２０はカプラ２３、反射器２４、光源２２および検出部２５等を用いて形状を測定する形状算出手段であり、位置算出部３０とともに、広義の形状測定部である形状測定ブロック２０Ａを構成している。なお本体部３の構成要素は、内視鏡装置２の各種処理を行う図示しない構成要素と共通であってもよい。

挿入部２Ａは、先端部２Ｃに撮像手段であるＣＣＤ２Ｇを有し、内部には処置具４が挿通されるチャンネル２Ｅと、形状測定センサである複数のＦＢＧセンサ部（以下、「センサ部」ともいう））２１を有する光ファイバセンサ２１Ａと、が配設されている。なお光ファイバセンサ２１Ａはチャンネル２Ｅに挿入されていてもよい。

形状測定ブロック２０Ａはセンサ部２１が配設された複数の箇所の光ファイバセンサ２１Ａの変形量、すなわち挿入部２Ａの変形量を算出することにより、挿入部２Ａの３次元形状を算出する。形状測定ブロック２０Ａの動作については後に詳述する。

記憶部１１は、被検者７のＸ線断層像を撮像する図示しない公知のＣＴ装置で生成された、例えば、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）形式の３次元画像データを、図示しない受信部を介して受信し、記憶する半導体記憶装置または磁気記録装置等である。

芯線算出部１２は記憶部１１に記憶された３次元画像データから、被検者７の気管支９の芯線を算出する。ここで図３（Ａ）は３次元画像データをもとにした気管支９の３次元画像であり、図３（Ｂ）は気管支９の３次元画像をもとにした分岐部の位置に相当するノードＮの位置を示しており、図３（Ｃ）は３次元画像データをもとに芯線算出部１２が算出した芯線Ｃを示している。図３（Ｂ）に示すように、芯線Ｃは気管支９を構成する複数の分岐部ＳＸを有する管腔の延伸方向を結ぶ、複数の分岐部を有する曲線の集合体であり、所定の断面積を有する管腔の略中心線である。なお芯線Ｃとして、管腔断面の重心を結んだ線を用いてもよい。

図３（Ｂ）に示すように、芯線算出部１２は複数のノード（曲線上の点）Ｎを設定し、図３（Ｃ）に示すように、ノードＮをつなぐ線をスプライン補間処理することにより芯線Ｃを算出する。このとき、芯線算出部１２は、芯線Ｃの始点は、管腔の中心部にノードＮ０を設定する。それぞれの分岐部Ｊに設定するノードＮについては、芯線算出部１２は予め管腔の断面の重心点をつなぐ重心線を算出することにより分岐部を明確にしておく。

次に、形状測定ブロック２０Ａの動作について説明する。すでに説明したようにＦＢＧセンサ部２１はブラッグ波長の変化により配設された測定箇所の伸縮量を検出する。例えば、光周波数領域リフレクトメトリ多重方式の光ファイバセンサ２１Ａでは、同じブラッグ波長の複数のＦＢＧセンサ部２１が１本の光ファイバに作成されている。そして全反射終端である反射器２４からの反射光を参照光として光ファイバセンサ２１Ａからの反射光とを干渉させることにより、それぞれのＦＢＧセンサ部２１がどの程度変形したか、言い換えれば、どの程度の歪みを生じたかを検出する。３次元形状を計測する場合には、それぞれの測定箇所の３次元の変形を測定する必要があり、このため測定箇所には、それぞれ３個のＦＢＧセンサ部２１が配設されている。

図２に示すように、医療機器１の本体部の形状測定ブロック２０Ａは、形状測定部２０の算出処理のために、光源２２と反射器２４とカプラ２３と検出部２５とを有する。光源２２は波長が連続的に変化する広帯域光を出射する。カプラ２３は、光源２２から出射した光を光ファイバセンサ２１Ａと、反射手段である反射器２４とへ供給するため分割する光分割機能を有し、かつ、反射器２４から反射した光と光ファイバセンサ２１Ａの各ＦＢＧセンサ部２１が反射した光とを干渉する干渉機能を有する。検出部２５は干渉光を周波数帯域毎に電気信号に変換し検出する、例えば光スペクトルアナライザである。

形状測定部２０は、検出部２５が検出した信号から各ＦＢＧセンサ部２１の波長シフト量（ＦＢＧセンサ部２１が存在する部分の変形がないときの波長と、変形があったときの波長との差）を算出し、算出した波長シフト量からＦＢＧセンサ部２１の変形量を求め、各ＦＢＧセンサ部２１の変形量から光ファイバセンサ２１Ａの３次元形状を算出する。

ここで、図４（Ａ）は形状測定ブロック２０Ａが測定した光ファイバセンサ２１Ａの３次元形状、すなわち挿入部２Ａの３次元形状を示す１本の３次元曲線Ｋの一例である。なお、形状測定は磁界発生ソースコイルとセンスコイルとを用いてもできる。

そして、図４（Ｂ）に示すように、位置算出部３０は形状測定部２０が測定した１本の３次元曲線Ｋと芯線算出部１２が算出した芯線Ｃとをもとに、挿入部２Ａの先端部２Ｃの気管支９内における位置および方向、正確には３次元画像データにもとづく気管支画像中における位置および方向を算出する。すなわち位置算出部３０は、３次元曲線Ｋと、最も類似している芯線Ｃを選択する。より具体的には、位置算出部３０は３次元曲線Ｋの湾曲部Ｗ０〜Ｗ４等の特徴部を検出し、芯線Ｃの特徴部との類似度を判断する。言い換えれば分岐部を有する芯線の集合体の中から３次元曲線Ｋと最もよくフィッティングする芯線Ｃを抽出する。

ここで、図６および図７を用いて、さらに好ましい芯線抽出方法、すなわちフィッティング方法について、さらに説明する。以下、図６のフローチャートに従い説明する。
＜ステップＳ１＞
図７（Ａ）に示すように、位置算出部３０は、３次元曲線Ｋと、最も類似している、言い換えれば形状にフィットする芯線Ｃを選択する。そして選択した芯線Ｃ上の分岐部をノードとして特定する。

＜ステップＳ２＞
位置算出部３０は、特定したそれぞれのノードと、３次元曲線Ｋとの最短距離ベクトルを算出する。そして所定値以上にずれの大きいノードのうち、最も基端部側のノードを特定する。図７（Ａ）においては、ずれがベクトルＳ１のノードＮ１２が特定されたノードである。

＜ステップＳ３＞
図７（Ｂ）に示すように、特定したノードＮ１２が３次元曲線Ｋと重なる位置までベクトルＳ１だけシフト補正される。

＜ステップＳ４＞
さらに、特定したノードＮ１２よりも先端部側の全てのノード、Ｎ１２２、Ｎ１２２１が、ベクトルＳ１だけシフト補正される。

＜ステップＳ５＞
位置算出部３０は、特定したノードＮ１２よりも先端部側の全てのノード、Ｎ１２２、Ｎ１２２１と、３次元曲線Ｋとの最短距離ベクトルを算出する。

＜ステップＳ６＞
そして位置算出部３０は、所定値以上にずれの大きいノードがあるか判断する。あった場合（Ｓ６：Ｙｅｓ）には、ステップＳ３からの処理を繰り返す。例えば。図７（Ｂ）においては、ずれがベクトルＳ２のノードＮ１２２が特定されたノードで、ずれはベクトルＳ２ある。このためノードＮ１２２、Ｎ１２２１がベクトルＳ２だけシフト補正される。さらに図７（Ｃ）においては、ずれがベクトルＳ３のノードＮ１２２１が特定され、Ｎ１２２１がベクトルＳ３だけシフト補正される
所定値以上にずれの大きいノードがない場合（Ｓ６：Ｎｏ）には、フィッティング処理は終了する。

形状測定部２０が測定する形状における分岐部の位置に合わせて、芯線算出部１２が算出した芯線の分岐部の位置を基端部側の分岐部を基準として順にシフト補正処理する位置算出部３０を有する医療機器１は、より正確に挿入部２Ａの所定部、例えば先端部２Ｃの位置および方向を算出することができる。

そして、図４（Ｃ）に示すように、芯線Ｃを抽出することにより位置算出部３０は挿入部２Ａの所定部、例えば先端部２Ｃの位置を算出することができる。位置算出部３０が算出する所定部は先端部２Ｃのチャンネル開口部またはＣＣＤ２Ｇであってもよい。例えば、チャンネル開口部の位置および方向が判明すると、チャンネル開口部から突出して処置を行う処置具４の先端部の位置および方向も判明する。

そして、医療機器１では制御部１０の制御により、画像処理部１３が３次元画像データをもとにした気管支９の３次元画像と位置算出部３０が算出した先端部２Ｃの位置および方向とを重畳表示する処理を行い、表示部５に重畳画像を表示する。例えば、図５に示すように、制御部１０はＣＣＤ９Ｇが撮像した内視鏡画像５Ａに加えて、気管支９の３次元画像と先端部２Ｃの位置を含む挿入部２Ａの画像５Ｂとの重畳画像を表示部５に表示する。

ここで、図８は、すでに説明を行った、医療機器１の処理の流れを示すフローチャートである。

以上の説明のように、医療機器１では被検体の管腔内に挿入された挿入部の所定部の位置および方向を高い精度で検出し、表示することができる。

なお、記憶部１１に記憶された３次元画像データの座標系と、形状測定部２０が測定した挿入部２Ａの形状を示す３次元曲線Ｋの座標系とは異なる。例えば図３（Ｃ）に示した芯線算出部１２が算出した芯線Ｃの座標系は被検者７が座位で手前の方向を向いている場合であり、紙面の右方向であるＸ軸＋方向が被検者７の左方向に相当し、紙面の下方向であるＺ軸―方向が被検者７の下方向に相当している。これに対して実際の被検者７がベッド上で仰臥位の場合には形状測定部２０が測定した挿入部２Ａの形状を示す３次元曲線Ｋの座標系では、例えば紙面垂直方向の奥行き方向が被検者７の左方向に相当し紙面の右方向が被検者７の下方向に相当することになる。また被検者７がどのような姿勢であるかの情報は位置算出部３０には不明である。

このため、位置算出部３０が行う位置算出処理が困難となることがある。例えば形状測定部２０が測定した３次元曲線Ｋの最初の湾曲方向が紙面垂直方向の奥行き方向であったとしても先端部２Ｃが左側の肺の気管支管腔に挿入されたとは限らない。すなわち、被検者７がベッド上で腹臥位の場合には、形状測定部２０が測定した３次元曲線Ｋの湾曲方向が紙面垂直方向の奥行き方向となるのは、先端部２Ｃが右側の肺の気管支管腔に挿入された場合である。

ここで医療機器１では形状測定ブロック２０Ａは気管支９に挿入されていない挿入部２Ａの形状も測定する。すなわち形状測定ブロック２０Ａは被検者７の口腔部７Ａからの挿入部形状を測定する。このため挿入部２Ａの形状の最初の湾極部は被検者７の口腔部７Ａから気管支９への管腔である気道である。すると位置算出部３０は形状測定ブロック２０Ａが測定した３次元曲線Ｋの最初の湾極部に到達する前の部分が被検者７の顔面側であり、湾曲後の方向が被検者７の下方向であることを検出できる。

このため位置算出部３０は被検者７に挿入されていない挿入部２Ａの形状情報をもとに、３次元画像データの座標系と形状測定部２０が測定した３次元曲線の座標系との間の座標系のフィッティング処理を行うことができる。このため、医療機器１では位置算出部３０が行う位置算出処理が容易となる。

なお、上記説明では気管支９に挿入済みの挿入部２Ａの先端部２Ｃの位置を算出する場合を例に説明したが、挿入操作時に、逐次、先端部２Ｃの位置を算出してもよい。この場合には、位置算出部３０は挿入部２Ａの挿入操作が開始され先端部２Ｃが最初の分岐部Ｊ１を通過すると、先端部２Ｃが挿入された管腔が分岐部Ｊ１１に通じる管腔であるか、分岐部Ｊ１２に通じる管腔であるかを判断する。すなわち、形状測定ブロック２０Ａが測定した３次元曲線Ｋの湾曲方向等と類似しているのが、分岐している芯線の分岐後の２方向のいずれであるかにより、位置算出部３０は先端部２Ｃがいずれの管腔内に位置するかを算出する。そして次の分岐部（例えばＪ１２）においても同様に先端部２Ｃが分岐部Ｊ１２１またはＪ１２２のいずれに通じる管路であるかを判断する。

分岐部ＳＸは、方向だけでなく、その前の分岐部からの長さ等を含めて形状に関する情報量が多い。このため、位置算出部３０の処理にとって管腔が多数の分岐部を有していることは処理精度向上のためには重要である。しかし、分岐部が１箇所であったとしても特徴ある分岐部、例えば分岐方向が大きく異なっている分岐部の場合には位置算出部３０は精度の高い処理が可能となる。

挿入操作時に位置算出部３０が行う位置算出処理は、挿入済みの挿入部２Ａの先端部２Ｃの位置を算出する場合に比べて簡単であるため高速処理が可能である。

＜第２の実施の形態＞
次に、本発明の第２の実施の形態の医療機器１Ａについて説明する。本実施の形態の医療機器１Ａは第１の実施の形態の医療機器１と類似しているため同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図９に示すように、本実施の形態の医療機器１Ａは本体部３Ａが、芯線算出部１２が算出した芯線Ｃを補正する芯線補正手段である芯線補正部１２Ａを有し、位置算出部３０が算出に用いる芯線は、芯線補正部１２Ａが補正した補正芯線ＣＨである。

気管支９に挿入される挿入部２Ａの太さは管腔の太さよりも細い場合がある。また気管支９は複数の分岐部Ｊを有する。このため挿入部２Ａが管腔に挿入されたとき、挿入部２Ａは管腔の略中心線である芯線Ｃ上を経由して挿入されるとは限らない。このため、挿入部２Ａの３次元形状を示す３次元曲線Ｋと芯線Ｃとは、ずれが生じることがある。

芯線補正部１２Ａは、図１０（Ａ）に示す上記ずれを修正するために、図１０（Ｂ）に示すように、芯線算出部１２が算出した芯線Ｃと、形状測定部２０が測定した３次元曲線（形状）Ｋとを、ｎ本の仮想弾性体の紐（ひも）Ｗを用いてｎ箇所で仮想的に接続する（ｎは２以上の整数）。紐Ｗは、所定の弾性率ｋにて長さが変形し、長さが０の時にエネルギーが最小となる、引っ張りバネのような仮想弾性体である。このとき、紐Ｗｍを結んだ、形状Ｋ上の点（Ｘｍ）と芯線Ｃ上の点（Ｙｍ）とは最初は所定の距離だけ離して設定する（ｍはｎ以下の整数）。すなわち、紐Ｗｍに所定のエネルギーがある状態とする。このときの紐ＷｍのエネルギーＷｍは、Ｗｍ＝（１／２）・ｋ・（Ｘｍ―Ｙｍ）で表すことができる。そして、ｎ本の紐の総エネルギーはΣＷｍ（ｍ＝１〜ｎ）となる。

なお、形状Ｋおよび芯線Ｃは剛体すなわち形状は変化しないものと仮定するため、形状Ｋおよび芯線Ｃは変形はしないが、３次元座標の位置が移動する。芯線補正部１２Ａは、ｎ本の紐の総エネルギーが最小となる状態を平衡状態とし、その状態をもとに、補正芯線ＣＨを算出する。図１０（Ｃ）に、移動後の、紐Ｗｎで結ばれた補正形状ＫＨ上の点（Ｘｍｘ）、補正芯線ＣＨ上の点（Ｙｍｘ）、を示す。

位置算出部３０は、補正芯線ＣＨと移動後の形状ＫＨとをもとに、挿入部２Ａの先端部２Ｃの位置および向きを算出する。このため、医療機器１Ａは医療機器１が有する効果に加えて、より精度の高い先端部２Ｃの位置および方向を算出することができる。

さらに、医療機器１Ａの位置算出部３０は、よりいっそう精度の高い先端部２Ｃの位置および方向を算出するために、サーフェスレタリング情報Ｓを用いて、先端部２Ｃの位置および方向をさらに修正してもよい。サーフェスレタリング情報Ｓは、気管支９の３次元画像データから算出する気管支９の管腔の壁面情報である。すなわち、図１１（Ａ）に示すように、位置算出部３０は、管腔のサーフェスレタリング情報Ｓを、補正芯線ＣＨおよび形状Ｋと重畳する。なお、図１１（Ｂ）は図１１（Ａ）の部分拡大図である。そして、位置算出部３０は、先端部２Ｃの位置および向きをサーフェスレタリング情報Ｓに対して自然な形状、すなわち物理法則に従った状態、に修正する。

なお、芯線補正部１２Ａが行う補正芯線ＣＨ算出方法としては、芯線Ｃを所定の弾性率を有するワイヤと仮定する方法を用いることもできる。

この場合には、図１２（Ａ）に示すように、最初に芯線算出部１２がノードＮを接続してスプライン補間処理した芯線Ｃを作成する。次に、芯線補正部１２Ａは挿入部２Ａが挿入されたときの形状を推定する。例えば、図１２（Ｂ）のＮ１においては、芯線補正部１２Ａは挿入部２Ａが、より管壁に近い位置を通過すると推定する。そして芯線補正部１２ＡはノードＮ１をより管壁に近い位置であるＮＨ１に移動する。すると芯線を、所定の弾性体を有するワイヤと仮定しているため、芯線Ｃは、ノードＮ１近傍部分が大きく移動するだけでなく、ノードＮ１から遠い部分にまで、その影響が及ぶ。補正芯線ＣＨで示す形状に変化する。同様に、挿入経路にあるノードＮ１１をノードＮＨ１１の位置に移動することにより芯線Ｃは補正される。

上記処理を行う芯線補正部１２Ａは、芯線Ｃを所定の弾性体を有するワイヤと仮定するため、物理法則に従った自然な形状に芯線Ｃを補正し補正芯線ＣＨを算出することができる。

そして、位置算出部３０は補正芯線ＣＨと形状測定ブロック２０Ａが測定した挿入部２Ａを示す３次元曲線Ｋとのフィッティング処理、すなわち類似性判断処理を行う。このため、医療機器１Ａは医療機器１が有する効果に加えて、より精度の高い先端部２Ｃの位置を算出することができる。

＜第３の実施の形態＞
次に、本発明の第３の実施の形態の医療機器１Ｂについて説明する。本実施の形態の医療機器１Ｂは第１の実施の形態の医療機器１と類似しているため同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図１３に示すように、医療機器１Ｂの挿入手段はＣＣＤを有していないカテーテル等の処置具４である。しかし、術者は表示部５に表示される、気管支９の３次元画像と先端部４Ｃの位置を含む処置具４の画像との重畳画像を見ながら、目標部位の処置を行うことができる。

また、医療機器１Ｂを先端部に撮像部を有する内視鏡装置のチャンネル内を挿通し先端部から突出する処置具として用いることもできる。

医療機器１Ｂは医療機器１が有する効果に加えて、構成が簡単であり、さらに挿入部２Ａよりも細い処置具４のみを用いて処理を行うことができる。

＜第４の実施の形態＞
次に、本発明の第４の実施の形態の医療機器１Ｃについて説明する。本実施の形態の医療機器１Ｃは第１の実施の形態の医療機器１と類似しているため同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図１４に示すように、本実施の形態の医療機器１Ｃは、挿入部２Ａの形状情報を測定するために、挿入部２Ａが気管支９に挿入された、被検者７のＸ線断層像を撮像するＣＴ装置４０を有している。形状測定ブロック２０Ａ１の形状測定部２０Ｃは、ＣＴ装置４０のデータをもとに、リアルタイムで気管支９のサーフェスレタリング情報ＳＫおよび挿入部２Ａの形状Ｋ情報を取得できる。しかし、被検者７の被曝の問題から、ＣＴ装置４０では分解能の高いデータを取得することはできない。すなわち、リアルタイムでＣＴ装置４０から得られる形状情報は、事前に取得し、記憶部１１に記憶されている３次元画像データに比べると精度が低い。

このため、医療機器１Ｃでは、位置算出部３０は、図１５（Ａ）に示すＣＴ装置４０により取得した形状Ｋと、図１５（Ｂ）に示す、事前に取得した３次元画像データから算出した芯線Ｃと用いて、図１５（Ｃ）に示すようにフィッティング処理を行い、挿入部２Ａの所定部、例えば先端部２Ｃの位置および方向を算出する。

なお、形状測定手段としては、リアルタイムで気管支９の形状情報が測定可能であれば、他の方法を用いてもよい。例えば、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を用いてもよい。

本実施の形態の医療機器１Ｃは、医療機器１と同様に、被検体の管腔内に挿入された挿入部２Ａの所定部の位置および方向を高い精度で検出し、表示することができる。
＜第５の実施の形態＞
次に、本発明の第５の実施の形態の医療機器１Ｄについて説明する。本実施の形態の医療機器１Ｄは第１の実施の形態の医療機器１と類似しているため同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図１６（Ａ）に示すように、予め取得した３次元画像データのサーフェスレタリング情報Ｓから芯線Ｃを算出するのは、医療機器１Ｄにおいて、すでに説明した医療機器１と同じである。しかし、医療機器１Ｄにおいては、分岐部ＳＸではなく、湾曲点ＭをノードＮとして特定する。湾曲点Ｍは、例えば、芯線Ｃ上の、ある点Ａを中心とする半径Ｒの球と芯線Ｃとの交点Ｂ、Ｃを設定し、線分ＡＢと線分ＡＣとのなす角度が所定角θよりも大きい点とする。言い換えれば、湾曲点Ｍは、曲線上で所定間隔で算出した接線ベクトルの変化量が所定値Ｐよりも大きい点である。そして、図１６（Ｃ）に示すように、位置算出部３０は、湾曲点Ｍをもとに、芯線Ｃと形状Ｋとのフィッティング処理を行う。なお、図１６（Ａ）および図１６（Ｂ）には、ここで示した湾曲点Ｍを全て表示している。

本実施の形態の医療機器１Ｄは、分岐部のない管腔、例えば、大腸、膵胆管、尿管、または血管への挿入部の挿入支援を行うことができる。

本発明は、上述した実施の形態および変形例に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。例えば、複雑な内部構造を有する航空機エンジンの内部を検査する場合にも、位置算出部は、予め取得した３次元ＣＡＤデータと、形状測定ブロック２０Ａの測定した３次元形状とをもとに、挿入部等の所定の位置を算出することが可能である。

１、１Ａ〜１Ｄ…医療機器、２…内視鏡装置、２Ａ…挿入部、２Ｂ…操作部、２Ｃ…先端部、２Ｅ…チャンネル、３…本体部、４…処置具、４Ｃ…先端部、５…表示部、６…入力部、７…被検者、７Ａ…口腔部、９…気管支、９Ｇ…目標部位、１０…制御部、１１…記憶部、１２…芯線算出部、１２Ａ…芯線補正部、１３…画像処理部、２０…形状測定部、２０Ａ…形状測定ブロック、２１…ＦＢＧセンサ部、２１Ａ…光ファイバセンサ、２２…光源、２３…カプラ、２４…反射器、２５…検出部、３０…位置算出部、４０…ＣＴ装置

Claims (12)

1. 被検体の管腔内に挿入される挿入手段と、
   予め取得した前記管腔の３次元画像データを記憶する記憶手段と、
   前記挿入手段の形状を測定する形状測定手段と、
   前記記憶手段に記憶される前記３次元画像データから、前記管腔の芯線を算出する芯線算出手段と、
   前記形状測定手段が測定する前記形状と、前記芯線算出手段が算出する前記芯線と、をもとに、前記挿入手段の所定部の前記管腔内における位置および方向を算出する位置算出手段と、を具備することを特徴とする医療機器。
2. 前記挿入手段に配設される複数の形状測定センサを具備し、
   前記形状測定手段が、前記形状測定センサのデータから前記挿入手段の形状を測定することを特徴とする請求項１に記載の医療機器。
3. 前記挿入手段の前記管腔内に挿入されたときの形状を推定し、推定した推定形状をもとに、前記芯線を補正し補正芯線を算出する芯線補正手段を有し、
   前記位置算出手段が算出に用いる前記芯線が、前記芯線補正手段が補正した補正芯線であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の医療機器。
4. 前記芯線補正手段が、前記芯線と前記形状とを複数の仮想弾性体を用いて複数の箇所で接続することにより前記補正芯線を算出することを特徴とする請求項３に記載の医療機器。
5. 前記芯線補正手段が、前記芯線を所定の弾性率を有するワイヤと仮定して前記補正芯線を算出することを特徴とする請求項３に記載の医療機器。
6. 前記形状測定手段が、前記管腔の前記３次元画像データから前記管腔の壁面情報をもとに、前記所定部の前記位置および前記方向を修正することを特徴とする請求項４または請求項５に記載の医療機器。
7. 前記位置算出手段が、算出する前記管腔における前記所定部の前記位置および前記方向を、前記３次元画像データをもとにする画像に重畳表示するための処理を行う画像処理手段を具備することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の医療機器。
8. 前記挿入手段が、先端部に撮像手段を有する内視鏡装置の挿入部であることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の医療機器。
9. 前記挿入手段が、処置具であることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の医療機器。
10. 前記挿入手段が、先端部に撮像手段を有する内視鏡装置のチャンネル内を挿通し前記先端部から突出する処置具であることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の医療機器。
11. 前記管腔が、複数の分岐部を有することを特徴とする請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の医療機器。
12. 前記管腔が、気管支であることを特徴とする請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の医療機器。

Images