JP2653210B2

JP2653210B2 - 定位的脳手術支援装置

Info

Publication number: JP2653210B2
Application number: JP2067928A
Authority: JP
Inventors: 天美加藤; 俊樹吉峰; 徹早川
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1990-03-16
Filing date: 1990-03-16
Publication date: 1997-09-17
Anticipated expiration: 2012-09-17
Also published as: JPH03267054A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は、頭部の断層画像上に脳手術中の手術用プロ
ーブの先端の位置と方向をリアルタイムで重畳表示し、
病変部とプローブ先端の位置関係等を確認しながら手術
を行い得る定位的脳手術支援装置に関する。

〔従来の技術〕

近年、頭部のＸ線によるコンピュータ断層撮影（CT）
や核磁気共鳴映像（MRI）をはじめとする画像診断情報
が直接脳神経外科手術に利用されつつある。先ず、従来
のフレーム式定位脳手術装置をもとに、CTあるいはMRI
誘導定位脳手術が実用化され、血腫吸引、腫瘍生検に広
く用いられている。

従来のフレーム式CT誘導定位脳手術は、頭部の周囲に
フレームを固定するとともに、基準となるマーカーを設
けたゲージ板を該フレームに固定した状態で複数の断層
画像を撮影し、該画像上にに表出されたマーカーを基準
として、定規とコンパスによる幾何学的作図にて病変部
及び牙刺針の進入点の座標決定を行い、それに基づき前
記フレームに手術用のアーチアダプターを取付けて手術
を行っていたが、フレームを頭部に固定することは患者
に大変な苦痛を与えるとともに、術野が制限される問題
を有していた。

また、前述の如く病変部の位置座標を決定した後、脳
手術用のプローブを固定した多関節のアームの各関節で
の回転角度を病変部の位置座標に対応させて、プローブ
の先端を病変部に導く装置も存在するが、アームのため
術野の選択や手術操作に制限が加えられ、一般の開頭手
術への応用には問題があった。

更に、プローブの頭内への進入により病変部以外の重
要な脳構造物や脳室が破壊されることを防止しなければ
ならないが、従来の装置においてはこのような配慮が欠
け、医師の経験と勘に頼らざるを得なかった。

〔発明が解決しようとする課題〕

本発明が前述の状況に鑑み、解決しようとするところ
は、従来の手術手技に何ら制限を加えることなく且つ頭
部に苦痛を伴うフレームを固定することなく、脳手術用
のプローブ先端の位置と方向を頭部の断層画像上にリア
ルタイムで重畳表示して、手術中に開頭予定範囲と病変
部の位置関係、硬膜外から病変部、各脳回、脳室の位置
並びに方向確認、脳表より病変部へプローブの挿入、病
変部切除範囲のモニターを行うことができる定位的脳手
術支援装置を提供する点にある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は、前述の課題解決の為に、頭皮に複数のマー
カーを貼付した頭部の複数枚の断層画像を入力する画像
読取手段と、前記画像読取手段の画像データを格納する
記憶手段と、手術台に固定した患者の頭部に対して定位
置に固定し、相互に識別可能な複数の無線周波数電磁場
を放射する磁場ソースと、脳手術用のプローブの適所に
固定し、前記磁場ソースから放射された複数の電磁場を
分離検知する磁場センサーと、前記磁場ソースに電磁場
を発生させるソース信号を供給するとともに、前記磁場
センサーで受信した信号を解析して、磁場ソースを基準
とした磁場センサーの位置座標及び方向を算出する３次
元デジタイザーと、複数の断層画像を同時に表示する表
示手段と、前記記憶手段の画像データを処理して複数の
断層画像を前記表示手段に再現するとともに、断層画像
上の前記マーカーの位置と前記プローブ先端の位置座標
より該プローブ先端の位置と方向を断層画像上に対応づ
ける関係を演算し、手術中のプローブ先端の位置と方向
を断層画像上に表示する信号を発生する演算手段と、前
記演算手段に初期データ及び制御信号を入力する入力手
段とよりなる定位的脳手術支援装置を構成した。

また、プローブの先端位置が表示手段に表示された複
数枚の断層画像の何れにも対応しない場合に、対応する
断層画像及びそれに連続する他の断層画像を表示手段に
表示させるスクロール信号を前記演算手段より発生する
ようになした。

また、表示手段の同一画面に連続する６枚の断層画像
を同時に表示して、プローブの先端位置に対応する脳構
造物を立体的に確認できるようにした。

そして、前記磁場センサーをプローブに着脱自在とし
た。

また、プローブを非磁性体且つ非導電体からなる素材
で形成した。

更に、演算手段、記憶手段、表示手段及び入力手段を
一体ユニット化して携帯可能とし、また３次元デジタイ
ザー及び磁場ソースを手術台に内装した。

〔作用〕

以上の如き内容からなる本発明の定位的脳手術支援装
置ほ以下の作用を有する。

先ず、患者の頭皮に複数のマーカーを貼付した状態
で、頭部の複数枚の断層画像（CT画像）をCTスキャナ
（Ｘ線CTスキャナ、NMR（核磁気共鳴）−CTスキャナ及
びポジトロンCTスキャナを含む）で撮影して用意する。
そして、複数枚のCT画像を画像読取手段にて読み取って
画像データとして記憶手段に入力して格納する。この画
像データは、演算手段により処理されて複数のCT画像を
同時に表示手段に再現される。

次に、手術台に固定した患者の頭部に対して定位置に
なるように固定した磁場ソースに、３次元デジタイザー
よりソース信号が供給されて、該磁場ソースから相互に
識別可能な複数の無線周波電磁場が放射される。この放
射された電磁場は、脳手術用のプローブの適所に固定さ
れた磁場センサーにより分離検知される。そして、磁場
センサーにより受信された信号を３次元デジタイザーに
て解析し、前記磁場ソースを基準としたMS座標系におけ
る当該磁場センサーの位置座標とその方向を算出するの
である。また、プローブの先端は磁場センサーに対して
定点であるので、その位置関係の初期データを入力手段
により演算手段に予め入力しておけば、３次元デジタイ
ザーにて解析された結果に基づき、MS座標系における任
意状態のプローブ先端の位置座標と方向が算出されるの
である。

そして、表示手段に再現された複数のCT画像のなか
で、特定のCT画像上にマウス等の入力手段にてカーソル
を移動し、CT画像を基準としたCT座標系における原点、
及び座標軸を設定する。この場合、CT画像面をxy平面と
し、スライスの方向をｚ軸として便宜上設定するのであ
る。こうして、MS座標系とCT座標系が設定される。それ
から、CT座標系におけるマーカーの位置座標Mn（xn,yn,
zn）をCT画像上から読み取って入力手段にて演算手段に
入力するとともに、プローブの先端を頭皮のマーカーに
当ててMS座標系におけるマーカーの位置座標Mn（Xn,Yn,
Zn）を３次元デジタイザーにて検出して演算手段に入力
し、マーカーの位置座標Mnを介して、両座標系の対応関
係を演算するのである。それにより、プローブ先端が任
意状態にある場合にも、その実空間上（MS座標系）での
位置をCT画像上に対応させることができるのである。ま
た、同時にプローブの先端の方向をCT座標系におけるxy
平面へ投影した場合の方向との関係を演算するのであ
る。

こうして、プローブ先端の位置と方向が、CT画像上に
対応づけられ、この位置と方向を表示手段に再現された
断層画像上に重畳表示され、手術中のプローブ先端の位
置と方向をCT画像上で確認できるのである。

また、表示手段には同時に複数のCT画像を表示する
が、プローブ先端の位置、特にCT座標系におけるｚ座標
が表示された範囲外になる場合に自動的に対応するCT画
像が表示されるように、プローブ先端の位置に応じて演
算手段からスクロール信号を発生するようになしてい
る。

更に、磁場ソースから放射された電磁場を磁場センサ
ーにて受信して、プローブの先端の位置座標と方向を検
出するものであるから、磁場ソースから放射された電磁
場を乱さないように、プローブを非磁性体且つ非導電体
で形成している。

そして、一般的にCT画像を撮影する場所と手術室は離
れているため、演算手段、記憶手段、表示手段及び入力
手段を一体ユニット化して携帯可能とするとともに、３
次元デジタイザー及び磁場ソースは手術台に内装して、
使用の便宜を図っているのである。

〔実施例〕

次に添付図面に示した実施例に基づき更に本発明の詳
細を説明する。

第１図はCTスキャナ１にてテーブル２に横たわった患
者の頭部３の断層画像（CT画像G_i）を撮影する状態を示
したもので、テーブル２の移動方向をｚ軸に設定し、ｚ
軸と直交する面（CT画像面）をxy平面に設定している。
尚、、前記CTスキャナ１は、Ｘ線CTスキャナ、NMR−CT
スキャナ及びポジトロンCTスキャナ等を含むものとす
る。ここで、CT画像を撮影するのに先立ち、前記頭部３
には第４図に示す如く複数のマーカーM_nを貼付し、CT画
像上に同時に現れるようにしている。該マーカーM_n（ｎ
は1,2,…）は、径2mm,長さ5cmのポリエチレンチューブ
に造影剤を封入し、２本を十字に組み合わせたもので、
本実施例では４ヶ所に貼付している。尚、前記CTスキャ
ナ１により撮影されるCT画像G_iの空間分解能には精度の
限界があり、それにより得られるCT画像G_iは一定の深み
を有する。即ち、空間分解能と略一致した深さd_iを有す
るスライス部分の情報が重畳した断層画像が得られる。
通常該深さd_iは２〜5mmであり、この深さd_iは適宜設定
可能である。また、一度のCTスキャナ１の走査により例
えば24枚といった複数のCT画像G_iが得られる。

第２図は、本発明のブロック図を示し、第７図はフロ
ーチャートを示し、両図を参照しながら本発明を説明す
る。先ず、前述の如く得られた複数のCT画像G_iを用意
し、該CT画像G_iを固体撮像素子（CCD）カメラ等の画像
読取手段４により１枚ずつ撮影し、その画像データをマ
イクロプロセッサー等の演算手段５に接続された記憶手
段６に読み込んで記憶させる。尚、前記画像読取手段４
はCCDカメラに限ることはなく、イメージスキャナで読
み取ることも、またCTスキャナ１の画像データをフロッ
ピーディスクに記憶させ、該フロッピーディスクから前
記記憶手段６に読み込むことも可能である。また、実際
的には、前記演算手段５と記憶手段６はラップトップ型
のパーソナルコンピュータで置き換えることができ、記
憶手段６は内蔵の固定ディスクやフロッピーディスクと
するのである。そして、前記画像読取手段４により記憶
手段６に読み込む際にモニター手段７で適宜確認するこ
とも可能である。

前記各画像読取手段４によれば、CTスキャナ１の仕様
が異なって読み取れて便利であるが、CTスキャナ１に直
結して直接画像データを転送することにより、時間の短
縮化が図られ、読み取りエラーをなくすことが可能であ
り、より実用的である。

そして、演算手段５により画像データを処理して連続
する６枚のCT画像G_iを第３図に示す如く一度に表示手段
８に再現して表示する。尚、該表示手段８はパーソナル
コンピュータに標準装備のものを用いることができ、ブ
ラウン管式のCRTディスプレイや液晶ディスプレイから
なる。また、前記演算手段５には入力手段９としてキー
ボードやマウスが接続され、初期データ及び制御信号を
入力するのである。

また、合成樹脂製で作製された脳手術用の鋭角三角形
あるいは吸引管型のポインター又は牙刺針等のプローブ
10の先端の位置と方向を計測するための３次元座標測定
装置は、マイクロプロセッサーを内蔵した３次元デジタ
イザー11と交流電磁場を放射する磁場ソース12及び前記
プローブ10の適所に固定した磁場センサー13とより構成
される。そして、前記磁場ソース12に３次元デジタイザ
ー11よりソース信号が供給されて、該磁場ソース12から
相互に識別可能な複数の無線周波電磁場が放射され、こ
の電磁場を前記磁場センサー13によって分離検知し、受
信されたこの信号を３次元デジタイザー11にて解析し、
磁場ソース12を基準としたMS座標系における磁場センサ
ー13の位置座標とその方向を算出するのである。ここ
で、前記プローブ10は電磁場を乱さないように非磁性体
且つ非導電体の合成樹脂製としたが、電磁場の乱れが許
容し得る範囲であれば、導電体ではあるが非磁性体のス
テンレス鋼で作製することも可能である。また、磁場セ
ンサー13をプローブ10に着脱自在に固定できる構造とし
た場合には、各種のプローブ10に磁場センサー13を付け
替えることができて便利である。

更に詳しくは、前記磁場ソース12と磁場センサー13は
それぞれ３組の直交するコイルからなり、磁場ソース12
の１個のコイルを励磁すると磁場センサー13の３個のコ
イルに磁場ソース12からの距離と磁場センサー13の配向
に応じた誘導電圧が発生し、この電圧又は電流信号を３
次元デジタイザー11にて解析し、磁場ソース12の中心を
原点ＯとするMS座標系（O;X,Y,Z）における磁場センサ
ー13の位置座標Ｐ（a,b,c）及び方向角（A,E,R）の６つ
のパラメーターが算出されるのである。ここで、A,E,R
は、オイラー角でそれぞれ方位角（azimuth），上昇角
（elevation），ロール角（roll）を示している。そし
て、前記磁場ソース12の３個のコイルから電磁場を順次
放射して、例えば１秒間に30回の割りで位置と方向角度
を補正しながら測定するのである。これにより、磁場セ
ンサー13の位置と方向が略リアルタイムで計算される。

そして、前記３次元デジタイザー11にて測定された磁
場センサー13の位置座標及び方向角を前記演算手段５に
入力し、そのデータに基づき予め形状、寸法等の初期デ
ータが入力されたプローブ10の先端の位置座標Ｑ（X,Y,
Z）とプローブ10の方向角を算出するものである。

例えば、磁場センサー13の中心Ｐを原点とする磁場セ
ンサー座標系（P;U,V,W）におけるプローブ10の先端の
座標を（α，β，γ）とすれば、MS座標系でのプローブ
10の先端の位置座標Ｑは、（X,Y,Z）＝（a,b,c）＋（α，β，γ）T₁T₂T₃ （１）と表される。ここで、である。

即ち、式（１）はMS座標系における磁場センサー13の
位置座標Ｐ（a,b,c）とプローブ10の先端の位置座標Ｑ
（X,Y,Z）との関係式Ｆを表し、式中の（α，β，γ）
の値はプローブ10の形状、寸法等に応じて初期データと
して入力されている。従って、３次元デジタイザー11に
より６つのパラメーターa,b,c,A,E,Rが測定されれば、
関係式Ｆによってプローブ10の先端の位置座標Ｑ（X,Y,
Z）が算出できるのである。

また、磁場センサー13の方向角を用いてプローブ10の
方向を算出するには、磁場センサー13のＰ点での方向角
を直接プローブ10の軸線方向の方向角に変換し、更にCT
座標系における方向角に変換することもできるが、本実
施例では関係式Ｆを利用して算出した。即ち、磁場セン
サー座標系（P;U,V,W）におけるプローブ10の軸線上の
任意の２点を設定する。１点は前記Ｑ（α，β，γ）で
あり、他の１点はプローブ10の軸線上の任意の点Ｎ
（ξ，η，ζ）とし、それぞれ前述の関係式ＦでMS座標
系における座標Ｑ（X,Y,Z）及びＮ（X_O,Y_O,Z_O）を算出
する。そして、この２点を結ぶベクトル▲▼がプロ
ーブ10の方向となる。ここで、Ｎ（ξ，η，ζ）もプロ
ーブ10の形状と磁場センサー13の取付状態にのみ関係
し、初期データとして入力されている。

次に、MS座標系におけるプローブ10の先端の位置座標
Ｑ（X,Y,Z）をCT座標系における位置座標Ｑ（x,y,z）へ
変換する変換行列Ｔを求める。ここで、MS座標系の座標
値は大文字を用い、CT座標系の座標値は小文字を用いて
表している。

手術に先立ち、前記表示手段８されたCT画像G_iの何れ
かを基準のxy平面に設定する。通常はSTスキャナ１のテ
ーブル２の位置が0mmとなるCT画像G_iをxy平面に選び、
マウス等でカーソルを移動させて該CT画像G₁の略中心部
に原点Ｒを設定する。ｚ軸はテーブル２の移動方向と一
致する。こうして、CT座標系（R;x,y,z）が設定され
る。尚、各CT画像G_iは深さd_iの情報が重畳されたもので
あり、深さd_iとそのｚ座標値は別個に設定されるべきも
のであるが、説明を簡単にするために本実施例では隣接
するCT画像G_iとG_i+1の情報は重ならなく且つ連続してい
るとモデル化する（第５図参照）。そうすると、各CT画
像G_iの深さd_iの中心のｚ座標値はディスクリートなz_iと
なり、z_iとd_iは、 z_i＝z_i-1（d_i-1＋d_i）/2 （３）と関係づけられ、初期データとしてz₁＝０と各CT画像G_i
の深さd_iが入力されると、ｚ座標値は算出される。勿
論、テーブル２の移動距離を画像データと同時に読み取
ってｚ座標値として入力することも可能である。

第４図に示す如く、患者の頭部３はメイフィールド３
点固定器14にて図示しない手術台に固定し、当該３点固
定器14には前記磁場ソース12を合成樹脂製で作製した取
付具15を介して固定し、磁場ソース12を頭部３に対して
定位置になるようにしている。

MS座標系からCT座標系への変換行列式Ｔを求めるに
は、先ず前記表示手段８に再現されたCT画像G_i上に表出
されたCT座標系における対応する各マーカーM_n（x_n,y_n,
z_n）の座標値を読み取り演算手段５に入力する。これに
は、CT画像G_i上においてマーカーM_nの位置にマウス等を
操作してカーソルを移動させて読み取るのである。次
に、手術室において前述の如く手術台に固定した頭部３
に貼付したマーカーM_n（ｎ＝1,2,3,4）にプローブ10の
先端を当てることにより、MS座標系における各マーカー
M_n（X_n,Y_n,Z_n）が３次元デジタイザー11により測定され
て前記同様に演算手段５に入力される。

そして、MS座標系の座標値（X,Y,Z）からCT座標系の
座標値（x,y,z）に、（x,y,z,1）＝（X,Y,Z,1）Ｔ（２）と変換されるとき、M_n（x_n,y_n,z_n）とM_n（X_n,Y_n,Z_n）を
用いれば、と表され、各座標値から容易に算出することができる。
この変換行列式Ｔを用いれば、MS座標系において任意状
態にあるプローブ10の先端の位置Ｑ（X,Y,Z）をCT座標
系におけるＱ（x,y,z）に変換できるのである。

また、MS座標系におけるプローブ10の方向を表すベク
トル▲▼をCT座標系へ変換するには、Ｑ（x,y,z）
とＮ（X_O,Y_O,Z_O）をそれぞれ前記変換行列式ＴにてＱ
（x,y,z）とＮ（x_O,y_O,z_O）に変換することにより、▲
▼_Ｃが得られる。この▲▼_ＣをCT座標系におけ
る基本ベクトル，，を用いて表せば、 ▲▼_Ｃ＝（ｘ−x_O）＋（ｙ−y_O）＋ｚ−z_O）となり、このベクトルのxy平面へ投影したベクトル_１
は、_１＝（ｘ−x_O）＋（ｙ−y_O）と表される。そして、_１がｘ軸となす角θは、 θ＝cos^-1（（ｘ−x_O）／（（ｘ−x_O）^２＋（ｙ−y_O）^２）^1/2）（４）と表される。

従って、前記プローブ10の方向をθを用いてCT画像G_i
上に表示することが可能となる。即ち、前述の如くCT座
標系でのプローブ10の先端の位置座標Ｑ（x,y,z）とｘ
軸とのなす角θが求められれば、第３図（ｂ）に示す如
くCT画像G_i上にＱ（x,y,z）を＋で表示するとともに、
該＋を起点又は終点とし且つｘ軸とのなす角θを有する
方向を→で表示するのである。こうして、実空間（MS座
標系）におけるプローブ10の先端の位置と方向がCT画像
G_i上に重畳表示されるのである。即ち、第４図に示す如
くz_iとCT画像G_iとは一対一に対応するので、任意状態の
プローブ10の先端のCT座標系におけるｚ座標値がz_i±d_i
/2の範囲内にあれば、CT画像G_iを選択して表示するので
ある。

また、プローブ10の先端が表示手段８に表示された何
れのCT画像G_iに対応しなくなったとき、プローブ10のCT
座標系におけるｚ座標値（z_i）と対応するCT画像G_iを表
示手段８に表示させるスクロール信号を演算手段５に出
力させるようにしている。

そして、実際の手術中のプローブ10のＱ（x,y,z）と
θを順次記憶させておくことにより、手術後においてそ
のデータに基づき表示手段８の表示することにより、経
時的な手術の過程を再現することが可能となり、手術後
にその手術手法の検討を行うことができるとともに、教
育用にも使用できるのである。

最後に、本発明の定位的脳手術支援装置の位置精度に
ついて若干言及する。位置精度を検定するため、第１に
アクリル板で水平板と磁場ソース12を固定するために立
てられた垂直板よりなる３次元ファントムを作製した。
前記水平板には1cm間隔で格子を描き、角格子点をプロ
ーブ10の先端でポイントし、３次元デジタイザー11から
出力される位置並びに方向角度データの妥当性を検討し
た。次に、プローブ10の先端位置を格子点に当てたまま
方向を変えて、算出されたプローブ10の先端位置の変化
も検討した。この３次元座標測定装置は交流磁場を利用
しているため導電性の高い金属には渦電流が発生し、そ
して誘電磁場が生じ、誤差の原因となり得る。この点を
検討するために種々の金属片や手術器具を固定された磁
場ソース12、磁場センサー13間に近づけ、生じた妨害を
評価した。

第二に乾燥頭蓋標本を用いて模擬実験を行った。乾燥
頭蓋標本の内部に合成樹脂製の仮想ターゲットを置き、
表面にマーカーを装着してCT断層画像を撮影した。この
CT画像G_iを用いて、前述の如くマーカーを測定して、MS
座標系とCT座標系を関係づけ、それから仮想ターゲット
をプローブ10の先端でポイントし、CT画像G_i上の仮想タ
ーゲットと、プローブ10の先端を表す位置とのズレを測
定した。

その結果、３次元ファントムの格子点による検定で
は、読み取られた座標の誤差の標準偏差は1.7mm（サン
プル数255点）であった。また、プローブ10の先端を固
定してその方向を変化させると誤差はやや大きくなり、
三角プローブでは3.1mm（サンプル数86点）、吸引管型
プローブでは4.0mm（サンプル数1066点）であった。こ
れは、磁場センサー13の方向角度誤差に起因するといえ
る。次に、磁場ソース12と磁場センサー13の間に金属片
を挿入したとき、最も測定に影響したのは鉄で、ついで
アルミニウム、真鍮、ジュラルミン、ステンレス鋼の順
序であった。鉄では、測定値が数cmもずれ、測定誤差を
許容値以内にとどめるには磁場ソース12から少なくとも
30cm離す必要があることが判明した。しかし、手術器具
のうち大きな影響を示したのは植皮板（ステンレス鋼）
のみで、双極凝結鑷子、吸引管、グリーンバーグのリト
ラクター等は磁場センサー13に１〜2cmまで接近しなけ
れば影響しなかった。即ち、通常の手術手技では位置測
定に対して大きな影響はないと考えられる。また、乾燥
頭蓋標本を用いた模擬実験では、誤差はCT画像G_i上で最
大4mmであった。

また、精度を更に向上させるには、メイフィールド３
点固定器14を強化合成樹脂やチタン合金に置き換えた
り、頭蓋と頭皮のずれに起因するマーカーM_nの位置測定
誤差を少なくするために、頭蓋に固定するネジ式マーカ
ー等を使うことが考えられる。しかし、マーカーM_nの位
置座標をCT画像G_i上から読み取る際に、スライス間補正
をしても2mm程度の誤差が生じるものと思われ、本発明
ではその精度に限界がある。一方、指示精度が5mm程度
であれば十分臨床に耐え得るとの報告があるとともに、
本発明を用いた手術症例でも本発明の有効性は実証され
ている。

尚、本実施例では頭部の横断面のCT画像G_iを用いた例
を示したが、サジタル面（矢状面）やコロナル面（冠状
面）の断層画像を用いることも可能である。

〔発明の効果〕

以上にしてなる本発明の定位的脳手術支援装置によれ
ば、頭皮に複数のマーカーを貼付した頭部の複数枚の断
層画像を入力する画像読取手段と、前記画像読取手段の
画像データを格納する記憶手段と、手術台に固定した患
者の頭部に対して定位置に固定し、相互に識別可能な複
数の無線周波電磁場を放射する磁場ソースと、脳手術用
のプローブの適所に固定し、前記磁場ソースから放射さ
れた複数の電磁場を分離検知する磁場センサーと、前記
磁場ソースに電磁場を発生されるソース信号を供給する
とともに前記磁場センサーで受信した信号を解析して、
磁場ソースを基準とした磁場センサーの位置座標及び方
向を算出する３次元デジタイザーと、複数の断層画像を
同時に表示する表示手段と、前記記憶手段の画像データ
を処理して複数の断層画像を前記表示手段に再現すると
ともに、断層画像上の前記マーカーの位置と前記プロー
ブ先端の位置座標より該プローブ先端の位置と方向を断
層画像上に対応づける関係を演算し、手術中のプローブ
先端の位置と方向を断層画像上に表示する信号を発生す
る演算手段と、前記演算手段に初期データ及び制御信号
を入力する入力手段とよりなるので、手術中において脳
手術用のプローブ先端の位置と方向を頭部の断層画像上
にリアルタイムで重畳表示することができ、手術中に開
頭予定範囲と病変部の位置関係、硬膜外から病変部、各
脳回、脳室の位置並びに方向確認、脳表より病変部への
プローブの挿入、病変部切除範囲のモニターを行うこと
ができ、脳機能解剖を考慮した安全性の高い手術が可能
となるとともに、従来の手術手技に何ら制限を加えるこ
となく、更に頭部にフレームを固定することがないの
で、患者の苦痛を軽減することができる。

また、表示手段には同時に複数のCT画像を表示する
が、プローブ先端に位置、特にCT座標系におけるｚ座標
が表示された範囲外になる場合に演算手段からスクロー
ル信号を発生させて、自動的に対応するCT画像が表示さ
れるので、手術中の操作が簡単である。

更に、プローブを非磁性体且つ非導電体で形成した場
合、磁場ソースから放射された電磁場を乱すことがな
く、プローブの先端の位置座標と方向を精度よく測定で
きるのである。

また、演算手段、記憶手段、表示手段及び入力手段を
一体ユニット化して携帯可能とするとともに、３次元デ
ジタイザー及び磁場ソースは手術台に内装したので、CT
画像を撮影する場所と手術室が離れていても使用の便利
である。

【図面の簡単な説明】

第１図はCTスキャナで頭部の断層画像を撮影する様子を
示した説明用斜視図、第２図は本発明の簡略ブロック
図、第３図は表示装置上に表示したCT画像の簡略平面
図、第４図は頭部と磁場ソース及び磁場センサーを固定
したプローブの位置関係を示す要部の簡略斜視図、第５
図はCT画像G_iと深さd_i及びｚ座標値z_iとの関係を示す説
明図、第６図はMS座標系とCT座標系の関係を示す説明
図、第７図は本発明のフローチャートである。 G_i:CT画像、M_n:マーカー、d_i:深さ、z_i:z座標値、1:CT
スキャナ、2:テーブル、3:頭部、4:画像読取手段、5:演
算手段、6:記憶手段、7:モニター手段、8:表示手段、9:
入力手段、10:プローブ、11:3次元デジタイザー、12:磁
場ソース、13:磁場センサー、14:メイフィールド３点固
定器、15:取付具。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者早川徹兵庫県神戸市東灘区御影山手１丁目２番地 (56)参考文献特開昭63−240851（ＪＰ，Ａ)

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】頭皮に複数のマーカーを貼付した頭部の複
数枚の断層画像を入力する画像読取手段と、前記画像読取手段の画像データを格納する記憶手段と、手術台に固定した患者の頭部に対して定位置に固定し、
相互に識別可能な複数の無線周波電磁場を放射する磁場
ソースと、脳手術用のプローブの適所に固定し、前記磁場ソースか
ら放射された複数の電磁場を分離検知する磁場センサー
と、前記磁場ソースに電磁場を発生させるソース信号を供給
するとともに、前記磁場センサーで受信した信号を解析
して、磁場ソースを基準とした磁場センサーの位置座標
及び方向を算出する３次元デジタイザーと、複数の断層画像を同時に表示する表示手段と、前記記憶手段の画像データを処理して複数の断層画像を
前記表示手段に再現するとともに、断層画像上の前記マ
ーカーの位置と前記プローブ先端の位置座標より該プロ
ーブ先端の位置と方向を断層画像上に対応づける関係を
演算し、手術中のプローブ先端の位置と方向を断層画像
上に表示する信号を発生する演算手段と、前記演算手段に初期データ及び制御信号を入力する入力
手段と、よりなる定位的脳手術支援装置。
【請求項２】前記プローブの先端位置が表示手段に表示
された複数枚の断層画像の何れにも対応しない場合に、
対応する断層画像及びそれに連続する他の断層画像を表
示手段に表示させるスクロール信号を前記演算手段より
発生してなる特許請求の範囲第１項記載の定位的脳手術
支援装置。
【請求項３】前記表示手段の同一画面に連続する６枚の
断層画像を同時に表示してなる特許請求の範囲第１項又
は第２項記載の定位的脳手術支援装置。
【請求項４】前記磁場センサーをプローブに着脱自在と
してなる特許請求の範囲第１項記載の定位的脳手術支援
装置。
【請求項５】前記プローブとして、非磁性体且つ非導電
体からなる素材で形成してなる特許請求の範囲第１項又
は第４項記載の定位的脳手術支援装置。
【請求項６】前記演算手段、記憶手段、表示手段及び入
力手段を一体ユニット化して携帯可能としてなる特許請
求の範囲第１項記載の定位的脳手術支援装置。
【請求項７】前記３次元デジタイザー及び磁場ソースを
手術台に内装してなる特許請求の範囲第１項記載の定位
的脳手術支援装置。