JP4091143B2 - 多座標マニピュレータを含むｏｃｔ援用手術用顕微鏡 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、光干渉性断層撮影法（「ＯＣＴ」）装置と多座標マニピュレータとを含む手術用顕微鏡に関する。
【０００２】
【従来の技術】
神経外科処置中に発生する主要な危険因子は、（ａ）動脈などの血管への損傷、（ｂ）重要な脳組織の破壊、（ｃ）神経の破壊または損傷である。これらの危険因子を回避する現在の１つの技法では、Ｘ線コンピュータ断層撮影（「ＣＴ」）または核磁気共鳴（「ＮＭＲ」）診断撮影システム、あるいはその両方を使用して血管および主要な神経束が撮影される。神経外科医は、そのような診断撮影システムから与えられる診断画像を使用して、血管の損傷、重要な脳組織の破壊、神経の破壊または損傷を最小限に抑えようとする神経外科処置を計画する。
【０００３】
良く知られているように、多座標マニピュレータ（「ＭＣＭ」）はロボット・システムであり、神経外科処置中に使用できるように神経手術用顕微鏡に接続される。良く知られているように、ＣＴ診断画像データやＮＭＲ診断画像データなどの診断画像データ（「ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データ」）は、ＭＣＭ（「ＭＣＭコンピュータ・システム」）に結合されたコンピュータ・システムに入力され記憶される。ＭＣＭは、神経手術用顕微鏡を（ｘ、ｙ、ｚ）軸に沿って移動させ、患者の脳内の位置に神経手術用顕微鏡をオートフォーカスさせる。その位置は、（ａ）神経外科処置の前に神経外科医などの外科医によって指定され、ＭＣＭコンピュータ・システムに記憶され、あるいは（ｂ）神経外科処置中に神経外科医などの外科医によって指定される。良く知られているように、記憶されている診断画像データの表示は、ＭＣＭに結合されたビデオ・ディスプレイ（「ＭＣＭディスプレイ」）上に与えられる。
【０００４】
ＭＣＭを使用する周知の技法では、神経外科処置の前に、神経外科医が、ＭＣＭディスプレイ上の診断画像データを見て、ライト・ペンなどの外科医／マシン・インタフェース（「ＭＣＭ外科医インタフェース」）によってＭＣＭコンピュータ・システムに入力を与える。たとえば、この技法によれば、神経外科医は、ＭＣＭディスプレイ上にいくつかの点を示し、それに応答してＭＣＭコンピュータ・システムが、それらの点を接続する経路を作成して記憶し、その経路をＭＣＭディスプレイ上に表示する。通常、この経路は、脳腫瘍を正常な脳組織から分離する境界に対応する。次いで、神経外科処置中に、ＭＣＭコンピュータ・システムは、ＭＣＭディスプレイ上に診断画像データおよび経路を表示する。次に、ＭＣＭは、外科医の入力に応答して、神経手術用顕微鏡を移動させ、経路に沿った点にオートフォーカスさせる。外科医は、ＭＣＭ外科医インタフェースを通じて入力を与え、ＭＣＭに神経手術用顕微鏡を移動させ、ＭＣＭディスプレイによって示された選択された位置にオートフォーカスさせることもできる。良く知られているように、ＭＣＭは、電気焼灼装置や、神経手術用顕微鏡と調和されたレーザ装置などの手術器具を移動させ、そのような手術器具の有効作用位置が神経手術用顕微鏡のオートフォーカス視野内に入るようにすることもできる。その結果、神経外科医は診断画像データをガイドとして使用し、患者の脳の一部を見て、（ａ）脳のその部分内のある領域上に神経手術用顕微鏡をオートフォーカスさせ、（ｂ）手術器具を使用できるようにその領域へ移動するようＭＣＭに命令する。次いで、神経外科医は、位置決めに満足した場合は、外科器具を活動化させ、たとえば組織を切断することができる。
【０００５】
周知の方法によれば、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データは、原点が、患者の頭部上または頭部中の識別可能な位置に対して再現可能に配置され、軸が、患者の頭部上または頭部中の軸の識別可能な向きに対して再現可能に配向される座標系に基づくものである。たとえば、患者の頭部は通常、（ａ）特定の骨構造の識別可能な位置または器具自体の識別可能な位置の再現可能な位置と、（ｂ）器具自体に含まれる識別可能な軸の向きを与える器具内に配置される。
【０００６】
周知の方法によれば、神経外科処置が始まる前に、前述の識別可能な位置および識別可能な軸を基準にして、ＭＣＭの座標系が、診断画像データの座標系に一致するように設定される。この場合、神経外科医は、ＭＣＭを使用して、器具のそれぞれの基準点が、顕微鏡の視野の中心に見えるように神経手術用顕微鏡を位置決めする。次いで、基準点の軸方向位置が、顕微鏡のオートフォーカス・システムによって合焦される。次いで、器具のそれぞれの基準点のＭＣＭ座標が、ＭＣＭコンピュータ・システムに位置ベクトルとして記憶される。この手順は、三次元体の空間中の三次元位置および配向を記述するには三次元体の少なくとも３つの点（すべての点が１本の線上にあるとは限らない）の位置が必要なので、少なくとも３回繰り返される。患者、したがって器具の座標系は、ある精度内で、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データの座標系と同じである。その座標系内では、それらの基準点の座標は、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データ・セットに記憶されているベクトルとしてＭＣＭコンピュータ・システムに認識される。当業者に良く知られているように、ＭＣＭ座標系内の基準点の位置ベクトルを患者／診断画像データ座標系のそれぞれの位置ベクトルに変換する固有の線形変換が存在する。
【０００７】
神経手術用顕微鏡を通じて見える脳構造の位置と、診断画像データから与えられる脳構造の位置との対応の精度が数ミリメートル程度に過ぎないという問題が存在する。この不確かさは主として、神経外科処置の始めに頭蓋骨が開かれ脳圧が解放されたときの脳の移動によって生じる。しかし、数ミリメートル程度の精度は、血管または神経が、神経外科医が脳組織を除去するための経路の近く、あるいはそのような経路の下方にある位置での損傷を回避するには不十分である。
【０００８】
上記に照らして、ＭＣＭが患者の脳内の血管および神経をサブミリメートル分解能で見つけることができるようにするために神経外科処置中に使用できる方法および装置が必要である。
【０００９】
また、多くの神経外科処置では、腫瘍組織を除去する必要がある。神経外科処置を成功させるには、血管や、重要な脳組織や、神経を損傷せずに腫瘍組織を完全に除去することが重要である。腫瘍組織と正常な脳組織との間の代謝差を利用しようとすることによって腫瘍組織と正常な脳組織を区別する技法が開発されている。たとえば、腫瘍組織の代謝によって、腫瘍組織は、周囲の正常な脳組織よりも低い酸素圧を有する。そのような従来技術の技法によれば、全血液に注入されたリン光プローブのリン光減衰時間を測定することによって、脳組織の酸化が測定される。この技法は、Ｄａｖｉｄ Ｆ．ＷｉｌｓｏｎおよびＧｅｏｒｇｅ Ｃｅｒｎｉｇｌｉａ著「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｕｍｏｒｓ ａｎｄ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｈｅｉｒ Ｓｔａｔｅ ｏｆ Ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ ｂｙ Ｐｈｏｓｐｈｏｒｅｓｃｅｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」（Ｃａｎｃｅｒ Ｒｅｓｅａｒｃｈ、第５２巻、１９９２年７月１５日、３９８８ページないし３９９３ページ）と題する論文で開示されている。開示された光学技法の欠点は、光学検出が腫瘍組織の表面しかアクセスできず、その結果、開示された光学技法が表面の下方の腫瘍組織に関する情報を与えないことである。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
上記に照らして、脳組織の酸化を三次元でマップし、腫瘍組織と正常な脳組織をサブミリメートル分解能で区別する方法および装置が必要である。本発明はそれを実現することを課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明の１実施態様は、多座標マニピュレータ（「ＭＣＭ」）が患者の脳内の血管および神経をサブミリメートル分解能で見つけることができるようにするために神経外科処置中に使用できる方法および装置を提供する。本発明の実施態様は、脳組織の酸化を三次元でマップし、腫瘍組織と正常な脳組織をサブミリメートル分解能で区別する方法および装置も提供する。
【００１２】
具体的には、本発明の実施態様は、（ａ）手術用顕微鏡と、（ｂ）（ｉ）手術用顕微鏡を移動させ向きを整え、（ii）診断画像データを記憶し、（iii)手術用顕微鏡をオートフォーカスさせるＭＣＭシステムと、（ｃ）（ｉ）ＭＣＭシステムからの入力に応答してＯＣＴ装置からの光出力を用いて物体を走査し、（ii）物体からの光出力の反射に応答してＯＣＴ走査データを生成し、（iii)ＯＣＴ走査データを分析のためにＭＣＭシステムへ伝送する走査装置を含む光干渉性断層撮影（「ＯＣＴ」）装置とを備える、物体上で外科処置を実行する際に使用できる外科装置である。
【００１３】
【発明の実施の形態】
理解を容易にするために、様々な図中の同じ構成要素は、同じ参照符号で示されている。
図１は、神経手術用顕微鏡１００と、コンピュータ・システム５００（「ＭＣＭコンピュータ・システム５００」）および外科医／マシン・インタフェース６１０（「ＭＣＭ外科医インタフェース６１０」）と結合された多座標マニピュレータ（「ＭＣＭ」）６００と、光干渉性断層撮影生成装置および分析器４００（「ＯＣＴ生成装置および分析器４００」）と、ビデオ・モニタ２１０とを備える本発明の実施形態２０００のブロック図を示す。
【００１４】
図１に示したように、神経手術用顕微鏡１００は、神経外科処置中に患者の脳１０００の一部に合焦するために長い動作距離（〜２００ｍｍ）を有する対物レンズ１１０を含む。ビームコンバイナ１２０（図１ではビームスプリッタとして示されているが、当業者には、ビームコンバイナ１２０が、たとえばプリズムなどいくつかの他の方法で具現化できることが明らかであろう）は、（照明経路３００から出力される）照明放射３４０および（ＯＣＴ横断スキャナから出力される）ＯＣＴビーム４３０を対物レンズ１１０の方へ送る。図１に示したように、神経手術用顕微鏡１００はさらに、特定の神経外科処置を実施するのに適した倍率を与えるように設定される光学倍率チェンジャ１３０を含む。良く知られているように、光学倍率チェンジャ１３０は通常、たとえば５Ｘ、１２Ｘ、２０Ｘなど様々な倍率を与えるためにドラム上に構成されたいくつかのレンズ群を含む。光学倍率チェンジャ１３０に当たる放射は主として、脳１０００の一部から反射された照明放射であり、ほぼコリメートされる。
【００１５】
神経手術用顕微鏡１００はさらに、（ａ）リレー・レンズ１４０と内部集束レンズ１５０とを含む。リレー・レンズ１４０は、光学倍率チェンジャ１３０から出力されたコリメートされた放射を得て、脳１０００の一部の中間画像を形成し、内部集束レンズ１５０は、リレー・レンズ１４０によって形成された脳１０００の一部の中間画像を得て、コリメートされたビームを与える。ＭＣＭコンピュータ・システム５００からオートフォーカス・モータ２２０へ送られるオートフォーカス信号は、内部集束レンズ１５０を視野経路５５０に沿って上下に移動させ、内部集束調整のための機構を形成する。図１に示した神経手術用顕微鏡１００の実施形態は、オートフォーカス・モータ２２０と内部集束レンズ１５０によってオートフォーカシングが行われることを示しているが、これは本発明の理解を容易にするために行われるに過ぎない。実際は、引用によって本明細書に組み込まれた米国特許第５２８８９８７号に示されたようなオートフォーカス装置が使用される。米国特許第５２８８９８７号で開示されたオートフォーカシング装置によれば、オートフォーカス・モータは内部集束レンズ１５０や対物レンズ１１０などのレンズを移動させることができる。さらに、本発明の実施形態を作製するために使用されるオートフォーカシング装置は、脳組織１０００などの組織から対物レンズ１１０までの距離をＭＣＭコンピュータ・システム５００に与える。
【００１６】
放射は、内部集束レンズ１５０を通過した後コリメートされ、ビームスプリッタ１６０は、コリメートされた放射の一部をビデオ・レンズ１９０に結合する。ビデオ・レンズ１９０からの出力はＣＣＤカメラ２００に入射し、ビデオ・モニタ２１０の画面の少なくとも一部上にビデオ画像が形成される。当業者には容易に理解できるように、単一のＣＣＤカメラの使用が示されているが、２つのビームスプリッタ、すなわちビームスプリッタ１６０と、同様に配置されたビームスプリッタを使用して、２台のＣＣＤカメラを通じて立体視野を与えることによって実施形態を作製することは本発明の趣旨の範囲内である。
【００１７】
最後に、チューブ・レンズ１７０は、ビームスプリッタ１６０を通過したコリメートされた放射を接眼レンズ１８０の物体平面に合焦させる。接眼レンズ１８０は次いで、コリメートされた出力を与え、この出力は観察者の目によって合焦される。前述の視野経路５５０は両眼用なので立体視野を得ることができる。
【００１８】
図１に示したように、照明経路３００は、（ａ）白熱光源３１０と、（ｂ）光源３１０から出力された放射を収集する集光レンズ３２０と、（ｃ）対物レンズ１１０の入射ひとみに白熱光源３１０のフィラメントを満たす画像レンズ３３０を含む。ビームコンバイナ３５０は、ＯＣＴ横断スキャナ４２０から出力されたＯＣＴビーム４３０を（照明経路３００から出力された）照明放射３４０と組み合わされる。好ましい実施形態では、ビームコンバイナ３５０はコールド・ミラー・ビームスプリッタ、すなわちより低い波長、たとえば約７００ｎｍよりも低い波長で放射を反射させ、より高い波長、たとえば約７００ｎｍよりも高い波長で放射を透過させる鏡である。
【００１９】
図２および３は、ＯＣＴ横断スキャナ４２０の第１および第２の実施形態の絵画図を示す。図２に示したように、レンズ４７０は、ＯＣＴ生成装置および分析器４００のファイバ２５０から点源として出力されたＯＣＴ放射４１０をコリメートする（ＯＣＴ生成装置および分析器４００の実施形態を図４に示し下記で詳しく説明する）。さらに、レンズ４７０は、コリメートされた放射を走査鏡４５０および４６０の方へ送る。走査鏡４５０および４６０は、直交するように取り付けられ検流計によって駆動される走査鏡であり、一対の走査モータ（図示せず）上に取り付けられる。走査モータは、ＭＣＭコンピュータ・システム５００の制御下で動作する。たとえばコンピュータ・システムによって走査モータ４５０および４６０を制御する方法は、当業者に良く知られている。図２に示した実施形態では、走査鏡４５０および４６０は、図１の対物レンズ１１０のバック・フォーカスの近くに配置される。対物レンズ１１０のバック・フォーカスは、走査鏡４５０および４６０の近くに配置されるので、ＯＣＴビーム４３０の主光源は、物体空間、すなわち対物レンズ１１０と脳１０００との間の領域の光軸に平行である。
【００２０】
図３に示したように、リレー・レンズ４８０は、ＯＣＴ生成装置および分析器４００（ＯＣＴ生成装置および分析器４００の実施形態を図４に示し下記で詳しく説明する）のファイバ２５０からの点源として出力されるＯＣＴ放射４１０を中間画像へ送る。図３に示したように、中間画像は、走査鏡４５０と走査鏡４６０との間に配置され、走査鏡４５０および４６０は、走査レンズ４９０のバック・フォーカスの非常に近くに配置される。この実施形態における走査鏡４５０および４６０と脳１０００との間のＯＣＴビームの主光線は、リレー空間、すなわち走査レンズ４９０と対物レンズ１１０との間の空間内で平行であり、主光線は、対物レンズ１１０の光軸の近くで合焦される。走査鏡４５０および４６０は、直交するように取り付けられ検流計によって駆動される走査鏡であり、一対の走査モータ（図示せず）上に取り付けられる。走査モータは、ＭＣＭコンピュータ・システム５００の制御下で動作する。たとえば、コンピュータ・システムによって走査モータ４５０および４６０を制御する方法は、当業者に良く知られている。
【００２１】
図４は、ＯＣＴ生成装置および分析器４００の光ファイバ実施形態を示す。図４に示したように、ＯＣＴ生成装置および分析器４００は、３つのＣＷ放射源７００、７１０、７１５を含み、これらのＣＷ放射源はそれぞれ、たとえば超発光発光ダイオードである。発光ダイオード７００は、好ましくは８００ｎｍを超える波長で（好ましくは約８３０ｎｍの波長で）動作し、発光ダイオード７１０は、好ましくは８００ｎｍよりも低い波長で（好ましくは約７５０ｎｍの波長で）動作し、発光ダイオード７１５は、好ましくは約８００ｎｍの波長で動作する。発光ダイオード７００、７１０、７１５からの放射は光ファイバ・カプラ７２０によって組み合わされ、組み合わされた放射はファイバ７３０内を伝搬する。光ファイバ７３０内を伝搬する組み合わされた放射は、カプラ７４０（たとえば、光ファイバ・カプラ）によって２条のビームに分離され、そのため、カプラ７４０からの出力はそれぞれ、単一モード・ファイバ２５０およびファイバ７５０に結合される。ファイバ７５０からの出力はレンズ７８０によって基準リフレクタ７９０上に撮像され、ファイバ２５０からの出力はＯＣＴ横断スキャナ４２０へ送られる。当技術分野で良く知られているように、基準リフレクタ７９０は、ほぼ平坦なリフレクタ、コーナー・キューブなどを制限なしに含め、いくつかの方法で具体化することができる。
【００２２】
上記で図１に関して論じたように、ＯＣＴ横断スキャナ４２０からの出力は、ビームコンバイナ１２０および対物レンズ１１０によって送られ脳１０００に当たる。次いで、そのような放射の少なくとも一部が、脳１０００から反射され、再びファイバ２５０内に結合される。次に、脳１０００から反射された放射が、カプラ７４０により、基準リフレクタ７９０から反射された放射と重ね合わされ、ファイバ７５０に戻して結合される。次に、カプラ７４０から出力された重畳された放射が、ファイバ８００内に結合される。次に、ファイバ８００内に結合された放射が、二色ビームスプリッタ８０５（たとえば、二色ファイバ・カプラ）によってファイバ８１０、８１５、８２０に分離される。約８３０ｎｍの波長を有する放射はファイバ８１０内に結合され、約７５０ｎｍの波長を有する放射はファイバ８２０内に結合され、約８００ｎｍの波長を有する放射はファイバ８１５内に結合される。次に、ファイバ８１０内の放射が検出器８３０によって検出され、ファイバ８１５内の放射が検出器８３５によって検出され、ファイバ８２０内の放射が検出器８４０によって検出される。次に、３つの別々の電子回路は、検出器信号を処理して、各波長領域に対応するＯＣＴ走査データを生成する。知られているように、光路差が、対応する放射源のコヒーレンス長よりも小さい場合、各波長ごとに、脳１０００から反射された放射と、基準リフレクタ７９０から反射された放射が干渉する。基準リフレクタ７９０は、当業者に良く知られている手段（図示せず）によってほぼ一定の速度で移動され、基準リフレクタ７９０の位置は、当業者に良く知られている手段によってＭＣＭコンピュータ・システム５００によって判定される。その結果、干渉はそれぞれ、各光検出器８３０、８３５、８４０から出力される検出器信号の周期変動として検出される。各検出器信号の周期変動は、基準リフレクタ７９０をほぼ一定速度で移動させることによって導入されるドップラー・シフト周波数に等しい周波数を有する。光検出器８３０からの出力は、復調器８５０によって復調され、復調器８５０からの復調出力はアナログ・ディジタル変換器８６０（Ａ／Ｄ８６０）によってディジタル信号に変換され、Ａ／Ｄ８６０からの出力は分析のためにＭＣＭコンピュータ・システム５００への入力として印加される。光検出器８３５からの出力は復調器８３７によって復調され、復調器８３７からの復調出力はアナログ・ディジタル変換器８３９（Ａ／Ｄ８３９）によってディジタル信号に変換され、Ａ／Ｄ８３９からの出力は分析のためにＭＣＭコンピュータ・システム５００への入力として印加される。同様に、光検出器８４０からの出力は復調器８７０によって復調され、復調器８７０からの復調出力はアナログ・ディジタル変換器８８０（Ａ／Ｄ８８０）によってディジタル信号に変換され、Ａ／Ｄ８８０からの出力は分析のためにＭＣＭコンピュータ・システム５００への入力として印加される。干渉信号は、脳１０００から反射される放射と基準リフレクタ７９０から反射される放射との間の光路差が、それぞれの光源のコヒーレンス長よりも大きくなった直後に消滅する。下記で詳しく説明するように、本発明の一実施形態によれば、３つの放射源によって生成された画像を使用して正常な脳組織と腫瘍組織が区別される。当業者には、発光ダイオード７００、７１０、７１５のうちの１つの発光ダイオードのみを使用する本発明の実施形態を作製できることが容易に理解されよう。そのような実施形態はたとえば、発光ダイオード７１０および７１５、光ファイバ・カプラ７２０、二色ファイバ・カプラ８０５、検出器８３５および８４０、復調器８３７および８７０、Ａ／Ｄ８３９および８８０をなくすことによって作製される。さらに、当業者には、前述の機能を達成するために図４に示した実施形態において多数の変形を行うことができることが理解されよう。たとえば、制限なしに、前述のカプラ、ファイバ、復調器、Ａ／Ｄ変換器などの等価実施形態が良く知られている。
【００２３】
図１のＭＣＭ６００は、当技術分野で良く知られている方式で神経手術用顕微鏡１００と相互接続され、ＭＣＭ６００はＭＣＭコンピュータ・システム５００の指示の下で、やはり当技術分野で良く知られている方式で神経手術用顕微鏡１００を駆動する。しかし、本発明によるＭＣＭコンピュータ・システム５００は、従来型のＭＣＭコンピュータ・システムと比べて改良されており、（ａ）ＯＣＴ生成装置および分析器４００およびＯＣＴ横断スキャナ４２０と相互作用し、（ｂ）ＯＣＴ走査データを使用してＭＣＭ６００と神経手術用顕微鏡１００との間の相互作用および調和を高める。この改良を詳細に説明する前に、下記で、背景、および本発明をより容易に理解するための基礎として働く、ＭＣＭ６００と神経手術用顕微鏡１００との間の相互作用の従来型の態様について説明する。
【００２４】
良く知られているように、ＭＣＭ６００はロボット・システムであり、ＭＣＭコンピュータ・システム５００から受け取ったコマンドに応答して動作する。通常の実施形態では、ＭＣＭ６００は、ＭＣＭコンピュータ・システム５００からの信号に応答してＭＣＭ６００の３本の主軸を駆動する３つのモータを有する。ＭＣＭ６００は、この３本の主軸を駆動し、神経手術用顕微鏡１００を三次元、たとえば（ｘ、ｙ、ｚ）軸に沿って位置決めすることができる。また、神経手術用顕微鏡１００は、顕微鏡の３本の軸がＭＣＭコンピュータ・システム５００からの入力に応答して３つの独立のモータによって駆動されるように取り付けられる。外科医は、ＭＣＭ外科医インタフェース６１０を通じてＭＣＭコンピュータ・システム５００にコマンドを入力することによって、神経手術用顕微鏡１００の位置および向きを変更することができる。通常の実施形態では、神経手術用顕微鏡１００の３本の回転軸は、神経手術用顕微鏡１００の回転の中心が顕微鏡の焦点面の中心になるように配置される。
【００２５】
良く知られているように、ＭＣＭコンピュータ・システム５００はＭＣＭ６００へ信号を送り、モータ２２０をオートフォーカスさせる。そのような信号に応答して、（ａ）ＭＣＭ６００は、特定の方向に沿って脳１０００の選択された部分に合焦するように神経手術用顕微鏡１００を移動させ、配向させ、オートフォーカスさせる。周知の技法によれば、脳１０００の選択される部分および向きは、（ａ）神経外科処置の前に神経外科医などの外科医によって指定し、脳１０００の選択された部分の座標および視野の向きをＭＣＭコンピュータ・システム５００に記憶することも、あるいは（ｂ）神経外科処置中の外科医によって指定することもできる。良く知られているように、神経外科医は、ＭＣＭ外科医インタフェース６１０を使用してＭＣＭコンピュータ・システム５００に情報を入力することによって、神経手術用顕微鏡１００を移動させ配向させ所望の位置に合焦させるようＭＣＭ６００に指示することができる。たとえば、好ましい実施形態では、ＭＣＭ外科医インタフェース６１０はライト・ペンであり、たとえばビデオ・モニタ２１０の画面上に表示された画像データ上の位置を示すために使用される。また、良く知られているように、神経外科医は、ライト・ペンを用いていくつかの点を強調表示することによって線または境界を指定することができる。これに応答して、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、強調表示された点を通過する線を生成し、ビデオ・モニタ２１０の画面上の線として表示されるデータをビデオ・モニタ２１０へ送る。
【００２６】
良く知られているように、診断画像データ、たとえばＸ線コンピュータ断層撮影（「ＣＴ」）または核磁気共鳴（「ＮＭＲ」）、あるいはその両方によって生成される診断画像データがＭＣＭコンピュータ・システム５００に記憶される。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、そのような診断画像データをビデオ・モニタ２１０の画面の少なくとも一部上に表示できるようにビデオ・モニタ２１０へ送る。たとえば、ビデオ・モニタ２１０は、神経手術用顕微鏡１００を通じて見られる脳１０００の一部の光学画像と、脳１０００のこの部分の診断画像をビデオ・モニタ２１０の画面上に同時に（並べて、あるいは互いに重ねて）表示することができる。また、周知の技法によれば、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、記憶されている経路または境界、あるいはその両方を、たとえばビデオ・モニタ２１０の画面上に表示される診断画像データのオーバレイとして表示できるようにビデオ・モニタ２１０へ送ることができる。
【００２７】
良く知られているように、診断画像データは、原点が、患者の脳１０００上または脳内の識別可能な位置に対して再現可能に配置され、軸が、患者の脳１０００上または脳内の軸の識別可能な向きに対して再現可能に配向される座標系に基づくものである。たとえば、患者の頭部は通常、（ａ）特定の骨構造の識別可能な位置または器具自体の識別可能な位置の再現可能な位置と、（ｂ）器具自体に含まれる識別可能な軸の向きを与える器具内に配置される。
【００２８】
周知の方法によれば、神経外科処置が始まる前に、前述の識別可能な位置および識別可能な軸を基準にして、ＭＣＭ６００の座標系が、診断画像データの座標系に一致するようになされる。この場合、神経外科医は、ＭＣＭ６００を使用して、器具のそれぞれの基準点が、顕微鏡１００の視野の中心に見えるように神経手術用顕微鏡１００を位置決めする。顕微鏡１００のオートフォーカス・システムによって軸方向位置が合焦される。ＭＣＭ外科医インタフェース６１０を通じたコマンド入力に応答して、器具のそれぞれの基準点のＭＣＭ座標が、ＭＣＭコンピュータ・システム５００に位置ベクトルとして記憶される。この手順は、三次元体の空間中の三次元位置および配向を記述するには三次元体の少なくとも３つの点（すべての点が１本の線上にあるとは限らない）の位置が必要なので、少なくとも３回繰り返される。患者、したがって器具の座標系は、ある精度内で、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データの座標系と同じである。その座標系内では、それらの基準点の座標は、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データ・セットに記憶されているベクトルとしてＭＣＭコンピュータ・システム５００に認識される。当業者に良く知られているように、ＭＣＭ座標系内の基準点の位置ベクトルを患者／診断画像データ座標系のそれぞれの位置ベクトルに変換する固有の線形変換が存在する。
【００２９】
次に、ＭＣＭコンピュータ・システム５００が、本発明によってＯＣＴ走査データを与えるようにＯＣＴ生成装置および分析器４００およびＯＣＴ横断スキャナ４２０を制御する方法を説明する。当業者には、ＯＣＴ生成装置および分析器４００またはＯＣＴ横断スキャナ４２０、あるいはその両方をＭＣＭコンピュータ・システム５００によって制御する必要はないことが明らかであろう。具体的には、ＭＣＭコンピュータ・システム５００へ情報を送り、ＭＣＭコンピュータ・システム５００からコマンドを受け取るプロセッサなどの別の装置によってそれらを制御することは本発明の範囲内である。しかし、ＭＣＭコンピュータ・システム５００を使用して所望の制御を達成することが好ましい。もちろん、当業者には、ＭＣＭコンピュータ・システム５００自体を１つまたは複数のプロセッサで構成できることも明らかであろう。
【００３０】
図１に示したように、ＯＣＴ生成装置および分析器４００は、ＭＣＭコンピュータ・システム５００の制御下で光ファイバ２５０からＯＣＴビーム４１０を出力する。ＯＣＴ生成装置および分析器４００の実施形態は、図４に示されており、上記で詳しく説明した。前述のように、光ファイバ２５０から出力されたＯＣＴビーム４１０は、ＭＣＭコンピュータ・システム５００の制御下でＯＣＴ横断スキャナ４２０によって横断方向に走査される。ＯＣＴ横断スキャナ４２０の実施形態は、図２および３に示されており、上記で詳しく説明した。横断方向は、神経手術用顕微鏡１００の軸方向（神経手術用顕微鏡１００の軸方向は、対物レンズ１１０の光軸に平行である）に垂直な平面（横断平面と呼ばれる）にある。図１に示したように、ＯＣＴ横断スキャナ４２０が神経手術用顕微鏡１００に内部結合されているので、横断平面内の（ｘ、ｙ）座標が神経手術用顕微鏡１００に認識される。
【００３１】
図４に示したように、ＯＣＴ生成装置および分析器４００は、神経手術用顕微鏡１００の軸方向（ｚ軸と呼ばれる）に平行な方向に沿った様々な値に対応する脳１０００の様々な深さにある組織から反射された放射から得られる信号を与えるためにほぼ一定の速度で移動する基準リフレクタ７９０を備える。具体的には、基準リフレクタ７９０が数ミリメートル程度の距離にわたって移動すると、神経手術用顕微鏡１００の物体空間内の内部集束レンズ１５０の集束画像に対応する（ｚ軸に沿った）距離にわたる組織深さから反射されたＯＣＴ走査放射が受け取られる。基準リフレクタ７９０の零点としては、結果として得られるｚ座標が対物レンズ１１０から物体平面までの公称距離または所定の距離に対応するような零点が選択される。
【００３２】
したがって、前述のように、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、下記で詳しく説明する方式でＯＣＴ横断スキャナ４２０を制御することによって横断平面内のＯＣＴビーム４３０の（ｘ、ｙ）座標を制御し記録する。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、基準リフレクタ７９０の位置を制御し記録することによって、ＯＣＴ走査放射が組織から反射される深さ、すなわちそのｚ座標を制御し記録する。その結果、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、神経手術用顕微鏡１００をオートフォーカスさせるために使用される（ｘ、ｙ、ｚ）座標に対するＯＣＴビーム４３０の（ｘ、ｙ、ｚ）座標を制御し記録する。
【００３３】
本発明の一実施形態では、図２および３に示した走査鏡４５０および４６０はそれぞれ、当業者に良く知られている方式でのこぎり波電圧関数を用いて駆動される。それぞれの駆動電圧の位相および周波数が等しいとき、横断平面内の結果として得られる走査パターンは直線である。走査鏡４５０および４６０によって生成されるそのような直線走査が、基準リフレクタ７９０の移動によって生成される脳１０００内の前後方向走査と組み合わされると、前後方向ＯＣＴ走査平面と呼ばれる平面内でＯＣＴ走査が行われる。当然のことながら、ｚ軸は前後方向ＯＣＴ走査平面に存在する。言い換えれば、走査鏡４５０および４６０は、直線横断ＯＣＴ走査を生成し、直線横断ＯＣＴ走査の所定の点で、ｚ軸に沿ったＯＣＴ放射の経路内のすべての散乱体から反射されたＯＣＴ放射が、光路長が周期的に変化し、かつ光路長が正確に分かる基準経路からの放射と比較される。前述のように、ＯＣＴ出力信号は、脳１０００内の組織から反射されたＯＣＴ放射の光路長が、ＯＣＴ放射時間コヒーレンス長まで基準経路の光路長に等しいときにしか生成されない。本発明によれば、直線横断走査の所定の各点で、ｚ軸に沿った脳１０００の深さの関数として、反射されたＯＣＴ放射に関する振幅情報が得られる。したがって、ＯＣＴ走査後、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、前後方向走査平面全体にわたる振幅情報を含むデータを収集している。
【００３４】
本発明によれば、たとえば、直線走査の向き、したがって前後方向ＯＣＴ走査平面の向きが変化するように、当業者に良く知られている方式で、走査鏡４５０および４６０を駆動するために印加される各のこぎり電圧関数の振幅を変化させることにより、直線横断ＯＣＴ走査の方向を所定の量だけ回転させることによって、ある体積の脳１０００に関するＯＣＴ走査データが得られる。直線走査の向き、したがって前後方向ＯＣＴ走査平面の向きは、各のこぎり電圧関数の振幅の比によって判定される。したがって、本発明によれば、各のこぎり電圧関数の振幅の比を変化させることによって前後方向ＯＣＴ走査平面を回転させることができる（ｚ軸は回転軸である）。本発明のこの実施形態によれば、前後方向ＯＣＴ走査平面が回転されｚ軸の周りの様々な前後方向平面内のＯＣＴ走査データが与えられ、様々な前後方向ＯＣＴ走査から受け取ったデータがＭＣＭコンピータ・システム５００によって組み合わされ、多数の前後方向ＯＣＴ走査平面でカバーされる体積内の三次元（「３Ｄ」）ＯＣＴ走査データが与えられる。言い換えれば、直線横断ＯＣＴ走査の方向が、前述の方式で所定の量だけ回転され、回転された位置にある平面に関するデータが収集され、平面が再び回転され、この体積に関するデータが収集されるまで以下同様である。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、そのような３Ｄデータを使用して、横断平面や前後方向平面だけでなく、３Ｄ体積内の様々な向きを有する平面に対応するＯＣＴ走査データを与えることができ、そのような平面に対応する画像をビデオ・モニタ２１０上に表示することができる。
【００３５】
本発明の他の実施形態では、前述ののこぎり電圧関数の位相は、ある領域をカバーする横断平面内で走査を行うように当業者に良く知られている方式で個別に調整することができる。これをＯＣＴラスタ走査と呼ぶ。この実施形態では、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、ＯＣＴ放射に横断平面内のＯＣＴラスタ走査の様々な（ｘ、ｙ）座標で前後方向走査を行わせるように基準リフレクタ７９０を制御する。これによって、様々なｚ値、すなわち様々な深さで得られた脳１０００内のスライス（様々な横断平面）に関するＯＣＴ走査データが与えられる。当業者には容易に理解できるように、最も深いスライスは、検出可能な信号を与えるのに十分なＯＣＴ放射透過が行われる深さで得られる。ＯＣＴラスタ走査時に、ＯＣＴ生成装置および分析器４００は、（ａ）反射されたＯＣＴ走査データを検出して検出信号を生成し、（ｂ）検出信号を分析してＯＣＴ走査データを分析し、（ｃ）ＯＣＴ走査データをＭＣＭコンピュータ・システム５００へ送る。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、基準リフレクタ７９０の所定の位置でのＯＣＴ走査データを分析する。基準リフレクタ７９０の所定の位置は、対物レンズ１１０から様々な横断平面までの距離、すなわち、様々な横断平面のｚ座標を求めるために使用される。したがって、当業者にはこのことから容易に理解できるように、ＯＣＴ生成装置および分析器４００から出力されたＯＣＴ走査データはＭＣＭコンピュータ・システム５００によって分析され、ＯＣＴ装置から与えられる分解能、すなわち１０ミクロンないし２０ミクロンの範囲の分解能で、脳１０００内の様々な深さでの脳組織のいくつかの断面の画像が与えられる。さらに、様々なＯＣＴラスタ走査から受け取ったデータはＭＣＭコンピュータ・システム５００によって組み合わされ、多数のＯＣＴラスタ走査平面でカバーされる体積内の３ＤＯＣＴ走査データが与えられる。前述のように、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、そのような３Ｄデータを使用して、３Ｄ体積内の様々な向きを有する平面に対応するＯＣＴ走査データを与えることができ、そのような平面に対応する画像をビデオ・モニタ２１０上に表示することができる。
【００３６】
本発明によれば、下記で詳しく説明するように、ＯＣＴ走査データは本発明のいくつかの異なる方法で使用される。
【００３７】
本発明によるＯＣＴ走査データを使用する第１の方法では、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、ＯＣＴ走査データの１つまたは複数の画像をビデオ・モニタ２１０の画面の少なくとも一部上に表示できるようにビデオ・モニタ２１０へ送る。ＭＣＭ外科医インタフェース６１０を介して受け取った外科医からの入力によって平面の角度または向きを決定することも、あるいは神経外科医が調べる方向の横断平面（すなわち、対物レンズ１１０の光軸に垂直な平面）のうちの１つをデフォルト平面とすることもできる。たとえば、脳１０００の３ＤＯＣＴ走査データから生成される特定の平面の画像は、特定の方向に沿った特定の深さでの脳１０００の断面を与える。脳１０００内の様々な構造のそれぞれの異なる後方散乱特性のために、ＯＣＴ走査データから生成される画像、たとえばＯＣＴラスタ走査によって与えられる断面は、神経外科医が、脳組織によって隠された神経および血管を見つけ、あるいは脳腫瘍を見つける助けとなる。さらに、神経外科医は、上記でＣＴ／ＮＭＲ診断画像データに関して説明したのと同様にＭＣＭ外科医インタフェース６１０を使用し、すなわちＭＣＭコンピュータ・システム５００に、ある境界に沿ったいくつかの点のオペレータ入力からその境界を生成させて様々な構造の輪郭を描くことによって、ＯＣＴ走査データから与えられる画像中の様々な構造を識別することができる。さらに、周囲の組織とは十分に異なるコントラストを有する構造の場合、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、それぞれの異なる強度の領域間の境界を検出するための、当技術分野で良く知られている分析技法を使用することによって境界を作成することができる。さらに、神経外科医は、ＭＣＭ６００に、ＭＣＭ外科医インタフェース６１０からの入力に応答して構造の表示された境界に沿った様々な位置へ移動させ、かつその境界に沿って組織を切断するためにレーザ装置や電気焼灼装置などの手術器具を移動させ神経手術用顕微鏡１００の焦点に保持させることができる。
【００３８】
本発明によるＯＣＴ走査データを使用する第２の方法では、ＯＣＴ走査データを分析することによって与えられる脳１０００の断面の画像が、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データなど記憶されている診断画像データと相関付けられ、診断画像データの分解能が向上する。良く知られているように、外科処置時に、ＭＣＭ６００が神経手術用顕微鏡１００を連続的に回転させ並進させると、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、ＭＣＭ６００の回転座標および並進座標に従って、記憶されているＣＴ／ＮＭＲ診断画像データの三次元（「３Ｄ」）データセットを連続的に回転させ並進させる。この間に、本発明によって神経手術用顕微鏡１００が回転し並進すると、ＯＣＴ走査データが連続的に得られる。前述のように、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データは、脳１０００内の組織のそれぞれの座標に対応し、その場合の精度は数ミリメートル程度に過ぎない。そのため、ＯＣＴ走査データとＣＴ／ＮＭＲ診断画像データとの間には、やはり数ミリメートル程度の回転・並進オフセットがある。本発明によれば、下記で詳しく説明する相関付け手順時に、ＯＣＴ走査データとＣＴ／ＮＭＲ診断画像データの相関関数が最大になるようにＣＴ／ＮＭＲ診断画像データがさらに回転され並進される。最大の相関を与える向きおよび位置で、脳１０００の真の位置がＭＣＭコンピュータ・システム５００に認識される。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は次いで、ＣＴ／ＮＭＲ診断画像データを補正し、補正した診断画像データをたとえばビデオ・モニタ２１０上に表示する。
【００３９】
ＯＣＴ走査データと診断画像データとの間の相関付けは下記のように行われる。たとえば、パターン認識によって脳１０００内のフィーチャが見つけられる。使用されるパターン認識アルゴリズムは、任意の標準パターン認識アルゴリズムでよく、当業者には容易に理解されるように、使用される特定のパターン認識アルゴリズムは本発明の動作に重大なものではない。別法として、神経外科医が、ビデオ・モニタ２１０上に表示された診断画像データを見るときに、脳１０００内のフィーチャまたはフィーチャとして使用すべき特定の位置、あるいはその両方を指示することができる。神経外科医は、たとえばＭＣＭ外科医インタフェース６１０を使用することによってこの指示を行うことができる。次に、ＯＣＴ走査データ中のフィーチャの座標が、下記で詳しく説明する方式で求められ、診断画像データ中のフィーチャの座標が、下記で詳しく説明する方式で求められる。次に、下記で詳しく説明するように、これらの座標に関する２つのデータ・セット間で相関付けが行われる。最後に、相関付けの結果を使用して診断画像データの分解能が改善され、下記で詳しく説明する方式で神経手術用顕微鏡１００のオートフォーカスの位置が変更される。脳組織の散乱強度が高いのでＯＣＴ放射の脳組織への貫通深さは１ｍｍないし２ｍｍに過ぎないが、本発明によってＯＣＴ走査データを診断画像データとリンクすることによって診断画像データの分解能が向上する。最後に、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、ＯＣＴ走査データ（ＯＣＴ走査データは血管および神経を識別することも、あるいは適切に見つけることもできる）を診断画像データと組み合わせて、血液細胞および神経の補正された（あるいは新たに発見された）位置を示す単一の表示を与える。当然のことながら、神経外科医はたとえばライト・ペン入力により単一の表示を使用して、ＭＣＭ６００に血管または神経、あるいはその両方を回避する位置へ移動させることができる。
【００４０】
具体的には、前述の相関付け手順は下記のように行われる。
【００４１】
ステップ１：神経外科医は、診断画像データを使用して、神経外科処置の計画段階時に、ライト・ペンまたはその他のポインタ・デバイスを用いて、たとえば診断画像データの所定の断面（診断画像データの所定の断面は、所定の向きを有する平面内の画像を生成する１組の診断画像データである）内の重大なフィーチャを含む領域を識別することによって、計画されたチャネルの近くの神経や血管など患者の脳内の重大なフィーチャを識別する。通常、領域はたとえば、重大なフィーチャよりも大きな所定の寸法の円形領域を含む。重大なフィーチャは、本発明では診断画像データの所定の断面内の境界線によって区切られる。たとえば、本発明の一実施形態では、そのような境界線は、グレー値が診断画像データの断面の周囲の領域中の画素のグレー値とは異なる画素で構成された診断画像データの断面のある領域を囲む。そのような実施形態では、下記のようなしきい値アルゴリズムを使用して境界線を画定することができる。たとえば所定の半径を有し、ライト・ペンを使用して神経外科医によって指示された点に心合わせされた円形領域内の領域で、この領域内のすべての画素のグレー値が、あるグレー値を有する画素の数を示すヒストグラムとして分類される。当業者には容易に理解されるように、本発明によれば、所定の半径の寸法は、重大なフィーチャの通常の寸法に応じて異なる。さらに、ＭＣＭ外科医インターフェース６１０を使って入力を行うことにより、神経外科医が半径の大きさを変えることができる。さらに、使用される領域は、所定の寸法の辺を有する正方形であってよく、あるいは様々な他の形状を使用することができる。本発明のこの実施形態によれば、２種類のグレー値がある。重大なフィーチャ内の画素は、ヒストグラムにおいて、重大なフィーチャの外側の画素（グレー値２）とは異なるグレー値（グレー値１）でクラスタ化する。この実施形態によれば、たとえば（グレー値１−グレー値２）／２よりも大きなグレー値を有する画素は１に設定される。他の画素は０に設定される。これらのバイナリ・データおよび画素の座標は、下記のステップにおいてバイナリ診断画像データと呼ばれる独立のデータセットとして記憶される。
【００４２】
ステップ２：神経外科医は、ＯＣＴ走査データを使用して、神経外科処置時に、ライト・ペンまたはその他のポインタ・デバイスを用いてＯＣＴ走査画像内の重大なフィーチャを含む領域を識別することによってＯＣＴ走査画像の対応する断面内の重大なフィーチャを識別する。通常、領域はたとえば、重大なフィーチャよりも大きな所定の寸法の円形領域を含む。さらに、神経外科医は、たとえばＭＣＭ外科医インタフェース６１０を使用して、ＯＣＴ走査画像内の識別された重大なフィーチャを診断画像内の識別された重大なフィーチャに関連付ける。重大なフィーチャの散乱特性および吸収特性が著しく異なるので、重大なフィーチャ内のＯＣＴ断面内のＯＣＴ走査データの画素は、グレー値に関して、重大なフィーチャの周りの領域内のＯＣＴ断面内のＯＣＴ走査データの画素とは異なる。したがって、本発明によれば、診断画像データ内の重大なフィーチャ内の画素を識別するために上記のステップ１で説明したのと同じ分離手順を使用して、重大なフィーチャ内の画素を識別することができる。この結果、画素値が重大なフィーチャ内の画素の場合は１に等しく、重大なフィーチャの外側の画素の場合は０に等しい、バイナリ・データのバイナリＯＣＴ走査データセットおよび画素の座標が得られる。２つのデータセットにおける重大なフィーチャの関連付けを、バイナリ・データセットを作成する前に行うことも、あるいはバイナリ・データセットを作成した後にバイナリ画素値の並べられあるいは重ねられた画像を使用して行うこともできることは明らかである。
【００４３】
ステップ３：上記で説明したように、ＯＣＴ生成装置および分析器４００内のＯＣＴ横断スキャナ４２０および光学機器が神経手術用顕微鏡１００にしっかり取り付けられているので、ＯＣＴ走査データ内の画素の座標はＭＣＭコンピュータ・システム５００によって認識される。さらに上記に記載され、かつ良く知られているように、顕微鏡／ＭＣＭ座標は、診断画像データの座標系に変換することができる。本発明によれば、バイナリＯＣＴ走査データに対応するＯＣＴ走査データの座標は、診断画像座標系に変換される。そのため、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、断面に関する診断画像座標系におけるバイナリ診断データセットと、対応する断面に関する診断画像座標系におけるバイナＯＣＴ走査データセットとを有する。しかし、前述のように診断画像座標とＭＣＭ座標との間の不正確さは１ｍｍ程度なので、診断データセットの位置とＯＣＴ走査データセットの位置は異なる。本発明によれば、バイナリＯＣＴデータセットは、ステップ４に従って対応する断面においてバイナリ診断画像データセットと相関付けされる。
【００４４】
ステップ４：Ｍは、断面に関するバイナリ診断画像データセット・マトリックスであり、Ｎは、（診断座標系に変換された）対応する断面に関する変換済みバイナリＯＣＴ走査データセット・マトリックスである。各マトリックスの行列は、重大なフィーチャの領域を覆う画素の、各データセット中の画素値に対応する。たとえば、行はｘ方向に対応し、列はｙ方向に対応する。話を簡単にするために、両方のマトリックスがｎ＊ｎマトリックスであると仮定する。次いで、下記の手順によって相関関数が求められる。
１）Ｉ＝０，Ｊ＝０
２）Ａ（Ｉ，Ｊ）＝Σｏｖｅｒ（ｉ＝１→ｎ，ｊ＝１→ｎ）ｏｆ｛Ｍ（ｉ＋Ｉ，ｊ＋Ｊ）＊Ｎ（ｉ，ｊ）｝
３）Ｉ＝Ｉ＋１
４）ＩＦＩ＜ｎＧＯＴＯ２
５）Ｊ＝Ｊ＋１
６）ＩＦＪ＜ｎＧＯＴＯ２
【００４５】
この結果得られる相関関数Ａ（Ｉ，Ｊ）は、（Ｉ_max，Ｊ_max）によって与えられる（行、列）で最大値を有し、この最大値は、バイナリＯＣＴ走査データセットとバイナリ診断画像データセットとの間の最適フィットに対応する。診断画像データ画素間の距離ｓは分かっている。そのため、ＯＣＴ走査データと診断画像データとの間のオフセットはｘ方向ではｓ＊Ｉ_maxであり、ｙ方向ではｓ＊Ｊ_maxである。次いで、これらの変位値を使用して診断画像データが真の位置へシフトされる。
【００４６】
ステップ５：前述の手順によって、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、１つの断面内の診断画像データ座標を患者の真の座標にあてはめることができる。次いで、本発明によれば、診断画像データ座標をすべての３つの次元において患者の真の座標にあてはめるには、異なる向きを有する別の断面が必要である。たとえば、本発明の好ましい実施形態によれば、第２の断面は、第１の断面に対して直交する方向に配向された平面である。たとえば、第１の断面の平面をｘ−ｙ平面として指定する場合、第２の平面、すなわち直交断面はｙ−ｚ平面として指定される。前述のように、３ＤＯＣＴ走査データから、様々な平面に対応するデータが得られる。次いで、ステップ４を繰り返して（Ｊ_max，Ｋ_max）によって与えられる（行、列）で最大値を有する他の相関関数Ａ’（Ｊ，Ｋ）を得る。その結果、ＯＣＴ走査データと診断画像データとの間のオフセットは、ｙ方向ではｓ＊Ｊｍａｘ（第１の断面に関してすでに求められている）になり、ｚ方向ではｓ＊Ｋ_maxになる。
【００４７】
本発明によるＯＣＴ走査データを使用する第３の方法では、図４に示した実施形態によってＯＣＴ生成装置および分析器４００が作製される。本発明によれば、ＯＣＴ生成装置および分析器４００のそのような実施形態を使用して、脳腫瘍と正常な脳組織を区別する、図１に示した装置が作製される。Ｄａｖｉｄ Ａ．Ｂｅｎａｒｏｎ、Ｗｉｌｌｉａｍ Ｅ．Ｂｅｎｉｔｚ、Ｒｏｎａｌｄ Ｌ．Ａｒｉａｇｎｏ、Ｄａｖｉｄ Ｋ．Ｓｔｅｖｅｎｓｏｎ著「ＮｏｎｉｎｖａｓｉｖｅＭｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｅｓｔｉｍａｔｉｎｇ Ｉｎ Ｖｉｖｏ Ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ」（Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｐｅｄｉａｔｒｉｃｓ、１９９２年５月、２５８ページないし２７３ページ）の図１に示されたように、酸素ヘモグロビン（ＨｂＯ₂ ）の吸収率とヘモグロビン（Ｈｂ）の吸収率は異なり、特に、そのような吸収率は８００ｎｍよりも低いときおよび８００ｎｍよりも高いときに異なる。具体的には、この論文に示されたように、約８００ｎｍでは、酸素ヘモグロビンの吸収率はヘモグロビンの吸収率に等しく、これはｉｓｏｂｅｓｔｉｃ点と呼ばれる。
【００４８】
本発明によれば、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、３つの波長で組織から後方散乱する光束を測定し、それぞれの異なる酸素圧を有する組織構造を区別する。本発明の方法および装置は、下記の説明によって理解されよう。
【００４９】
前述のＯＣＴビーム４３０は、強度Ｉ_in（０）を有する脳１０００の表面組織にぶつかる。 ＯＣＴビーム４３０は、脳１０００の組織を貫通し減衰する。この減衰は、散乱と吸収のために起こり、脳１０００内の位置ｚでの放射の強度の下記の微分方程式で表すことができる。距離ｚとは、脳１０００の表面（ｚ＝０）と軸方向位置ｚとの間の距離である。
ｄＩ（ｚ）／ｄｚ＝−α（ｚ）Ｉ（ｚ） （１）
【００５０】
上式で、α（ｚ）は、散乱係数で構成された位置依存減衰係数であり、Ｓ（ｚ）は吸収係数Ａ（ｚ）である。その場合、微分方程式（１）は次式となる。
ｄＩ（ｚ）／ｄｚ＝−Ｓ（ｚ）Ａ（ｚ）Ｉ（ｚ） （２）
【００５１】
微分方程式（２）の解は次式によって与えられる。
【数１】

【００５２】
各軸方向位置ｚで、放射は入射ビームの方向へ後方散乱する。散乱強度は散乱係数Ｓ（ｚ）に依存するが、ファイバ２５０およびＯＣＴ生成装置および分析器４００によって収集されるのは分数σである。後方散乱した放射の強度は、位置２における強度にも依存する。後方散乱した放射は、軸方向位置ｚと脳１０００の表面のｚ＝０との間に位置する組織によってさらに減衰される。脳１０００の表面、すなわち軸方向位置ｚ＝０での後方散乱放射の結果的に得られる強度は次式で与えられる。
【数２】

【００５３】
散乱係数Ｓ（ｚ）は通常、広い波長範囲にわたって波長依存するわけではない。しかし、上記で識別したＢｅｎａｒｏｎ等の論文によって示されたように、吸収係数Ａ（ｚ）は、波長依存度が著しく高い。本発明によれば、それぞれ波長λ₁、λ₂、λ₃ を有する３つの光源が使用される（上記で図４に示した実施形態の説明を参照されたい）。軸方向位置ｚから後方散乱した放射の脳１０００の表面（ｚ＝０）での強度は次式で与えられる。
【数３】

【００５４】
上式で、ｉ＝１、２、３である。話を簡単にし本発明を容易に理解していただくために、Ｉ_in（λ_i ）がすべての３つの波長に対して同じであると仮定する。簡単な変換を用いて次式が得られる。
{d/dz}ln[I_back(λ1,0,z)/I_back(λ₂,0,z)]=-2S(z){A(λ₁,z)-A(λ₂,z)} （６）
{d/dz}ln[I_back(λ3,0,z)/I_back(λ₂,0,z)]=-2S(z){A(λ₃,z)-A(λ₂,z)} （７）
【００５５】
数式（６）および（７）から次式が得られる。
【数４】

次式のように、吸収係数Ａ（λ_i，ｚ）は、濃度Ｃ_OX（ｚ）、酸化ヘモグロビンの吸収係数ａ_OX（λ_i）、係数Ｃ_non（ｚ）、非酸化ヘモグロビンの吸収係数ａ_non（λ_i）に依存する。
Ａ（λ₁，ｚ）＝Ｃ_ox（ｚ）ａ_ox（λ_i）＋Ｃ_non（ｚ）ａ_non（λ_i） （９）
【００５６】
上式で、ｉ＝１、２、３である。数式（９）を使用すると、酸素飽和Ｒ（ｚ）に関する次式が得られる。
R(z)=C_ox(z)/[C_ox(z)+C_non(z)]=1/{1+(d^*f-b)/(a-c^*f)} （１０）
【００５７】
上式で、
ａ＝ａ_OX（λ₁）−ａ_OX（λ₂）
ｂ＝ａ_non（λ₁）−ａ_non（λ₂）
ｃ＝ａ_OX（λ₃）−ａ_OX（λ₂）
ｄ＝ａ_non（λ₃）−ａ_non（λ₂）
ｆ＝{d/dz}ln[I_back(λ₁,0,z)/I_back(λ₂,0,z)]/{d/dz}ln[I_back(λ₃,0,z)/I_back^{( λ}2^,0,z)]
【００５８】
前述の数式を使用して、前述のＯＣＴ方法に従って空間的に分解された、後方散乱強度Ｉ_back（λ_i ，０，ｚ）測定時の脳組織内の位置ｚでの酸素飽和Ｒ（ｚ）を算出する。相対吸収係数ａ_OX（λ_i）およびａ_non（λ_i ）は、実験によって得ることも、あるいは上記で識別したＢｅｎａｒｏｎ等の論文からとることもできる。
【００５９】
本発明によれば、３つの異なる波長で生成されたＯＣＴ放射を使用してＯＣＴ走査データが得られる。画像信号強度は、ＯＣＴ走査データの各画素でのそれぞれの信号強度を求めることによって求められる。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、この情報を使用して、上記で数式（１）ないし（１０）に関して詳しく説明した方法に従ってＯＣＴ走査データ中の各画素に関する酸素飽和を求める。ＯＣＴ走査データは、酸素飽和を示す様々な平面での画像を与えるために使用される。本発明によれば、そのような酸素飽和画像では、ＯＣＴ生成装置および分析器４００によって求められる分解能の精度は１０マイクロメートルないし２０マイクロメートルである。ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、画像をビデオ・モニタ２１０の画面の少なくとも一部上に表示できるようにビデオ・モニタ２１０へ送り、外科医が脳腫瘍を見つけることができるようにする。外科医の入力（ＭＣＭ外科医インタフェース６１０を使用する）またはＭＣＭコンピュータ・システム５００（前述のフィーチャ認識技法を使用する）、あるいはその両方の組合せは、３Ｄ体積に関する酸素飽和データを使用して脳腫瘍を識別しあるいは見つける。たとえば、酸素飽和画像が表示された後、外科医は、ライト・ペンなどによる入力によって腫瘍組織輪郭を示すことができる。他の実施形態では、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、酸素飽和のしきい値を使用して境界を与えることによって腫瘍組織を識別することができる。
【００６０】
また、ＭＣＭコンピュータ・システム５００は、ＯＣＴデータ画像を診断画像データと組み合わせて、外科医が脳腫瘍を識別するために使用できる単一の表示を与える。これは、下記のように行われる。前述のように腫瘍組織として識別された三次元ＯＣＴデータセットの画素の値は１に設定され、すべての他の画素の値は０に設定される。新しい画素値および画素の座標は、バイナリＯＣＴ走査データセットに記憶される。次に、ＯＣＴ走査データと診断画像データを相関付ける前述の手順がバイナリＯＣＴ走査データセットに適用される。その場合、変換済みバイナリＯＣＴ走査データ座標は三次元診断画像データ・フィールドおよびＭＣＭ座標系と等角である。本発明の一実施形態では、表示のために、バイナリＯＣＴ走査データ値が点ごとに診断画像データに加えられる。ＭＣＭ断面の位置／向きに基づいて、神経手術用顕微鏡１００の焦点面に対応する診断画像データセットが、ＯＣＴ走査データセットの対応する断面をオーバレイとして用いてビデオ・モニタ２１０上に表示される。画像どうしをよりうまく区別するには、ＯＣＴ走査データ・オーバレイを偽カラー・パターンとして実現することができる。
【００６１】
当業者には、上記の説明が図示および説明だけのために与えられたことが認識されよう。そのため、上記の説明は、網羅的なものでも、あるいは開示した厳密な形態に本発明を制限するものでもない。たとえば、神経外科処置および神経手術用顕微鏡に関して本発明を説明したが、本発明はそれに限らない。実際、本発明は、一般的な外科処置および手術用顕微鏡に関し、人間であるか、それとも動物であるかにかかわらず、体の一部に対して行われる外科処置に関する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 光干渉性断層撮影（「ＯＣＴ」）装置および多座標マニピュレータ（「ＭＣＭ」）と組み合わされた神経手術用顕微鏡を備える本発明の実施形態のブロック図である。
【図２】 図１の実施形態で使用できるＯＣＴ横断スキャナの絵画図である。
【図３】 図１の実施形態で使用できる他のＯＣＴ横断スキャナの絵画図である。
【図４】 図１の実施形態で使用できるＯＣＴ生成装置および分析器の光ファイバ実施形態の絵画図である。
【符号の説明】
１００ 神経手術用顕微鏡
１１０ 対物レンズ
１２０ ビームコンバイナ
１３０ 光学倍率チェンジャ
１４０ リレー・レンズ
１５０ 集束レンズ
１６０ ビームスプリッタ
１７０ チューブ・レンズ
１８０ 接眼レンズ
１９０ ビデオ・レンズ
２００ ＣＣＤカメラ
２１０ ビデオ・モータ
２２０ オートフォーカス・モータ
２５０ ファイバ
３００ 経路
３１０ 光源
３３０ 画像レンズ
３４０ 照明放射
３５０ ビームコンバイナ
４００ ＯＣＴ生成装置および分析器
４１０ ＯＣＴ放射
４２０ ＯＣＴ横断スキャナ
４３０ ＯＣＴビーム
４５０、４６０ 走査鏡
４７０ レンズ
４９０ 走査レンズ
５００ ＭＣＭコンピュータ・システム
６００ ＭＣＭ
６１０ ＭＣＭ外科医インタフェース
７００、７１０、７１５ ＣＷ放射源（発光ダイオード）
７２０ 光ファイバ・カプラ
７３０、７５０、８００、８１０、８１５、８２０ 光ファイバ
７８０ レンズ
７９０ 基準リフレクタ
８０５ 二色ファイバ・カプラ
８３０、８３５、８４０ 検出器
８３７、８５０、８７０ 復調器
８６０、８８０ アナログ・ディジタル変換器
１０００ 脳

Claims (23)

1. 目標に対して外科処置を施す際に使用できる手術用装置であって、
   手術用顕微鏡と、
   （ａ）手術用顕微鏡を並進させ手術用顕微鏡の光軸を配向させ、（ｂ）診断画像データを記憶し、（ｃ）手術用顕微鏡をオートフォーカスさせる多座標マニピューレータ（「ＭＣＭ」）システムと、
   （ａ）ＭＣＭシステムからの入力に応答してＯＣＴ装置からの光出力を用いて目標を走査し、（ｂ）目標からの光出力の反射に応答してＯＣＴ走査データを生成し、（ｃ）ＯＣＴ走査データを分析のためにＭＣＭシステムへ送る走査手段を含む光学可干渉断層撮影（「ＯＣＴ」）装置と
   を備えることを特徴とする手術用装置。
2. ＭＣＭシステムがさらに、
   ＯＣＴ走査データを分析し平面のＯＣＴ走査データを得て、平面のＯＣＴ走査データを組み合わせて三次元体積のＯＣＴ走査データを与える分析手段を備えることを特徴とする請求項１に記載の手術用装置。
3. ＭＣＭシステムがさらに、三次元体積内の様々な向きを有する平面のＯＣＴ走査データのＯＣＴ画像を表示する表示手段を備えることを特徴とする請求項２に記載の手術用装置。
4. 表示手段がさらに、三次元体積内の様々な向きを有する平面の診断画像データを表示する表示手段を備えることを特徴とする請求項３に記載の手術用装置。
5. さらに、ＯＣＴ画像と診断データ画像を同時に表示する手段を備えることを特徴とする請求項４に記載の手術用装置。
6. ＯＣＴ画像と診断データ画像を表示する手段が、画像のオーバレイを与えることを特徴とする請求項５に記載の装置。
7. さらに、診断画像データ内のフィーチャと、ＯＣＴ走査データの対応する平面内のフィーチャを識別する手段を備えることを特徴とする請求項４に記載の手術用装置。
8. 識別手段がさらに、診断画像データ内のフィーチャをＯＣＴ走査データ内のフィーチャと関連付ける手段を備えることを特徴とする請求項７に記載の手術用装置。
9. ＭＣＭシステムが、診断画像データおよびＯＣＴ走査データ内の関連付けられたフィーチャどうしを相関付けし、相関付け手段からの出力に応答して診断画像データを変換する手段を備えることを特徴とする請求項８に記載の手術用装置。
10. 表示手段がさらに、三次元体積内の様々な向きを有する平面内の変換済み診断画像データを表示する手段を備えることを特徴とする請求項９に記載の手術用装置。
11. さらに、平面のＯＣＴ走査データのＯＣＴ画像を表示する手段を備えることを特徴とする請求項１０に記載の手術用装置。
12. ＯＣＴ装置からの光出力が、ほぼ第１、第２、第３の波長を有する放射を含むことを特徴とする請求項１に記載の手術用装置。
13. ＯＣＴ走査データが、ほぼ第１の波長を有する放射によって生成される第１のＯＣＴ走査データと、ほぼ第２の波長を有する放射によって生成される第２のＯＣＴ走査データと、ほぼ第３の波長を有する放射によって生成される第３のＯＣＴ走査データとを含むことを特徴とする請求項１２に記載の手術用装置。
14. ＭＣＭシステムがさらに、第１、第２、第３のＯＣＴ走査データを分析してあるタイプの組織を他のタイプの組織と区別する分析手段を備えることを特徴とする請求項１３に記載の手術用装置。
15. 比較分析手段が、第１、第２、第３の波長での放射によってＯＣＴ走査データが生成される三次元体積に関する酸素飽和データを測定する手段を備えることを特徴とする請求項１４に記載の手術用装置。
16. 比較分析手段が、第１、第２、第３の波長での放射によってＯＣＴ走査データが生成される三次元体積に含まれる組織の特性を測定する手段を備えることを特徴とする請求項１４に記載の手術用装置。
17. ＭＣＭシステムがさらに、特性の所定の値を有するＯＣＴ走査データをグループ分けすることによって第１のタイプの組織を少なくとも他のタイプの組織と区別する手段を備えることを特徴とする請求項１６に記載の手術用装置。
18. 表示手段が、三次元体積内の様々な向きを有する平面の特性を示すＯＣＴ走査データのＯＣＴ画像を表示する手段を備えることを特徴とする請求項１６に記載の手術用装置。
19. 表示手段が、外科医入力手段を使用する外科医からの入力に応答してあるタイプの組織を他のタイプの組織と区別する手段を備えることを特徴とする請求項１８に記載の手術用装置。
20. ＭＣＭシステムがさらに、ＯＣＴ走査データ内のあるタイプの組織の画像を診断画像データと相関付け、相関付け手段からの出力に応答してＯＣＴ走査データを変換する手段を備えることを特徴とする請求項１７に記載の手術用装置。
21. 表示手段が、三次元体積全体にわたる様々な向きを有する平面の診断画像データを表示し、変換済みＯＣＴ走査データを表示する手段を備えることを特徴とする請求項２０に記載の手術用装置。
22. 第１のタイプの組織をオーバレイとして示す変換済みＯＣＴ走査データを表示する手段を備えることを特徴とする請求項２１に記載の手術用装置。
23. オーバレイが偽カラー・パターンであることを特徴とする請求項２２に記載の手術用装置。

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