JP5936111B2 - 関節対の可動域予測装置 - Google Patents

Description

本発明は、術前に手術対象である関節対の相対的な可動域を予測する可動域予測装置に関するものであり、特に、形状特性による拘束性の高い股関節、肩関節、膝関節及び肘関節等に適用して好適なものである。

関節疾患により、関節可動域が制限された患者を外科的に治療する場合、整形外科医は手術対象である患部である関節対のＣＴやＭＲＩ画像を基にどの部位をどのように切除・修復すればよいかを術前に計画する。一方で、近年では、ＣＴやＭＲＩ画像（以下、ＣＴ画像等或いは医用画像という）といった２次元可視画像を基にこれを３次元可視画像（もっとも、ディスプレー上の平面画像ではあるが）に変換する技術(ＣＡＤ:Computer Aided Design ）が確立され、しかも、ディスプレー上で３次元可視画像を適宜に動かせるようになっている（その部位、方向及び量、つまり可動域は定量的に表示される）。

股関節や膝関節といった関節では、可動域が制限されるのは主として骨の変形であるが、この変形はＣＴ画像等及び３次元可視画像で変形の様子は大体観察できるし、例えば、股関節の場合、大腿骨或いは骨盤をディスプレー上で仮想的に動かして干渉による制限の数値も把握できる。

しかし、画面上での動かしだけでは、損傷を受けている実際の関節対での動きの状況や干渉程度は十分には判断できない。また、ＣＴ画像等や３次元可視画像には画像ノイズによる正確性の低下は避けられないので、３次元可視画像の動かしは実際の関節対の動かしに正確に対応していない場合もある。このため、下記特許文献１及び２では関節対に近い皮膚に指標点を取り付け、この指標点を３次元位置計測装置で計測し、実際の関節対の動きに近い結果を得ようとする試みがなされている。

ただ、これもあくまで計測できるのは当該皮膚の動きであり、実際の関節対の動きとは異なる。そこで、最近注目を集めているのが下記特許文献３に見られるものを始めとする手術ナビゲーションシステムであり、中には手術対象である患部に対して手術器具をカメラで捉えた画像の中に反映できるものもある。しかし、ナビゲーションシステムを使用する場合、対象とする骨に計測指標となるセンサーを設置しなければならないために侵襲を伴う。また、このシステムでの可動域計測は、その原理上、術中でしかできないため、術前に関節対と骨切除等による治療方針を決定するのは不可能である。

特開２００５−２４５４７６号公報 特許第３３９４９７９号公報 特開２０１１−０３６９３号公報

本発明は、このような課題を解決するものであり、実際の生体関節対と同一の骨実体模型を製作（造型）し、これを３次元可視画像と対応付けし、骨実体模型を動かして３次元可視画像上でその可動域を定量的に観察・計測してこれを実際の手術に生かせるようにしたものである。そして、造型した骨実体模型に実際の手術に該当する手技を施し(以下、これを整形という)、骨実体模型を動かして満足する数値が得られるのかどうかを検証できるようにしたものである。つまり、術前に手術リハーサルができるようにして手術の精度が上げられるようにしたものである。

以上の課題の下、本発明は、請求項１に記載した、手術後の関節対の可動域を予測する関節対の可動域予測装置であり、手術対象となる関節を挟む二つの骨の医用画像が格納されている画像サーバと通信を行い、該当する画像を選択して本予測装置へ転送する画像入力部と、
画像入力部から転送された医用画像を再構築して任意断面のスライス画像に変換して表示部で表示する画像処理部と、
医用画像の再構築によって生成されたボクセルデータから信号値のカットオフ値を決定して骨輪郭を抽出して骨表面性状を３次元CADデータ化する骨輪郭認識部と、
表示部に表示されるスライス画像と３次元CADデータである３次元可視画像、つまり３次元CADモデルを参照しながら３次元CADデータの骨表面の特徴点を画像入力部へキーボード又はマウスで指定する特徴点抽出部と、
入力された３次元CADデータをRP造形装置を作動させて現実の立体的な物として具現する骨実体模型造形部と、
医用画像撮影装置の座標系で表現されている３次元CADデータの特徴点を可動域を計算しようとする関節対の骨に応じてX軸、Y軸及びZ軸が指定される臨床学的な方位である座標系に変換する基準座標系設定部と、
特徴点抽出部で抽出された特徴点と対応する骨実体模型上の特徴点をそれぞれ計測してコンピュータ上の３次元CADモデルと骨実体模型を対応付けするとともに、骨実体模型に手術と同じ措置、つまり整形を施して骨実体模型を実際に手動で動かして可動域を確認しながら計測する可動域計算部とを有することを特徴とする関節対の可動域予測装置を提供したものである。

また、本発明は、以上の予測装置において、請求項２に記載した、可動域計算部の結果が満足すべきものない場合、骨実体模型を再整形する手段、請求項３に記載した、３次元可視画像から骨実体模型の造形が自動で又は一部手作りで行われる手段、請求項４に記載した、骨実体模型に設置した力又は/及び距離センサによる計測と可動域の計測を同期させて、上記センサの値で骨実体模型同士の干渉を検出して可動域を確認する手段、請求項５に記載した、骨実体模型がRP造形装置によって硬さの異なる樹脂を使用して造形されるものであり、医用画像を基に各部位の硬さが決定される手段を提供する。

請求項１の発明によると、関節対と同じに造型された骨実体模型を肉眼でみれば、どの部位がどの程度変形しているのかがわかるとともに、実際に動かしてみれば、その動きも感触として得られる。つまり、実際の関節対を体外に取り出したと同様なことができる。加えて、この観察や感触を定量的な数値として得られれば、術前計画の適正さを確保できる。さらに、骨実体模型を整形して可動域を計測すれば、手術結果を予測することができる。゛

請求項２の手段によれば、より適正で正確な手術ができる。請求項３の手段によると、骨実体模型が迅速に造形できるし、それが適正でなければ手作りによる補正ができ、より生体関節対に近い骨実体模型が造型できる。請求項４の手段によれば、干渉の程度を客観的な数値として得られる。請求項５の手段によれば、骨実体模型の造型をより正確にできるとともに、実際の関節対により近いものにできる。

関節対可動予測装置を構成するコンピュータの各ユニットのブロック図である。 関節対可動予測装置による手術ステップのフローチャートである。 ボクセルデータの概念図である。 骨盤の基準面／座標軸を定義する説明図である。 大腿骨／の基準面／座標軸を定義する説明図である。 骨表面の計測点凹面の説明図である。 対応付け（レジストレーション）の概念図である。 力センサによる干渉判定方法の説明図である。

以下、本発明の実施の形態を股関節を例にとって図面を参照して説明する。本発明に係る関節対の可動域予測装置（以下、本装置という）はコンピュータにより処理するものである。図１はコンピュータの各ユニットのブロック図であるが、本装置１は、画像入力部１０、画像処理部１１、骨輪郭認識部１２、画像上の特定点（以下では特徴点という）抽出部１３、基準座標系設定部１４、可動域計算部１５、表示部１６、入力部１７、演算部１８及び計測部１９等から構成される。

ここで、画像入力部１０、画像処理部１１、骨輪郭認識部１２、特徴点抽出部１３、基準座標系設定部１４、可動域計算部１５はコンピューター内でメモリー［ＲＯＭ（Read Only Memory)]や［ＲＡＭ（Random Access Memory)]内に格納されるプログラム又はデータ格納部でもある。これらプログラム又はデータは演算部１８に適宜転送された後にＣＰＵ（Central Processing Unit)で演算処理され、表示部１６のディスプレーにその演算結果が表示される。入力部１７はマウス及びキーボードで構成され、画像入力部１０、画像処理部１１、骨輪郭認識部１２、特徴点抽出部１３、基準座標系選定部１４、可動域計算部１５に使用する情報の入力を行うユーザインターフェースである。

また、各ユニットの構成はこの他に入出力ポート２０及びＲＰ(Rapid Prototyping) 造形装置２１を有する。ＲＰ造形装置２１は取得したＣＴ画像等から変換した３次元可視画像を基にこれと同一の骨実体模型を造形するものであり、入出力ポートは２０は可動域計算部１５の外部データを入出力するものであって、汎用メディア（ＣＤ−ＲＯＭ、ＵＳＢメモリー）又はＬＡＮである。

図２は医用画像の撮影から手術を行うまでの各ステップを示すフローチャートであるが、以下はこれに基づいて説明する。まずは、予測（計測）対象である骨頭ＦＨや骨盤臼蓋ＳＣの周辺を十分に含むエリアでＣＴ画像等を取得する［医用画像の撮影］を行う。医用画像はスライス画像に変換できるが、このときのスライス画像は医用分野での通常フォーマットであるＤＩＣＯＭ(Digital Imaging and Communication in Medicine)によるものが適しているが、ＪＰＧ、ＧＩＦといった汎用フォーマットでも画像ピクセルサイズとスライス位置情報が対応付けされた医用画像であれば適用も可能である。なお、後述する骨実体模型が十分な精度で造形されるには医用画像のスライス間隔は１．５ｍｍ以下が望ましい。

次に、撮影されたＣＴ画像等を入出力ポート２０を介して画像入力部１０に転送する［画像の転送］を行う。画像入力部１０では、撮影されたＣＴ画像等が格納されている画像サーバと通信を行い、該当する画像を選択して他のユニットへ転送する機能も有する。さらに、画像入力部１０は画像保存通信システムＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System) と連携して画像の転送を行う場合もある。なお、上記した汎用フォーマットによるものでも画像の転送は可能である。

画像処理部１１では、転送されたＣＴ画像等を再構築して任意断面のスライス画像に変換する。この変換は、スライス位置以外のスライス画像やスライス方向以外の方向のスライス画像も適正な画像に変換できるようになっている。ＣＴ画像等からスライス画像への変換はＭＰＲ（Multi Planer Reconstruction)画像処理により、表示部１６への表示や他のユニットへの転送を可能とするものである。

続いて、手術対象を明確にするために撮影画像の［骨輪郭抽出及び３次元ＣＡＤ化］を骨輪郭認識部１２によって行う。撮影された医用画像群のそれぞれについて信号値のカットオフ値を決定して骨輪郭を抽出する。例えば、ＣＴ画像の場合には信号値としてＣＴ値を採用する。ＣＴ値はＸ線の透過率であり、空気が−１０^３、水は０として対象部位のＸ線透過率はそれらとの相対値として表されるものである。骨のＣＴ値は一般的には１０^３ 前後であるが、患者の年齢や骨質によって異なるため、カットオフ値は表示部１８に表示される骨輪郭の鮮明度を確認して決める。

骨輪郭は関節対を構成する骨盤Ｐと大腿骨Ｔを別領域として抽出する。抽出された骨輪郭は画像情報内の位置情報を基に配列された画像群として図３に示すようなボクセルデータ化（各スライス画像の画素を３次元配列として立体的に構築すること（この微小な各ユニットをボクセルという））する。このボクセルデータ化は画像処理では一般的に行われている手法であり、このボクセルデータを３次元ＣＡＤデータと呼び、この処理を３次元ＣＡＤ化ということもある。３次元ＣＡＤ化したデータは３次元可視画像（３次元ＣＡＤモデルともいう）として捉えることができる。

３次元ＣＡＤ化した画像を可視化するにはこのボクセルデータを使用して、一般的に行われているボリューム・レンダリングで十分であるが、本発明では後のステップで骨実体模型を造型するため、ボクセルデータを使用して、例えばマーチング・キューブ法によって骨表面の性状を計算し、ＳＴＬ（Stereo Lithography）形式のデータに構築して精度を高めるようにしている。なお、骨輪郭の抽出は他のソフト（例えば、Materialize 社製 Mimics)で処理される場合でも行うことができる。他のソフトによる骨輪郭の抽出及び３次元ＣＡＤ化を行った場合には最終的に得られたＳＴＬデータを入出力ポート２０を介して骨輪郭抽出部１２に転送すればよい。

次に、特徴点抽出部１３で［特徴点抽出］を行う。表示部１６に表示されるスライス画像又は３次元ＣＡＤモデルを参照しながら対象となる骨表面の特徴点を画像入力部１０へキーボード又はマウスで指定する。本例の股関節では、骨盤Ｐ表面（図４に示されるＡＰＰ：Anterior Pelvic Plane) を参照するため、左右骨盤Ｐの上前腸骨棘及び恥骨結合部分の計４点を特徴点として指定する。

また、大腿骨Ｔ側は関節可動域の基準となる荷重軸（図５に示す人が立位の際に荷重が作用するベクトル）及びＳＥＡ（Surgical Epicondyle Axis) を設定する必要があるため、骨頭ＦＨ中心（骨頭ＦＨ中心は外部から計測し難いため、大腿骨Ｔ表面の任意の１点以上とすることもある）と内外側副靱帯付着部を指定する。指定した特徴点は骨盤Ｐ又は大腿骨Ｔの３次元ＣＡＤモデルが表現される座標系において、位置情報として特徴点抽出部１３に格納される。

大腿骨Ｔ側で任意の点を１点以上計測する理由は、後述のように関節対を構成する骨盤Ｐと大腿骨Ｔをそれぞれについて３点以上の計測点が必要となるためである。骨頭ＦＨ中心はその内部に存在するため、外部から骨頭ＦＨ中心を計測する際には股関節における骨頭ＦＨの球状（才差）運動による軌跡中心を採用する必要があるが、股関節疾患例では十分な関節可動域（データ）が確保できず、誤差を生ずる虞があるため、骨頭ＦＨ付近の骨表面の１点以上を採用している。

なお、本ステップで採用された特徴点は３次元ＣＡＤデータ上では後のステップでの特徴点計測に使用するプローブ２２の先端形状に合せて図６に示すような球体又はＶ形の凹面２２ａとして表現される。これは本ステップで指定した特徴点を後のステップで高精度で計測するためである。これまでの一連のステップで生成されたデータは［骨ＣＡＤモデル出力］として出力される。骨輪郭認識部１２及び特徴点抽出部１３によって骨表面の特徴点に凹面が設けられた３次元ＣＡＤデータとしてのＳＴＬデータは入出力ポート２０を介してＲＰ造形装置２１に転送される。

次に、ＲＰ造形装置２１によって［骨実体模型の製作］を行う。これは、転送されたＳＴＬデータ等からＲＰ造形装置２１を作動させてそのデータを現実の物として具現するもので、工業製品の試作品製作等に際してよく用いられているものである。これには、積層造形法、ＦＤＭ法、シート積層法、インクジェット法等があるが、そのいずれでもよい。素材も問わないが、一般には樹脂が用いられている。本例では、積層造形方によるＲＰ造形装置２１としてＯＢＪＥＴ社製Conenx350 を使用して骨実体模型を造形しているが、これに限るものではない。造形された骨実体模型は大腿骨Ｔの骨頭ＦＨが骨盤臼蓋ＡＣ内に嵌入されて実際に可動できるようにしている。

次いで、［座標系の設定］を基準座標系設定部１４で行う。まず、可動域計算の基準となる関節対のそれぞれの骨について基準座標系を設定する。股関節では、骨盤Ｐ側は左右上前腸骨棘を結ぶ線の方向をＸ軸、左右上前腸骨棘の中点と左右恥骨結合の中点を結ぶ線の方向をＺ軸とし、これらに直交する線をＹ軸とし、原点は骨頭ＦＨ中心に該当する骨盤臼蓋ＡＣ中心とする。

大腿骨Ｔ側は骨頭ＦＨ中心と内外側副靱帯付着部の中点を結ぶ線の方向をＺ軸、内外側副靱帯付着部を結ぶ線の方向をＸ軸とし、これらに直交する線をＹ軸とし、原点は骨頭ＦＨ中心とする。ここで骨盤／大腿骨双方で原点を骨頭ＦＨ中心としたのは医用画像撮影時には骨盤／大腿骨共に股関節の回転中心と一致しているからである。なお、本座標系の設定の際には上記で定義する各座標系同士が互いに直交しない場合もあるので、座標系同士で外積を計算して擬似的に直交させる。

これ以後、本装置１の内部では、図４及び図５に示すように骨盤／大腿骨の３次元ＣＡＤモデル及び特徴点はそれぞれ上記の座標系によって表現されるものとする。これら座標系の情報は以下の式（１）に示す正規直行行列Ａとして骨盤／大腿骨それぞれについて表現される。

｜ Ｘ_１ Ｙ_１ Ｚ_１ Ｘ |
Ａ＝ ｜ Ｘ_２ Ｙ_２ Ｚ_２ Ｙ | ‥（１）
｜ Ｘ_３ Ｙ_３ Ｚ_３ Ｚ |
｜ ０ ０ ０ １ |
ここで、Ｘi （i ；１〜３、以下も同じ）はＸ軸座標のＸＹＺ成分、Ｙi はＹ軸座標のＸＹＺ成分、Ｚi はＺ軸座標のＸＹＺ成分である。

この正規直行行列ＡによってＣＴ又はＭＲＩ装置内部の座標系で表現されている３次元ＣＡＤデータ及び特徴点は上記で定義した基準座標系に以下の式（２）によって変換される。

Ｐ^Ｒ＝ＡＰ_Ｄ ‥（２）

ここで、Ｐ^Ｒは基準座標系での位置、Ａは先の正規直行行列、Ｐ_ＤはＣＴ又はＭＲＩ装置内部の座標系での位置である。

上記ステップ［医用画像の撮影］［画像の転送］［骨輪郭抽出及び３次元ＣＡＤ化］まではＣＴ等の医用画像撮影装置での座標系で表現されている。したがって、［骨実体模型の製作］までは３次元ＣＡＤモデルが表現されている座標系は任意でも問題ないが、可動域を計算する際には臨床学的な方位（屈曲角／回旋／内外転）に変換する必要があるため、この臨床学的な方位に沿った座標系とした方が後の計算が簡素化できるので、以下はそれに従う。

さらに、［骨実体模型の製作］では、３次元ＣＡＤモデルが表現される座標系は任意であるため、［特徴点の抽出］で［座標系の設定］を行い、以後、骨盤／大腿骨の３次元ＣＡＤモデル及び特徴点を臨床学的に設定した上記座標系で表現して［骨ＣＡＤモデル出力］以下のステップを実施しても差し支えがないため、以下ではそれに従う。

次に、［レジストレーション］を基準座標系設定部１４で行う。ここで、レジストレーションとは異なる座標系で表現される位置間の対応付けを行うことをいう。本例では、コンピュータ上で表現される３次元ＣＡＤデータと、実空間での骨実体模型の動きを対応付ける操作をするものとなる。レジストレーションに際しては、関節対と同一に造形された骨実体模型に計測部１９が感知ができるセンサーを取り付ける。本例では、計測部１９のセンサーとして赤外線座標測定機（例えば、ＮＤＩ社製のPoralis 等が考えられる) ２３を使用するため、赤外線で位置検出ができる赤外線反射マーカー２４を図７のように骨実体模型にそれぞれ取り付ける。

この状態で、赤外線反射マーカー２４の位置／姿勢を赤外線座標測定機２３で計測することで骨盤／大腿骨の相対位置を把握することは可能であるが、赤外線反射マーカー２４は骨盤／大腿骨の骨実体模型に対して任意の位置／姿勢に設置されるため、臨床学的方位に基づく骨盤／大腿骨骨実体模型の相対位置関係は把握できない。

そこで、図６のように骨実体模型に設置された上記の特徴点と一致する凹面をプローブ２２で計測して［座標系の設定］で定義された座標系を実空間で把握する。本例では、骨盤Ｐ側では左右上前腸骨棘及び恥骨結合部に設定された凹面を、大腿骨Ｔ側では内外側副靱帯付着部と任意に設けられた１点以上をそれぞれプローブ２２で計測する。これらの計測点は本装置１のコンピュータ内部において、特徴点抽出部１３で定義された特徴点と一致するため、実空間内での計測点とコンピュータ内部の特徴点との間の空間をレジストレーションすることが可能になる。

具体的には、以下のようになる。まず、プローブ２２による骨実体模型上の計測点は赤外線反射マーカー２４で相関される座標系（ここでは、骨盤／大腿骨マーカー座標系と称する）に対して計測位置が定義される。赤外線座標測定機２３の座標系で骨実体模型上のある点の計測を行った場合、骨実体模型が赤外線座標測定機２３の座標系内で変位した場合には計測点は変位するが、計測した点位置は変位しない。このため、骨実体模型との整合性がとれなくなるため、点位置を骨盤／大腿骨マーカー座標系に対して計測すれば、骨実体模型の変位に対して骨盤／大腿骨マーカー２４の位置を計測でき、実空間で骨表面上の点を計測できることになる。

実空間で計測された骨実体模型上の凹面の位置は［特徴点抽出］で定義した特徴点に一致するため、点対応レジストレーション（異なる空間上に存在する点群同士に対して最小二乗残差となるように空間同士を対応付けること）を行い、［座標系の設定］で定義した座標系を実空間上の骨実体模型に反映させる。これらの凹面計測とレジストレーションは骨盤Ｐと大腿骨Ｔの骨実体模型それぞれについて行われ、それぞれについて本装置１内で定義される座標系と実空間のレジストレーションを行う。

なお、このレジストレーションは本装置１内で定義された特徴点と実空間に存在する骨実体模型の計測点が完全に一致することを前提としたものである。この定義された特徴点と実空間に存する骨実体模型の計測点に誤差が生じた場合、異なる空間間のレジストレーションに誤差を生ずる結果となる。そこで、大腿骨Ｔ側で骨頭ＦＨ中心を計測点として採用せず、骨表面上の１点以上を採用しており、こうすることで、骨内部の骨頭ＦＨ中心より骨表面上の点の方が実際に計測できて正確になるからである。そのために、異なる空間間の位置・姿勢を完全にレジストレーションするには実空間上に異なる少なくとも３点が必要となる。

このレジストレーションによる本装置１と実空間の座標系のレジストレーションにより、例えば、骨実体模型に対する大腿骨Ｔの骨実体模型の位置は以下の式（３）によって表現が可能になる。

Ｐ^Ｐ＝Ｒ^Ｐ _ＲＰＡ^ＲＰ _ＲＦＲ^ＲＦ _ＦＰ_Ｆ ‥（３）

ここで、Ｐ^ＰはＡＰＰ基準での本装置１内で定義される骨盤Ｐの座標系、Ｐ_Ｆは本装置１内で定義される大腿骨Ｔ座標系で定義される大腿骨Ｔの座標系、Ｒ^Ｐ _ＲＰ、Ｒ^ＲＦ _Ｆは骨盤／大腿骨の本装置１内及び実空間座標系のレジストレーション情報、Ａ^ＲＰ _ＲＦは骨実体模型に設置された赤外線反射マーカー２４の位置情報から構成される大腿骨赤外線マーカー座標系を骨盤赤外線マーカー座標系に変換する情報である。

次に、骨実体模型として造型された骨盤Ｐと大腿骨Ｔとを組み合わせて実際に骨実体模型を動かす［骨実体模型の動作］を行う。このとき、レジストレーション時に骨盤Ｐ及び大腿骨Ｔに設置した赤外線マーカー２４を赤外線座標測定器２３でその位置及び方位を測定する。

そして、最終的に［可動域の測定］を可動域計算部１５で計測する。本例では、大腿骨Ｔ又は骨盤Ｐの骨実体模型或いはその双方を関節部で可動させ、それぞれの骨実体模型に設置されている赤外線反射マーカー２４の位置を赤外線座標測定機２３で実時間で計測し、可動域計算部１５に骨盤／大腿骨における赤外線反射マーカー２４の位置を実時間で計測しながら、上記の式（３）によって骨盤Ｐ座標系に対する大腿骨Ｔの相対位置・姿勢を計算する。

つまり、式（３）に基づき、骨盤ＡＰＰに対する大腿骨Ｔの可動域を回転３自由度（ＡＰＰ基準の骨盤座標系における屈曲・Ｘ軸周り、内外旋・Ｙ軸周り、内外旋・Ｚ軸周りの数値にしてその数値を表示部１６に表示するのである。この可動域計算では、関節対を構成する骨盤Ｐと大腿骨Ｔとの骨実体模型において、関節部分の骨実体模型の干渉現象による動作拘束により、その関節可動域が制限される状況を把握することが可能である。

加えて、骨実体模型に歪計の原理を用いる力センサを設置して、可動域計測と同期させて力計測を行うこともできる。力センサ信号は計測部１９を介して可動域とともに可動域演算部１５で処理される。本実施例では、股関節を構成する骨盤Ｐ側の骨実体模型に力センサを設置した場合について説明する。

力センサ自体は取り付ける部位に対して剛直に固定されており、骨盤Ｐ側の骨実体模型は力センサと一体化するように拘束され、大腿骨Ｔ側の骨実体模型を動作させた場合に骨盤Ｐ側の骨実体模型に作用する力を検出できる。大腿骨Ｔ側の骨実体模型を動作させて骨盤Ｐ側の骨実体模型と干渉が生じた場合には、規定値以上の力が骨盤Ｐ側に作用するため、それを検出して干渉と判定する。

この力センサ計測と可動域計測を同期して行うことで、可動域計算部１５では以下の式（４）のような評価関数を用いて可動域計測データを生成する。

ｆ（α，β，γ）＝０ ｏｒ １ ‥（４）

ここでα、β、γはそれぞれ骨盤座標系における屈曲・Ｘ軸周り、内外旋・Ｙ軸周り、内外旋・Ｚ軸周りの角度であり、評価関数ｆの値は力センサの値が規定値を超えた場合は１、それ以外は０となる。なお、評価関数のパラメータとして、本実施例では骨頭ＦＨ中心の移動量（ｘ、ｙ、ｚ）を加えても差し支えない。

これら一連の可動域計測データは可動域計算部１５に格納される。この可動域計測を複数回上記のパラメータの組合せで計測し、多次元データとして格納する（本実施例ではα、β、γをパラメータとする３次元データ）。これにより、２のパラメータを固定して残りの１のパラメータでの可動域を推定することもできる。このように、計測された可動域データから骨盤／大腿骨の任意の位置・姿勢の可動判定を行うこともできる。

例えば、股関節の場合、日常生活では、ａ．内外転０°、内外旋０°の際の最大屈曲角、ｂ．屈曲角０°、内外旋０°の際の最大外転角、ｃ．屈曲角９０°、内外転０°の際の最大内旋角、ｄ．屈曲角０°、内外転０°の際の最大外旋角等が重要視されるが、そのバラメータに合うように骨盤Ｐと大腿骨Ｔの骨実体模型の相対位置を維持しながら、骨実体模型を動作させるのは実際問題困難であるため、このような機能を提供できるのは有用である。

本実施例では力センサとして３軸力センサを念頭においているが、例えば、関節対を構成する骨実体模型の摺動部分にシート状センサ（タクタイルセンサ）を用いてもよいし、予め干渉部が事前に想定できるのであれば、関節対を構成する骨実体模型間の干渉部に接近の程度を観測できる近接センサを用いてその距離を可動域計測とともに行うことでも本目的を達成できる。

なお、力センサの値は本実施例では１個の力センサ３軸（ｘ、ｙ、ｚ）方向の信号を処理してその合力として計算される。一方で、例えば複数のセンサで多軸力を検出する場合には、個々のセンサ信号を以下の式（５）で処理して可動域判定を行ってもよい。
Ｆ（Ｓ_１、Ｓ_２、Ｓ_３‥‥Ｓ_Ｎ）＝Ｓ_ｍａｘ ｏｒ Ｓ_ｍｉｎ ‥（５）
ここで、Ｓ_Ｎ（ｎ＝１，２・・・・ｎ）は各センサの信号値、ｎはセンサの個数、Ｓ_ｍａｘはＳ_Ｎの最大値、Ｓ_ｍｉｎ はＳ_Ｎ の最小値である。例えば、力を検出する場合にはＳ_ｍａｘを基準として規定値と比較することで、上記の式（４）の評価関数で可動域判定することとなる。また、例えば、近接センサの場合には関節対を構成する骨実体模型間の最小距離Ｓ_ｍｉｎを基準として、規定値以下となった場合に式（４）の評価関数の値が１となる。

さらに、ＲＰ造形装置２１による骨実体模型の造形に際して医用画像群から骨領域の異なる部位を判別し、この部位ごとに硬さの異なる連続した骨実体模型を製作することもできる。例えば、骨輪郭認識部１２における［骨輪郭抽出及び３次元ＣＡＤ化］において、ＣＴやＭＲＩ等の画像では骨盤臼蓋ＡＣの軟骨と皮質骨の境界は鮮明であるために抽出は容易である。また、互いに連続性を有する骨盤皮質表面部と軟骨表面部をＳＴＬデータとして出力し、それぞれの領域に対して異なる物性値を与えるようにＲＰ造形装置２１に入力して骨実体体模型を造形することも可能である。

股関節では、皮質骨部部分では固い材料で、軟骨部分では軟らかい材料で造形することになり、より生体に近い骨実体模型を造形可能とする。本例で使用しているＯＢＪＥＴ社製のConnex350 ではこれが可能である。この骨実体模型を使用して［座標系の設定］以下のステップをとることで可動域計測を再度計測ができる。関節部の変形が局所的で、ＣＴ画像等では検出し難い軟骨が十分に残存している症例では、実際の可動域を正確に把握することができる。

以上のステップを実行して関節対の骨実体模型を用いて可動域を計測し、その結果が［可動域の測定結果が満足できるものか］どうかを判別して、もし、所期の数値を得られない場合、［骨実体模型の整形］に戻り、再度、骨実体模型の切除や肉盛り週に等を行う。本式の手術ではこれができないこともあるから、これができることは手術の正確さを期す上で非常に有用である。これらの手順を繰り返して所期の数値が得られるまで続け、得られたなら実際の［手術］を行う。なお、上記した操作は滅菌した状態の骨実体模型を手術室に持ち込んでおくことで手術中でも可能である。［手術］は患部を開いて適宜な措置を施すが、手術後に実際の骨を動かしてみて表示部１６の数値と合致していれば、術前計画どおりに手術ができたことになる。

なお、骨盤Ｐと大腿骨Ｔの関節面周囲に筋肉等の軟部組織が介在して骨を動かすときに大きな抵抗が生じることがあり、これは本装置１では検出できない。このため、術前計画どおりの可動域が確保できないことがあるが、そのときは軟部組織を遊離させる等の臨機応変の措置をとることになる。さらに、実際に患部を開けてみて、本装置１で想定された以外の疾患が見つかり、これに対応した手技が要求されることもあるが、そのときも臨機応変の措置をとって最適な手術をする。

以上により、本発明によれば、手術前(場合によっては手術中)に手術リハーサルを行うことができ、本式の手術精度を上げるとともに、誤手術を防ぐことができる。加えて、手術対象は実際の骨ではなく、樹脂で製作された模擬的な骨実体模型とすることができるから、何度でも修復でき、手術の精度をより高めることができる。したがって、難度の高い手術であっても、術前にリハーサルができるし、経験の浅い整形外科医の手術の訓練にもなる。

１ 可動域予測装置
１０ 画像入力部
１１ 画像処理部
１２ 骨輪郭認識部
１３ 特徴点抽出部
１４ 基準座標系設定部
１５ 可動域計算部
１６ 表示部
１７ 入力部
１８ 演算部
１９ 計測部
２０ ＲＰ造形装置
２１ 入出力ポート
２２ プローブ
２２ａ プローブで検出された球面又は凹面
２３ 赤外線座標測定器
２４ 赤外線反射マーカー
２５ 力センサ

Claims (5)

1. 手術後の関節対の可動域を予測する関節対の可動域予測装置であり、手術対象となる関節を挟む二つの骨の医用画像が格納されている画像サーバと通信を行い、該当する画像を選択して本予測装置へ転送する画像入力部と、
   画像入力部から転送された医用画像を再構築して任意断面のスライス画像に変換して表示部で表示する画像処理部と、
   医用画像の再構築によって生成されたボクセルデータから信号値のカットオフ値を決定して骨輪郭を抽出して骨表面性状を３次元CADデータ化する骨輪郭認識部と、
   表示部に表示されるスライス画像と３次元CADデータである３次元可視画像、つまり３次元CADモデルを参照しながら３次元CADデータの骨表面の特徴点を画像入力部へキーボード又はマウスで指定する特徴点抽出部と、
   入力された３次元CADデータをRP造形装置を作動させて現実の立体的な物として具現する骨実体模型造形部と、
   医用画像撮影装置の座標系で表現されている３次元CADデータの特徴点を可動域を計算しようとする関節対の骨に応じてX軸、Y軸及びZ軸が指定される臨床学的な方位である座標系に変換する基準座標系設定部と、
   特徴点抽出部で抽出された特徴点と対応する骨実体模型上の特徴点をそれぞれ計測してコンピュータ上の３次元CADモデルと骨実体模型を対応付けするとともに、骨実体模型に手術と同じ措置、つまり整形を施して骨実体模型を実際に手動で動かして可動域を確認しながら計測する可動域計算部とを有することを特徴とする関節対の可動域予測装置。
2. 可動域計算部の結果が満足すべきものない場合、骨実体模型を再整形する請求項１の関節対の可動域予測装置。
3. ３次元可視画像から骨実体模型の造形が自動又は一部手作りで行われる請求項１又は２の関節対の可動域予測装置。
4. 骨実体模型に設置した力又は/及び距離センサによる計測と可動域の計測を同期させて、上記センサの値で骨実体模型同士の干渉を検出して可動域を確認する請求項１〜３いずれかの関節対の可動域予測装置。
5. 骨実体模型がRP造形装置によって硬さの異なる樹脂を使用して造形されるものであり、医用画像を基に各部位の硬さが決定される請求項１〜４いずれかの関節対の可動域予測装置。