JPH03267054A - 定位的脳手術支援装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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Ｎ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
及び穿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、一般の閉頭手術
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、手術中に閉頭予定範囲と病変部
の位置関係、硬膜外から病変部、各瓶口、脳室の位置並
びに方向確認、脳裏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ずるよ
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
体ユニソ１−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
は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（０７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０７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
０７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０７画像のなかで
、特定の０７画像上にマウス等の入力手段にてカーソル
を移動し、０７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２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＋Ｖｎ＋２ｎ）を０７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Ｍ、を介して、両座種糸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０７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０７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０７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２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０７
画像が表示されるように、０ 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両画像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
な説明する。

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Ｇｔ）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２軸に設定し
、Ｚ軸と直交する面（ＣＴ１ 画像面）をｘｙ平面に設定している。尚１、前記ＣＴス
キャナ１は、Ｘ線ＣＴスキャナ、ＮＭＲＣＴ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両画像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Ｍｎ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Ｍｎ（ｎは
１，２・・・）は、径２鰭、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セた
もので、本実施例では４ケ所に貼付している。尚、前記
ＣＴスキャナ１により撮影されるＣ７画像Ｇ６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Ｇｔ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ｄｔ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ｄｔは２〜５１１であり、この深さｄｔは適宜設定可
能である。また、−度ＯＣＴスキャナ１の走査により例
えば２４枚といった複数ＯＣＴ画像Ｇｔが得られる。

第２図は、本発明のブロック図を示し、第７図２ 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
ｔを用意し、該ＣＴ両画像ｔ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ンサー等の演算手段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ＣＯＤ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はラン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
が異なっても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ることが可
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Ｇｔ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デイスプレィや液晶デイスプレィ
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−角形あ
るいは吸引管型のポンイタ−又は穿刺針等のプローブ１
０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、マイクロプロセンサーを内蔵した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。

３ ４ 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座標系におりる磁場
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型としたが、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を付は替えることができて便利である。

更に８°６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１２０１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５ 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０とするＭＳ座標
系（０；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ので
ある。

例えば、磁場センサー１３の中心Ｐを原点とする６ 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＋　　ｒ）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）　　　Ｔ４　　　Ｔ２　
　Ｔ３ｉｌｌ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。

２）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】３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（ＸＯ５Ｙｏ、Ｚｏ）を算出する。そして、この２点
を結ふヘクトルＦｎ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、初期データとじて７ ８ 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に表示されたＣＴ両画像
、の何れかを基準のｘｙ平面に設定する。

通常はＣＴスキャナ１のテーブル２の位置がＯｍｍとな
るＣＴ両画像、をｘｙ平面に選び、マウス等でカーソル
を移動させて該ＣＴ両画像１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。

ｙＩｚ）が設定される。尚、各ＣＴ両画像ｔは深さＧ７
の情報が重畳されたものであり、深さｄｔとその２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ＧｔとＧｉ、
＋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両画像、の深さ
ｄｔの中心の２座標値９ はディスクリートなＺｉ　となり、Ｚｉ　とｄｔは、Ｚ
ｔ　　−Ｚｉ−＋＋　　（ｄｔ−＋”ｄｔ）　　／　２
　　　　　（３）と関係づけられ、初期データとしてｚ
、＝０と各ＣＴ両画像ｔの深さｄｔが入力されると、２
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２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はソイフィールド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Ｇｔ上に
表出されたＣＴ座標系における対応する各マーカーＭｎ
（Ｘｎ＋Ｖｎ＋ｚｎ）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Ｇｔ上においてマーカー
Ｍ　＋１の位置にマウス等を０ 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Ｍｎ（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Ｍｎ　（Ｘｎ　、　Ｙｎ　、　
ｚｎ）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（ＸＩＬＺ）に、 （ｘ、Ｖ、ｚ、１）　−（Ｘ、Ｙ、Ｚ、１）Ｔ　　＋２
）と変換されるとき、Ｍ　ｎ　（Ｘｎ　＋　Ｖｎ　、　
Ｚｎ）　とＭｎ（Ｘｎ、Ｙｎ。

Ｚ、）を用いれば、 （３） と表され、各座標値から容易に算出することができる。

ごの変換行列式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の先端の位置座標Ｑ（Ｘ、Ｙ、
Ｚ）をＣＴ座標系におけるＱ　（ＸＩ　Ｖ＋　２＞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ｙてをＣＴ座標系へ変換するには、Ｑ　（Ｘ、　
Ｙ、　Ｚ）とＮ　（Ｘｏ　、Ｙｏ　、　Ｚｏ）をそれぞ
れ前記変換行列式ＴにてＱ（ｘ、ｙ、ｚ）とＮ　（Ｘｏ
＋Ｖｏ＋２ｏ）に変換することにより、■ｏが得られる
。この団て。をＣＴ座標系における基本ヘクトルＴ、了
、ｋを用いて表せば、 ｑｃ　−（ｘ　　ｘｏ）　Ｔ　＋　（ｙ　　ｙｏ）了＋
（ｚ−ｚｏ）Ｗとなり、このベクトルのｘｙ平面へ投影
したベクトルｄ４　は、 Ｃｓ　−（ｘ　　ｘｏ）　Ｔ　＋（ｙ　　ｙｏ）　　丁
と表される。そして、Ｇ１がＸ軸となす角θは、θ−ｃ
ｏｓ　’（（ｘ−ｘｏ）／（（ｘ　−ｘｏ）２＋（ｙ−
ｙｏ）２）＋ｈ）　（４１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
Ｇｔ上に表示することが可能となる。即ち、前述の如＜
ＣＴ座標系でのプローブ１０の先端の位置座標Ｑ　（ｘ
＋　ｙＩ　Ｚ＞　とＸ軸とのなす角θが求められ１ ２ れば、第３図（ｂｌに示ず如＜ＣＴ画像Ｇｔ上にＱ（ｘ
ｙ、ｚ）を十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画像画７上に重畳
表示されるのである。即ち、第４図に示す如＜ｚｉとＣ
Ｔ画像Ｇｔとは一対一に対応するので、任意状態のプロ
ーブ１ｏの先端ＯＣＴ座標系における２座標値がｚｔ±
ｄｔ／２の範囲内にあれば、ＣＴ画像Ｇｔ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Ｇｔに対応しなくなったとき、プローブ１
０のＣＴ座標系における２座標値（ｚｔ）と対応するＣ
Ｔ画像Ｇｔ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＋Ｖ＋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に表示す３ 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、第一にア
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ｌ　ｃｍ間隔で格子を描き、各格子点を
プローブ１０の先端でポイントし、３次元デジタイザー
１１から構成される装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
して誘導磁場が生じ、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４ 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Ｇｔ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、Ｃ
Ｔ両画Ｇｊ上の仮想クーゲットと、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、
読め取られた座標の誤差の標準偏差は１．７龍（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３．１鰭（サンプル数８６点）、吸
引管型プローブでは４．０ｍ１（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ｔこ。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３０　ｃｍ　Ａｌｌ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
凝結鐵子、吸引管、グリーンバーブのリトラクタ−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、誤差ばＣＴ画像Ｇｔ上で最大４
龍であった。

また、精度を更に向上させるには、ソイフィールド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Ｍｎ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Ｍｎの
位置座標をＣＴ画像画７上から読み取る際に、スライス
間補正を５ ６ しても２１１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５１曹程
度であれば十分臨床に耐え（Ｍ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ＯＣＴ画像Ｇｔ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せるソース信号７ 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
、手術中に閉頭予定範囲と病変部の位置関係、硬膜外か
ら病変部、各瓶口、脳室の位置並びに方向確認、脳裏よ
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、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８ 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両画像表示するが
、プローブ先端の位置、特にＣＴ座標系における２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両画像表示
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
体ユニソ１へ化して携帯可能とするとともに、３ｅＩ？
、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両画像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ｃ　’ｒ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両画像簡略
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筒軸斜視図、
第５図はＣＴ画像Ｇｔと深さｄｔ及び２座標値ｚｔ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１・
である。 Ｇｔ　二〇Ｔ画像、Ｍｎ　：マーカー、ｄｔ　：深さ、
ｚｔ　：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ニブローブ、１１：３次元デジタイザー、１２：
磁場ソース、１３：磁場センサー、１４：タイフィール
ド３点固定器、１５：取付具。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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。 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
   。 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。 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。 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。 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。 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。