WO2010140441A1

WO2010140441A1 - 医療機器システムおよび医療器具のキャリブレーション方法

Info

Publication number: WO2010140441A1
Application number: PCT/JP2010/057456
Authority: WO
Inventors: 聡一生熊; 川島　知直
Original assignee: オリンパスメディカルシステムズ株式会社
Priority date: 2009-06-01
Filing date: 2010-04-27
Publication date: 2010-12-09
Also published as: EP2335553A4; JPWO2010140441A1; EP2335553A1; US20110060185A1; JP4709946B2

Abstract

　内視鏡システム１は挿入部先端部を構成する硬質部１３と内部を挿通するチャンネル１４とを有する挿入部１２と、位置および方向を検出する第１のセンサ４０をプローブ先端部２２に有し、チャンネル１４の基端部側の挿入口１４Ａから挿入され硬質部１３の突出口１４Ｂから突出する超音波プローブ２１と、第１のセンサ４０の位置および方向を算出する位置算出部３１Ａと、プローブ先端部２２の直線移動前後の、第１のセンサ４０の位置情報変化をもとに、プローブ先端部２２の方向を算出する方向算出部３１Ｂと、を具備する。

Description

医療機器システムおよび医療器具のキャリブレーション方法

　本発明は、被検体の体内に挿入された内視鏡の挿入部の先端から突出して使用される医療器具を有する医療機器システムおよび医療器具のキャリブレーション方法に関し、特に、医療器具の先端部の正確な方向を検出することのできる医療機器システムおよび医療器具のキャリブレーション方法に関する。

　近年、ＣＴ装置により得られた被検者の３次元画像データから管路、例えば肺の気管支の３次元像を形成し、３次元像上で管路に沿って目的点までの経路を求め、さらに経路に沿った管路の仮想的な内視画像を３次元画像データにもとづいて形成する挿入ナビゲーションシステムが開示されている。例えば、特開２００４－１８０９４０号公報に開示された挿入ナビゲーションシステムを用いることで、術者は内視鏡の挿入部の先端を短時間で正しく関心領域近傍に到達することができる。しかし、挿入部が挿入可能な管路の太さ、すなわち、直径には限界があり、気管支の末梢までは挿入部を挿入することはできない。このため、挿入部の先端が関心領域近傍に到達した後、挿入部の先端から、さらに細い径の処置具または超音波プローブ等の医療器具を突出させることで、術者は関心領域のサンプルを採取したり、目的組織の超音波画像を撮影したりする。

　目的組織の超音波画像の撮影、または、目的組織のサンプル採取のためには、医療器具の先端部の位置および方向を検知することが必要である。特開２００６－２２３８４９号公報および特開２００７－１３０１５４号公報には、医療器具の先端部の位置および方向を検知するために、センサを医療器具の先端部に配設する方法が提案されている。

　細径の医療器具の先端部に取り付ける超小型センサは取り付け精度が悪いと、医療器具の先端部の位置および方向、特に、方向を所望の精度で検知することができないことがあった。

　本発明は、挿入部の先端から突出して使用される医療器具を有する医療機器システムであって、精度の高い検査または処置を行う医療機器システムおよび精度の高い検査または処置を行う医療器具のキャリブレーション方法を提供することを目的とする。

　上記目的を達成すべく、本発明の実施の形態の医療機器システムは、挿入部先端部を構成する硬質部と、前記硬質部の内部を挿通するチャンネルと、を有する挿入手段と、前記チャンネルの基端部側の挿入口から挿入され前記硬質部の突出口から医療器具先端部が突出する医療器具と、前記チャンネルに挿入された前記医療器具先端部の位置変化をもとに前記医療器具先端部の長手方向を算出する方向算出手段と、を具備する。

また、本発明の別の実施の形態の医療器具のキャリブレーション方法は、挿入部先端部を構成する硬質部と、前記硬質部の内部を挿通するチャンネルと、を有する挿入手段の前記チャンネルの基端部側の挿入口から医療器具を挿入する挿入ステップと、医療器具先端部に配設された、位置および方向を検出可能な第１のセンサの情報をもとに、前記医療器具先端部の位置を、第１の場所で算出する第１の算出ステップと、前記医療器具先端部の位置を、前記第１の場所から第２の場所に直線上を移動するプローブ移動ステップと、前記医療器具先端部の位置を、前記第２の場所で算出する第２の算出ステップと、前記第１の算出ステップにおいて算出した前記位置と、前記第２の算出ステップにおいて算出した前記位置と、をもとに、前記医療器具先端部の方向を算出する先端部方向算出ステップと、を具備する。

第１の実施の形態の内視鏡システムを用いて被検者の肺の関心領域の検査を行っている状態を説明する説明図である。第１の実施の形態の内視鏡システムの構成を説明するため構成図である。第１の実施の形態の内視鏡システムの医療器具である超音波プローブの理想的な構造を説明する断面模式図である。第１の実施の形態の内視鏡システムの医療器具である超音波プローブの実際の構造の一例を説明する断面模式図である。第１の実施の形態の内視鏡システムのナビゲーションユニットの構成を説明する構成図である。第１の実施の形態の医療システムの処理の流れを説明するフローチャートである。第１の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。第１の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。第１の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。第２の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。第２の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。第２の実施の形態の医療システムの動作を説明する断面模式図である。本発明の第３の実施の形態の内視鏡システムを説明するモニタの画像処理の一例を示す表示画面である。第３の実施の形態の医療システムの処理の流れを説明するフローチャートである。第４の実施の形態の内視鏡システムを説明する内視鏡の断面模式図である。第４の実施の形態の内視鏡システムを説明する内視鏡の断面模式図である。第４の実施の形態の内視鏡システムの構成を説明するため構成図である。第４の実施の形態の内視鏡システムにおける座標系を説明する図である。第４の実施の形態の内視鏡システムにおける座標系を説明する図である。第４の実施の形態の内視鏡システムにおける座標系を説明する図である。

＜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システムである内視鏡システム１および医療器具である細径の超音波プローブ（以下、単に「プローブ」ともいう。）２１のキャリブレーション方法について説明する。

　図１は、本発明の第１の実施の形態の内視鏡システムを用いて被検者の肺の関心領域の検査を行っている状態を説明するための説明図であり、図２は、本実施の形態の内視鏡システムの構成を説明するため構成図であり、図３および図４は本実施の形態の内視鏡システムの医療器具であるプローブの構造を説明するための断面模式図である。

　図１は、被検者５の気管支７に、内視鏡システム１の内視鏡装置１０の挿入部１２の挿入部先端部である内視鏡先端部を構成する硬質部１３が、挿入可能な最小径の管路にまで、挿入されている状態を示している。そして、基端部側の突出口１４Ｂからチャンネル１４（図２参照）に挿入された医療器具である超音波プローブ（以下「プローブ」ともいう。）２１のプローブ先端部が硬質部１３の突出口１４Ｂから突出して、関心領域８の組織を検査している。

　図１に示すように、内視鏡装置１０の挿入部１２は細い気管支管腔に挿入可能なように例えば直径３ｍｍ程度と細いが、プローブ２１は、さらに細い末梢の気管支管腔に挿入可能なように例えば直径１ｍｍ程度である。なお、関心領域８は、細い末梢の気管支内にあるため、硬質部１３に配設されたＣＣＤ１９等により確認することはできない場合が多い。

　次に、図２に示すように内視鏡システム１は、挿入手段である内視鏡装置１０と超音波観測装置２０とナビゲーション装置３０とを有する。内視鏡装置１０は、軟性部１５と硬質部１３とを有する挿入部１２の硬質部１３内に撮像手段であるＣＣＤ１９を有する内視鏡１１と、内視鏡１１に照明光を供給する光源１７と、撮像手段であるＣＣＤ１９を制御するとともにＣＣＤ１９から得られた画像信号を映像信号に処理するＣＣＵ（カメラコントロールユニット）１６と、内視鏡画像を表示するモニタ１８とを有する。挿入部１２の内部には、基端部側（ＰＥ）の挿入口１４Ａおよび内視鏡先端部側（ＤＥ）の硬質部１３の突出口１４Ｂを開口部とするチャンネル１４が挿通している。軟性部１５は柔軟なのに対して、硬質部１３は柔軟性を有していない。

　超音波観測装置２０は、医療器具先端部であるプローブ先端部（以下、単に「先端部」ともいう。）２２に超音波振動子２３を有するプローブ２１と、超音波振動子２３を制御するとともに得られた超音波信号を処理する超音波観測ユニット２４と、超音波画像を表示するモニタ２５とを有している。

　ナビゲーション装置３０は、先端部２２に配設された第１のセンサ４０および挿入部１２の硬質部１３内に配設された第２のセンサ４１が位置および方向を検出するための磁界を発生する磁界発生手段である送信アンテナ３３と、第１のセンサ４０および第２のセンサ４１の出力データを処理するセンサユニット３２と、センサユニット３２の情報をもとにプローブ２１の先端部２２および挿入部１２の先端の位置および方向を算出し、挿入操作を支援する挿入支援手段であるナビゲーションユニット３１と、ナビゲーションのための表示を行うモニタ３４と、を有する。なお、センサユニット３２とナビゲーションユニット３１とは独立したユニットの必要はなく、一体のユニットであってもよい。

　図２に示すセンサユニット３２は送信アンテナ３３内の複数の異なる位置にある図示しないコイルに対して交流電流を送り、送信アンテナ３３は交流磁界を発生する。第１のセンサ４０および第２のセンサ４１は、送信アンテナ３３からの交流磁界を検出し、検出した磁界強度をもとに位置および方向を検出可能である。

　すなわち、図３および図４に示すように、第１のセンサ４０は、例えば互いに直交する方向の磁界を検出する２個のコイル４０Ａと４０Ｂとを有している磁界検出センサである。つまりコイル４０Ａの磁界検出方向である巻線軸とコイル４０Ｂの磁界検出方向である巻線軸とは直交している。

　このため、第１のセンサ４０は、送信アンテナ３３内の複数の異なる位置にあるコイルのそれぞれとの距離および方向が検出可能である。このため、センサユニット３２は、送信アンテナ３３の位置を基準とした第１のセンサ４０の位置（ｘ、ｙ、ｚ）および方向（α、β、γ）、すなわち６自由度のパラメータが検出可能である。なお、センサの位置とは、例えばコイル４０Ａおよび４０Ｂの巻線の中心点の３次元座標値であり、センサの方向とは、例えばコイル４０Ａの巻線軸の方向である。

　図２に示すように硬質部１３に配設された第２のセンサ４１は、第１のセンサ４０同様の構造、すなわち互いに直交する方向の磁界を検出する２個のコイルを有している磁界検出センサである。そして第２のセンサ４１の一方のコイルの磁界検出方向である巻線軸は細長い先端部２２（硬質部１３）の長手方向に平行であり、他方のコイルの磁界検出方向である巻線軸は先端部２２の長手方向に直交する方向のうち、内視鏡画像の上下方向に平行である。以下、センサの方向を示す場合、先端部２２の長手方向と略平行な方向を軸方向、長手方向に略直交する方向を径方向という。

　センサユニット３２は第１のセンサ４０および第２のセンサ４１、の位置および方向を検出し、先端部２２に配設されている超音波振動子２３の位置および方向を算出する。そしてナビゲーションユニット３１はセンサユニット３２が算出した超音波振動子２３および先端部２２の位置および方向をもとにナビゲーションを行う。なお、例えば超音波振動子２３の位置とは超音波振動子２３の中心位置、方向とは超音波を発生する方向と直交する方向であり、先端部２２の位置とはプローブ２１の先端面の中央位置を、方向とは細長い先端部２２の長手方向である。

　しかし図３のように細い径のプローブ２１の先端部２２に、さらに小さな磁界センサを配設するときに、コイル４０Ａの磁界検出方向が先端部２２の長手方向に平行となるように配設することが理想であるが、容易ではない。すなわち実際には図４に示すように、コイル４０Ａの磁界検出方向は先端部２２の長手方向に対して平行にならないことがある。なお、図４は説明のためコイル４０Ａの磁界検出方向が先端部２２の長手方向から大きくずれた例を示している。

　図４に示すようにコイル４０Ａの磁界検出方向が先端部２２の長手方向と一致していない場合には、センサユニット３２が算出するコイル４０Ａの磁界検出方向と先端部２２の長手方向との間に誤差が生じる。しかし、後述するように、内視鏡システム１ではプローブ２１のキャリブレーションを行うことができるために精度の高い方向が算出可能である。

　ここで、図５は、本実施の形態の内視鏡システム１のナビゲーションユニット３１の構成を説明するための構成図である。図５に示すように、ナビゲーションユニット３１は、第１のセンサ４０の情報から第１のセンサ４０の位置および方向を算出する位置算出手段である位置算出部３１Ａと、先端部２２の長手方向を算出する方向算出手段である方向算出部３１Ｂと、第１のセンサ４０が検出した方向を補正する方向補正手段である方向補正部３１Ｃと、先端部２２の位置をもとに、先端部２２を関心領域８にまで挿入するナビゲーションを行うナビゲーション手段であるナビゲーション部３１Ｅと、を有する。すでに説明したように、関心領域８は、細い末梢の気管支内にあるため、硬質部１３に配設されたＣＣＤ１９等により確認することはできない場合もある。

　後述するように方向算出部３１Ｂは、先端部２２、すなわち第１のセンサ４０が直線上を移動する場所、例えば硬質部１３内のチャンネル１４、を移動したときの、移動前後の第１のセンサ４０の位置をもとに先端部２２の長手方向を算出することにより、コイル４０Ａの磁界検出方向と先端部２２の長手方向との相違量を算出し、方向補正部３１Ｃは第１のセンサ４０が検出した方向を補正して先端部２２の長手方向を算出するため、内視鏡システム１は精度の高い方向が算出可能である。

　ここで、図６、図７、図８および図９を用いて、内視鏡システム１の動作について説明する。図６は本実施の形態の医療システムの処理の流れを説明するためのフローチャートであり、図７～図９は、本実施の形態の医療システムの動作を説明するための断面模式図である。以下、図６のフローチャートに従い本実施の形態の内視鏡システム１の処理の流れを説明する。

　＜ステップＳ１０＞　挿入部挿入ステップ　
　術者は内視鏡装置１０の挿入部１２を被検者５の気管支７に挿入する。そのとき、公知の挿入ナビゲーションシステムにより気管支７の仮想的な内視画像を３次元画像データにもとづいて形成し、挿入支援を行うことにより、術者は挿入部１２の先端を短時間で正しく関心領域８近傍に到達することができる。

　＜ステップＳ１１＞　プローブ挿入ステップ　
　図７に示すように、術者は挿入部１２のチャンネル１４の挿入口１４Ａから、プローブ２１を挿入し、硬質部１３のチャンネル１４内の基端部寄りの位置Ｐ２に、第１のセンサ４０が位置するようにする。

　＜ステップＳ１２＞　第１の算出ステップ　
　術者はナビゲーションユニット３１に第１方向補正処理を指示する。

ナビゲーションユニット３１は、第１方向補正処理の指示を受け取ると、センサユニット３２から第１のセンサ４０および第２のセンサ４１のデータ（位置および方向）を取得する。

このときの第２のセンサ４１の位置データをＰ１、軸方向データをベクトルＶ１、径方向データをベクトルＷ１、第１のセンサ４０のコイル４０Ａの磁界検出方向データをベクトルＶ２、コイル４０Ｂの磁界検出方向データをベクトルＷ２とする。

＜ステップＳ１３＞　プローブ移動ステップ　
　次に、図８に示すように、術者は硬質部１３のチャンネル１４内にプローブ２１の第１のセンサ４０が位置する範囲で、硬質部１３に対するプローブ２１の位置を先端方向Ｐ４に移動する。硬質部１３内のチャンネル１４は直線状であるため、先端部２２、すなわち第１のセンサ４０は直線上を移動する。

＜ステップＳ１４＞　第２の算出ステップ　
　術者は、ナビゲーションユニット３１に第２方向補正処理を指示する。

ナビゲーションユニット３１は、第２方向補正処理の指示を受け取ると、センサユニットから第２のセンサ４１のデータ（位置および方向）と、第１のセンサ４０のデータ（位置および方向）を取得する。

　このときの第２のセンサ４１の位置データをＰ３、軸方向データをベクトルＶ３、径方向データをベクトルＷ３、第１のセンサ４０のコイル４０Ａからの磁界検出方向データをベクトルＶ４、コイル４０Ｂからの磁界検出方向データをベクトルＷ４とする。

＜ステップＳ１５＞　補正係数算出ステップ
　ナビゲーションユニット３１は、プローブ２１の移動方向がプローブ２１の先端部２２の長手方向と一致するものと仮定して、プローブ２１の先端部２２の長手方向を推定する。しかし、プローブ２１の移動の間に被検者の移動、呼吸または心拍等により内視鏡１１が移動してしまうことがある。その内視鏡１１の動きをキャンセルするために内視鏡１１に対するプローブ２１の相対位置をもとにしたプローブ２１の移動方向をプローブ２１の先端部２２の長手方向として算出することが好ましい。

　以下の（式１）～（式６）に、その先端部２２の長手方向ＶＶの算出方法を記す。

　最初にナビゲーションユニット３１は、ベクトルＸ１、ベクトルＸ３、ベクトルＸ４を、それぞれ以下の（式１）、（式２）、（式３）のように設定する。　
　　Ｘ１＝Ｖ１×Ｗ１（外積）　　（式１）
　　Ｘ３＝Ｖ３×Ｗ３（外積）　　（式２）
　　Ｘ４＝Ｖ４×Ｗ４（外積）　　（式３）
　次に、プローブ移動前の第１の算出ステップにおける内視鏡１１に対するプローブ２１の相対位置をＰ１からＰ２のベクトルＰ１Ｐ２として、Ｖ１、Ｗ１、Ｘ１を用いて、以下の（式４）で表したときの、相対位置係数、ａ、ｂ、ｃが算出される。

　　Ｐ２Ｐ１＝ａＶ１＋ｂＷ１＋ｃＸ１　　（式４）
　同様に、プローブ移動後の第２の算出ステップにおける内視鏡１１に対するプローブ２１の相対位置をＰ３からＰ４のベクトルＰ１Ｐ２として、Ｖ３、Ｗ３、Ｘ３を用いて、以下の（式５）で表したときの、相対位置係数、ａ_１、ｂ_１、ｃ_１が算出される。

　　Ｐ４Ｐ３＝ａ_１Ｖ３＋ｂ_１Ｗ３＋ｃ_１Ｘ３　　（式５）
　第２の算出ステップでのプローブ２１の軸方向、すなわち先端部２２の長手方向ＶＶは、プローブ２１の移動方向から算出されるが、内視鏡１１に対する相対位置をもとに計算される。そこで、相対位置係数である、ａ、ｂ、ｃ、ａ_１、ｂ_１、ｃ_１を用い、以下の（式６）のようにＶＶを算出することができる。

　　ＶＶ＝Ｐ３Ｐ４―Ｐ１Ｐ２＝（ａ_１－ａ）Ｖ３＋（ｂ_１－ｂ）Ｗ３＋（ｃ_１－ｃ）Ｘ３　　（式６）
　ここで、算出したプローブ２１の先端部２２の長手方向ＶＶを第１のセンサ４０の出力データであるコイル４０Ａの磁界検出方向データとコイル４０Ｂの磁界検出方向データとの関数として表現する。この関数で表現することにより、プローブ２１の第１のセンサ４０の出力データを補正し先端部２２の長手方向を正確に算出するための補正係数を算出する。

　ＶＶをＶ４、Ｗ４、Ｘ４の関数として表現すると、以下の（式７）のようになり、ナビゲーションユニット３１は、（式６）と（式７）とより補正係数である、ａ_２、ｂ_２、ｃ_２を算出することができる。　
　　ＶＶ＝ａ_２Ｖ４＋ｂ_２Ｗ４＋ｃ_２Ｘ４　　（式７）
＜ステップＳ１６＞　検出方向補正ステップ（ナビゲーションステップ）　
　ナビゲーション装置３０は、ナビゲーションの対象を挿入部１２の硬質部１３から、プローブ２１の先端部２２に変更する。ナビゲーション装置３０は、この補正された先端部２２の長手方向ＶＶ（ｔ）と検出した先端部２２の位置をもとにナビゲーション情報を作成する。術者はナビゲーション装置３０のナビゲーション情報に従いプローブ２１を関心領域８周辺まで挿入し、超音波振動子２３を用いて観察を行う。

　図９に示すようにナビゲーション中の任意の時刻ｔの先端部２２の長手方向ＶＶ（ｔ）は、任意の時刻ｔの第１のセンサ４０の出力データであるコイル４０Ａの磁界検出方向データＶ（ｔ）およびコイル４０Ｂの磁界検出方向データＷ（ｔ）と、ステップＳ１５で算出した補正係数であるａ２、ｂ２、ｃ２をもとに、以下の（式８）から算出される。

　　ＶＶ（ｔ）＝ａ_２Ｖ（ｔ）＋ｂ_２Ｗ（ｔ）＋ｃ_２（Ｖ（ｔ）×Ｗ（ｔ））　　（式８）
＜ステップＳ１７＞　終了指示　
　ナビゲーション装置３０は、術者から終了指示があるまでナビゲーションを継続する。

　なお、方向補正部３１Ｃが補正に用いる補正係数ａ２、ｂ２、ｃ２は、それぞれのプローブ２１に固有の値である。このためナビゲーション装置３０は一度、補正係数を算出した、言い換えればキャリブレーションを行ったプローブと補正係数との関係を記憶する記憶部を有し、記憶部に記憶されているプローブが使用されるときにはすでに補正係数が算出されていることを術者に知らせる内視鏡システムも好ましく用いることができる。

　なお、上記説明では先端部２２の位置を第２のセンサ４１の情報をもとに補正する例を示した。気管支７における先端部２２の関心領域８に対する相対位置が変化しない場合であっても、被検者５の呼吸等により先端部２２の位置は変化する。しかし、被検者５の呼吸等による先端部２２の移動のときには、第２のセンサ４１も同時に同じ量だけ移動するとみなすことができる。このため、先端部２２の位置を第２のセンサ４１の情報をもとに補正することにより、被検者５の呼吸等による移動を推定し、より正確な先端部２２の位置を算出することができる。

　なお、関心領域８が、被検者の呼吸等の影響が少ない部位に位置する場合には、先端部２２の位置を第２のセンサ４１の情報をもとに補正する必要はない。言い換えれば、第２のセンサ４１は不要である。

　また、上記説明では、医療器具として超音波プローブ２１を例示したが、これに限られるものではなく、医療器具としては、先端が組織のサンプリングに適した穿孔針、ブラシまたは鉗子等の処置具であってもよい。

　以上の説明のように、本実施の形態の医療機器システムである内視鏡システム１においては、医療器具であるプローブ２１は、第１のセンサ４０をプローブ２１に配設するときに、正確に配設されていない場合であっても、プローブ２１のキャリブレーションを行うことにより、正確な先端部２２の長手方向を検出することができる。このため内視鏡システム１は精度の高い検査または処置を行うことができる。

　また本実施の形態では、第１のセンサ４０および第２のセンサ４１として、巻線軸が互いに直交する２つのコイルからなる磁界センサを例示したが、２つのコイルの巻線軸方向が異なっていれば直交していなくてもよい。また、磁界センサは３つ以上のコイルからなっていてもよいし、ＭＲセンサ、ＭＩセンサ、またはＦＧセンサ等であってもよい。

＜第２の実施の形態＞　
　以下、図面を参照して本発明の第２の実施の形態の医療機器システムである内視鏡システム１Ｂについて説明する。本実施の形態の内視鏡システム１Ｂは、第１の実施の形態の内視鏡システム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１０、図１１および図１２は第２の実施の形態の内視鏡システムの動作を説明するための断面模式図である。　
　図１０に示すように、本実施の形態の内視鏡システム１Ｂの内視鏡１１は、プローブ２１が斜め方向に突出する構造のため、硬質部１３内のチャンネル１４の直線領域が短い。このため、硬質部１３内でプローブ２１のキャリブレーションを行うことが容易ではない。

　しかし図１１に示すように、プローブ２１は、突出口１４Ｂから突出した後でも突出量が小さい間は自らの剛性により直線状態を維持、言い換えれば、プローブ２１の先端部２２は直線上を移動する。内視鏡システム１Ｂにおいては、突出口１４Ｂから突出した後で先端部２２が直線上を移動する場所でキャリブレーションを行う。

　すなわち、図１０に示す状態で第１の算出ステップを行い、プローブ移動ステップにおいてプローブ２１が直線状態を維持する量だけ移動し、図１１に示す状態で第２の算出ステップを行うことで、ナビゲーションユニット３１は任意の時刻ｔのプローブ２１の軸方向、すなわち先端部２２の長手方向ＶＶ（ｔ）を第１のセンサ４０のコイル４０Ａからの磁界検出方向データＶ（ｔ）とコイル４０Ｂからの磁界検出方向データＷ（ｔ）の関数として設定する。

　すなわち、本実施の形態の内視鏡システム１Ｂと第１の実施の形態の内視鏡システム１とはキャリブレーションを行う場所が異なるだけであり、システムの構成およびキャリブレーション方法は基本的に同一である。

　本実施の形態の内視鏡システム１Ｂでは、内視鏡１１Ｂのようにプローブ２１が斜め方向に突出する構造の側視内視鏡または斜視内視鏡であっても、第１の実施の形態の内視鏡システム１Ｂと同様の効果を得ることができる。

＜第３の実施の形態＞　
　以下、図面を参照して本発明の第３の実施の形態の医療機器システムである内視鏡システム１Ｃについて説明する。本実施の形態の内視鏡システム１Ｃは、第１の実施の形態の内視鏡システム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は第３の実施の形態の内視鏡システムを説明するためのモニタ１８の画像処理の一例を示す表示画面であり、図１４は第３の実施の形態の内視鏡システムの処理の流れを説明するためのフローチャートである。

　内視鏡システム１Ｃでは、ナビゲーションユニット３１は、図１３に示すように突出口１４Ｂから突出しＣＣＤ１９により撮像された内視鏡画像１８Ａの中のプローブ２１の画像をもとに方向算出部３１Ｂが画像処理により先端部２２の長手方向を算出する。図１３はプローブ２１が重力によって曲がった状態の一例を示している。

　第１の実施の形態の方向算出部３１Ｂとは異なる方向算出部３１ＢＡは、まず内視鏡画像１８Ａ中のプローブ２１の形状をもとに第２のセンサ４１の方向に対するプローブ２１の先端部２２の長手方向を算出する。

　その方法はいくつかあるが、以下に２つの方法を示す。まず第１の方法について説明する。第１の方法では事前に様々な突出方向および突出長でプローブ２１を突出した状態の内視鏡画像１８Ａを撮影するとともに、そのときの第２のセンサ４１の方向に対するプローブ２１の先端２２Ａの方向を物理的に計測し、次のような手順でデータベースを作成しておく。各々の内視鏡画像１８Ａ中のプローブ２１部分とその他の部分とを識別し２値化した２値化参照内視鏡画像を作成する。内視鏡画像撮影時に、２値化参照内視鏡画像と計測したプローブ２１の先端方向とを関連付けて保存することで、データベースを作成する。

　そして、使用時には、現在の内視鏡画像１８Ａからプローブ２１の外縁形状を抽出する。内視鏡画像１８Ａから抽出したプローブ２１の外縁形状と、データベースに保存してある複数の２値化参照内視鏡画像と、内視鏡画像とを用いて、プローブ２１の位置および形状を比較し、現在の内視鏡画像１８Ａのプローブ２１の位置および形状と最もよく一致する２値化参照内視鏡画像を選択する。そして、選択した２値化参照超音波画像と関連付けられている先端部２２の長手方向を現在の第２のセンサ４１の方向に対する先端部２２の長手方向とする。

　次に、第２の方法について説明する。第２の方法では、使用時に現在の内視鏡画像１８Ａからプローブ２１の外縁形状を抽出する。そして、図１３に示すように、抽出したプローブ２１の先端部２２の外縁形状の長軸上に中心線５２を算出し、中心線５２上に２つの基準点５０、５１を設定する。さらに基準点５０、５１を通り中心線５２に直交する基準線分５３、５４を算出する。ここで、内視鏡画像１８Ａの中心位置を原点とし、右方向を＋ｘ方向、上方向を＋ｙ方向とする２次元座標系を設定する。この座標系では内視鏡画像を上辺をｙ＝１、下辺をｙ＝－１、右辺をｘ＝１、左辺をｘ＝－１とする。そして、この座標系における２つの基準点の座標（ｘ、ｙ）を、それぞれ算出する。

　また基準線分５３、５４の長さを算出しｚの値とする。次に内視鏡の設計値である画角の値と、プローブ２１の設計値である先端部２２の外径の値は既知なので、プローブ２１とＣＣＤ１９との距離に比例して、内視鏡画像１８Ａ上の見かけのプローブ２１の外径が、どの程度になるか判断できる。言い換えるとプローブ２１がＣＣＤ１９から遠方にあれば内視鏡画像１８Ａには小さく写り、近傍にあれば大きく写る。そのため、ｚの値から３次元空間上でのＣＣＤ１９とプローブ２１上の基準点５０、５１との距離は算出可能である。一方、内視鏡の設計値である画角の値から、内視鏡画像１８Ａ上の（ｘ、ｙ）座標が３次元空間上でＣＣＤ１９に対して、どの方向であるかが判断できる。正確には内視鏡画像上の（ｘ、ｙ）座標点は３次元空間においてはＣＣＤ１９の位置を中心にした放射状の直線上の点に相当する。このことから、（ｘ、ｙ）の値から３次元空間上のＣＣＤ１９からプローブ２１上の基準点５０、５１の方向が算出できる。上記ｚから算出したＣＣＤ１９とプローブ２１上の基準点５０、５１の距離と、（ｘ、ｙ）から算出した３次元空間上でのＣＣＤ１９からプローブ２１上の基準点５０、５１の方向と、からＣＣＤに対するプローブ２１の基準点５０、５１の位置が算出できる。

　またＣＣＤ１９と第２のセンサ４１との３次元的な位置関係は既知である。このため、ＣＣＤ１９に対するプローブ２１の基準点５０、５１の位置を、第２のセンサ４１の位置を原点、第２のセンサ４１の方向をｘ、ｙ、ｚ軸としたときの第２のセンサ４１に対するプローブ２１の基準点５０、５１の位置に変換することができる。このプローブ２１上の２つの基準点をつなぐベクトルの方向が先端部２２の長手方向となり、第２のセンサ４１の方向に対する先端部２２の長手方向が算出できる。

　次に、方向算出部３１Ｂは第２のセンサ４１の方向に対する先端部２２の長手方向を、第１のセンサ４０の方向に対する先端部２２の長手方向に変換する。すなわち、第１のセンサ４０の検出値と第２のセンサ４１の検出値とから、第１のセンサ４０の位置および方向と第２のセンサ４１の位置および方向との関係を利用して座標変換を行う。

　次に、図１４のフローチャートに従い、本実施の形態の内視鏡システム１Ｃの処理の流れを説明する。

＜ステップＳ２０～Ｓ２１＞　
　第１の実施の形態の内視鏡システム１の説明におけるステップＳ１０～Ｓ１１と同じである。

＜ステップＳ２２＞　突出ステップ　
　術者は図１３に示すように内視鏡画像１８Ａの中で十分に確認できる位置まで突出口１４Ｂからプローブ２１を突出する。

＜ステップＳ２３＞　先端部方向算出ステップ　
　ナビゲーションユニット３１は、内視鏡画像１８Ａ中のプローブ２１の状態を、すでに説明した方法により画像解析することにより、第２のセンサ４１に対するプローブ２１の先端部２２の長手方向ＶＶを算出する。このときＶＶは（式９）に示すように第２のセンサ４１の方向を基準に算出される。

　先端部方向算出ステップと同時に、ナビゲーションユニット３１は、第２のセンサ４１の方向データを取得する。このときの第２のセンサの方向データのうち、先端部２２（硬質部１３）の長手方向データをベクトルＶ６、内視鏡画像１８Ａの上方向データをベクトルＷ６とする。

　ＶＶ＝ａ_４Ｖ６＋ｂ_４Ｗ６＋ｃ_４Ｘ６　　（式９）
　ただし、Ｘ６＝Ｖ６×Ｗ６　（外積）　　（式１０）
＜ステップＳ２４＞　補正係数算出ステップ　
　先端部方向算出ステップと同時に、ナビゲーションユニット３１は、第１のセンサ４０の磁界検出方向データを取得する。このときの第１のセンサ４０のコイル４０Ａの磁界検出方向データをベクトルＶ５、コイル４０Ｂの磁界検出方向データをベクトルＷ５とする。

　ＶＶをＶ５、Ｗ５、Ｘ５の関数として表現すると、以下の（式１１）のようになる。そして（式９）で算出したＶＶと、検出したＶ５、Ｗ５、Ｘ５の値とから、相対位置係数、ａ_５、ｂ_５、ｃ_５を算出することができる。　
　ＶＶ＝ａ_５Ｖ５＋ｂ_５Ｗ５＋ｃ_５Ｘ５　　（式１１）
＜ステップＳ２５＞　検出方向補正ステップ　
　内視鏡システム１Ｃの検出方向補正ステップは第１の実施の形態の内視鏡システム１の検出方向補正ステップＳ１６と同じである。

　本実施の形態の内視鏡システム１Ｃは、第１の実施の形態の内視鏡システム１が有する効果を有し、さらに重力の影響等でプローブ２１が曲がっている場合にも、精度よくプローブの先端部２２の長手方向を検出することができる。

＜第４の実施の形態＞
　以下、図面を参照して第４の実施の形態の内視鏡システム１Ｄについて説明する。本実施の形態の内視鏡システム１Ｄは、第１の実施の形態の内視鏡システム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１５および図１６は本実施の形態の内視鏡システムを説明するための内視鏡の断面模式図であり、図１７は本実施の形態の内視鏡システムのナビゲーションユニットの構成を示す構成図である。

　ナビゲーションにおいては、第１の実施の形態の内視鏡システム１のように内視鏡の挿入部から突出させる細径の医療器具の先端部２２の長手方向を正確に検知することは重要であるが、同時に長手方向と垂直な面内（径方向）における所定の方位である基準方位を正確に検知することも重要である。例えば、医療器具がプローブの長軸に対して垂直な面内をラジアル走査する超音波プローブである場合には、超音波振動子の走査面内における上下左右方向を検出することは、病変箇所の位置を判断するために重要である。また、医療器具が鉗子の場合には鉗子の開閉方向は病変箇所の方向とあわせる必要があり重要である。

　そのため、例えば超音波プローブ２１の先端部２２に、巻線軸の方向が直交する２つのコイルからなるセンサを配設するときに、一方のコイルの磁界検出方向が超音波プローブ２１の先端部２２の長手方向と平行となり、もう一方のコイルの磁界検出方向が基準方位（例えば超音波画像の上方向）と平行となるようにするのが理想である。

　しかしすでに説明したように、極めて細い径のプローブ２１の先端部２２に、さらに小さな２軸磁界センサの一方の検出軸が先端部２２の長手方向に平行となり、他方の検出軸が超音波画像の上方向に平行となるように配設することは容易ではない。このため、図４に示すように、コイル４０Ｂの磁界検出方向である巻線軸方向は基準方位に対して完全に平行にはならないことがある。すると術者は超音波画像の上下左右方向を正確に把握することができないことがある。

　このため、内視鏡システム１Ｄは、プローブ２１の回転操作によるセンサ４０の位置および方向の変化を検出し、方向算出部３１Ｂが正確な先端部２２の長手方向を算出する。一方、プローブ２１の湾曲部１２Ａ（図１５参照）の湾曲操作によるセンサ４０の位置および方向の変化が検出され、基準方位算出手段である基準方位算出部３１Ｄ（図１６参照）により正確な基準方位が算出される。すなわち、内視鏡システム１Ｄは、プローブ２１の回転操作によるキャリブレーションによりセンサ４０の方向をプローブ２１の先端長手方向に補正する先端方向補正値を算出し、湾曲操作によるキャリブレーションによりセンサ４０の方向を基準方位に補正する基準方位補正値を算出する。

　図１５に示すように、本実施の形態の内視鏡システム１Ｄの内視鏡１１Ｄは、挿入部１２の軟性部１５と硬質部１３との間に配設された湾曲部１２Ａを有する。また、硬質部１３にはＣＣＤ１３Ｂ等の撮像手段が配設されており、術者はＣＣＤ１３Ｂが撮像し、モニタ１８に表示された内視鏡画像を確認することができる。湾曲部１２Ａは図示しない湾曲ワイヤにより操作部１２Ｂの湾曲ノブ１２Ｃと接続されている。図１６に示すように、術者が湾曲ノブ１２Ｃを回転すると湾曲部１２Ａが湾曲動作し、挿入部１２の先端１３Ａは回転運動する。

　そして、図１７に示すように、本実施の形態の内視鏡システム１Ｄにおいては、ナビゲーションユニット３１Ｚが、プローブ２１の回転操作および湾曲部１２Ａの湾曲動作による第１のセンサ４０の移動前後の位置をもとに、超音波振動子２３が撮像する超音波画像の基準方位を算出する基準方位算出部３１Ｄを有する。

　次に、本実施の形態の内視鏡システム１Ｄのナビゲーションユニット３１Ｚ内の各部について説明する。位置算出部３１Ａは第１の実施の形態と同じなので、最初に方向算出部３１Ｂについて説明する。　
　図１８Ａ～図１８Ｃは、本実施の形態の内視鏡システム１Ｄのプローブ２１の回転操作における座標系を説明するための図である。図１８Ａに示すように、プローブ２１の回転操作前の状態（時刻ｔ_０）における第１のセンサ４０の位置をＨ（ｔ_０）、第１のセンサ４０の方向の正規直交基底を（Ｕ（ｔ_０）Ｖ（ｔ_０）Ｗ（ｔ_０））、図１８Ｂに示すように、プローブ２１の回転操作後の状態（時刻ｔ_１）における第１のセンサ４０の位置をＨ（ｔ_１）、第１のセンサ４０の方向の正規直交基底を（Ｕ（ｔ_１）Ｖ（ｔ_１）Ｗ（ｔ_１））、図１８Ｃに示すように、送信アンテナ３３の中心に張られた正規直交基底を（ｉｊｋ）とする。

　最初に術者は、図１５に示すような湾曲部１２Ａが湾曲しない状態、すなわち真っ直ぐな状態で、チャンネル１４内のプローブ２１をねじる、言い換えればプローブ２１の長軸中心方向を軸にして回転する。プローブ２１の回転軸方向がプローブ２１の先端方向Ｑとなる。なお、本回転操作は回転前後の状態変化から回転軸を算出するための操作であるため、半回転程度でよい。

　（Ｕ（ｔ_０）、Ｖ（ｔ_０）、Ｗ（ｔ_０））と、（Ｕ（ｔ_１）、Ｖ（ｔ_１）、Ｗ（ｔ_１））とは、それぞれ３行３列の行列Ｓ（ｔ_０）、Ｓ（ｔ_１）を用いて、以下のように書ける。なお、Ｓ（ｔ_０）およびＳ（ｔ_１）の各成分はセンサユニット３２から逐次、出力される。

　　［ｉ（ｔ_０）ｊ（ｔ_０）ｋ（ｔ_０）］＝［Ｕ（ｔ_０）Ｖ（ｔ_０）Ｗ（ｔ_０）］Ｓ（ｔ_０）　　（式１２）　
　　［ｉ（ｔ_１）ｊ（ｔ_１）ｋ（ｔ_１）］＝［Ｕ（ｔ_１）Ｖ（ｔ_１）Ｗ（ｔ_１）］Ｓ（ｔ_１）　　（式１３）
　ここで、Ｓ（ｔ_０）、Ｓ（ｔ_１）を、以下に示す要素が３つの行ベクトルｓ_１、ｓ_２、ｓ_３を用いて以下の（式１４）、（式１５）で表すことができる。　
　ここで、　
　ｓ_１＝（ｓ_１１　ｓ_１２　ｓ_１３）　
　ｓ_２＝（ｓ_２１　ｓ_２２　ｓ_２３）　
　ｓ_３＝（ｓ_３１　ｓ_３２　ｓ_３３）
（式１４）

（式１５）

　（式１２）より、［Ｕ（ｔ_０）Ｖ（ｔ_０）Ｗ（ｔ_０）］は、Ｓ（ｔ_０）が直交行列であるため、（式１６）で表すことができる。ここで、各行列の左上に付している記号「Ｔ」は、その行列を転換行列にするという意味である。　
（式１６）

　（式１３）より、［Ｕ（ｔ_１）Ｖ（ｔ_１）Ｗ（ｔ_１）］は、Ｓ（ｔ_１）が直交行列であるため、（式１７）で表すことができる。

（式１７）

　一方、ここで、Ｕ（ｔ_０）、Ｖ（ｔ_０）、Ｗ（ｔ_０）、Ｕ（ｔ_１）、Ｖ（ｔ_１）、Ｗ（ｔ_１）の（ｉｊｋ）に対する各方位成分を、要素が３つの列ベクトル、ｕ（ｔ_０）、ｖ（ｔ_０）、ｗ（ｔ_０）、ｕ（ｔ_１）、ｖ（ｔ_１）、ｗ（ｔ_１）とすると、以下の（式１８）および（式１９）が成り立つ。

　　［Ｕ（ｔ_０）Ｖ（ｔ_０）Ｗ（ｔ_０）］＝［ｉ（ｔ_０）ｊ（ｔ_０）ｋ（ｔ_０）］［ｕ（ｔ_０）ｖ（ｔ_０）ｗ（ｔ_０）］　　（式１８）
　　［Ｕ（ｔ_１）Ｖ（ｔ_１）Ｗ（ｔ_１）］＝［ｉ（ｔ_１）ｊ（ｔ_１）ｋ（ｔ_１）］［ｕ（ｔ_１）ｖ（ｔ_１）ｗ（ｔ_１）］　　（式１９）
　［ｉ、ｊ、ｋ］は正規直交底だから、（式１６）および（式１８）より、以下の（式２０）が得られる。

　　ｕ（ｔ_０）＝^Ｔｓ_１（ｔ_０）、ｖ（ｔ_０）＝^Ｔｓ_２（ｔ_０）、ｗ（ｔ_０）＝^Ｔｓ_３（ｔ_０）　　（式２０）
　同様に、（式１７）および（式１９）より、以下の（式２１）が得られる。

　　ｕ（ｔ_１）＝^Ｔｓ_１（ｔ_１）、ｖ（ｔ_１）＝^Ｔｓ_２（ｔ_１）、ｗ（ｔ_１）＝^Ｔｓ_３（ｔ_１）　　（式２１）
　先端方向Ｑは回転前後、すなわち時刻によらず不変である。従って以下の（式２２）、（式２３）、（式２４）が成り立つ。

　　Ｕ（ｔ_０）・Ｑ＝Ｕ（ｔ_１）・Ｑ　　（式２２）　
　　Ｖ（ｔ_０）・Ｑ＝Ｖ（ｔ_１）・Ｑ　　（式２３）　
　　Ｗ（ｔ_０）・Ｑ＝Ｗ（ｔ_１）・Ｑ　　（式２４）　
　ここで、Ｑの［ｉｊｋ］に対する各方向成分を要素とする行列を、ｑとすると、以下の（式２５）、（式２６）、（式２７）が成り立つ。

　　０＝Ｕ（ｔ_０）・Ｑ－Ｕ（ｔ_１）・Ｑ＝（Ｕ（ｔ_０）－Ｕ（ｔ_１））・Ｑ＝^Ｔ（ｕ（ｔ_０）－ｕ（ｔ_１））ｑ＝^Ｔ（^Ｔｓ_１（ｔ_０）―^Ｔｓ_１（ｔ_１））ｑ＝（ｓ_１（ｔ_０）－ｓ_１（ｔ_１））ｑ　　（式２５）
　　０＝Ｖ（ｔ_０）・Ｑ－Ｖ（ｔ_１）・Ｑ＝（Ｖ（ｔ_０）－Ｖ（ｔ_１））・Ｑ＝^Ｔ（ｖ（ｔ_０）－ｖ（ｔ_１））ｑ＝^Ｔ（^Ｔｓ_２（ｔ_０）―^Ｔｓ_２（ｔ_１））ｑ＝（ｓ_２（ｔ_０）－ｓ_２（ｔ_１））ｑ　　（式２６）
　　０＝Ｗ（ｔ_０）・Ｑ－Ｗ（ｔ_１）・Ｑ＝（Ｗ（ｔ_０）－Ｗ（ｔ_１））・Ｑ＝^Ｔ（ｗ（ｔ_０）－ｗ（ｔ_１））ｑ＝^Ｔ（^Ｔｓ_３（ｔ_０）―^Ｔｓ_３（ｔ_１））ｑ＝（ｓ_３（ｔ_０）－ｓ_３（ｔ_１））ｑ　　（式２７）
　ここで、
（式２８）　

　すなわち、　
　　（Ｓ（ｔ_０）―Ｓ（ｔ_１））ｑ＝０　　（式２９）　
　Ｑは回転軸でありセンサ４０の位置Ｈは回転している間、回転軸に垂直な面内を動くで、以下の（式３０）が成り立つ。

　　Ｑ・（Ｈ（ｔ_０）―Ｈ（ｔ_１））＝０　　（式３０）
　すなわち、Ｈ（ｔ_０）、Ｈ（ｔ_１）の｛ｉｊｋ｝に対する各方向成分を要素とする行列を、ｈ（ｔ_０）、ｈ（ｔ_１）とすると以下の（式３１）が成り立つ。Ｈ（ｔ_０）、Ｈ（ｔ_１）の各成分はセンサユニット３２から、出力される。

　　^Ｔ（ｈ（ｔ_１）－ｈ（ｔ_０））ｑ＝０　　（式３１）
　さらに、Ｑは基本ベクトルなので、以下の（式３２）が成り立つ。

　　｜ｑ｜＝１　　（式３２）
　従って、ｑは、（式２９）と（式３１）と（式３２）とから算出される。

　算出されたＱをＵ（ｔ_１）、Ｖ（ｔ_１）、Ｗ（ｔ_１）の関数として表現すると、以下の（式３３）のようになり、相対位置係数、ａ_６、ｂ_６、ｃ_６が算出される。　
　Ｑ＝ａ_６Ｕ（ｔ_１）＋ｂ_６Ｖ（ｔ_１）＋ｃ_６Ｗ（ｔ_１）　　（式３３）
　続いて方向補正部３１Ｃの動作について説明する。方向補正部３１Ｃの動作は基本的に第１の実施の形態と同様に第１のセンサ４０の方向を補正して、逐次、先端部２２の長手方向を算出する。方向補正部３１Ｃは具体的には以下のように動作する。

　任意の時刻ｔでの第１のセンサ４０の方向を、Ｕ（ｔ）、Ｖ（ｔ）、Ｗ（ｔ）とすると、ナビゲーションユニット３１は、プローブの先端方向Ｑ（ｔ）を以下の（式３４）から算出できる。

　Ｑ（ｔ）＝ａ_６Ｕ（ｔ）＋ｂ_６Ｖ（ｔ）＋ｃ_６Ｗ（ｔ）　　（式３４）
　ここで算出されたＱ（ｔ）はナビゲーション部３１Ｅに送信される。

　さらに、基準方位算出部３１Ｄの動作について説明する。

　術者は、図１６に示すように湾曲ノブ１２Ｃにより湾曲部１２Ａを超音波画像の上方向に湾曲する。このときの湾曲動作の回転軸をＰとする。また湾曲操作前の時刻をｔ_２、湾曲操作後の時刻をｔ_３とする。すると、すでに説明したＱの算出方法と同様の方法により湾曲操作のときの湾曲回転軸の方向Ｐが算出される。

　そして算出されたＰを、Ｕ（ｔ_３）、Ｖ（ｔ_３）、Ｗ（ｔ_３）の関数として表現すると、以下の（式３５）のようになり、（式３５）により基準方位算出部３１Ｄは相対位置関数ａ_７、ｂ_７、ｃ_７を算出することができる。

　Ｐ＝ａ_７Ｕ（ｔ_３）＋ｂ_７Ｖ（ｔ_３）＋ｃ_７Ｗ（ｔ_３）　　（式３５）
　さらに、基準方位算出手段である基準方位算出部３１Ｄは、基準方位Ｖ_１２（ｔ_３）を以下の（式３６）により算出する。

　Ｖ_１２（ｔ_３）＝Ｐ×Ｑ（ｔ_３）＝（ｂ_７ｃ_６－ｃ_７ｂ_６）Ｕ（ｔ_３）＋（ｃ_７ａ_６－ａ_７ｃ_６）Ｖ（ｔ_３）＋（ｂ_７ｃ_６－ｃ_７ｂ_６）Ｗ（ｔ_３）　　（式３６）
　次に基準方位補正手段である基準方位補正部３１Ｆの動作について説明する。この基準方位補正部３１Ｆは第１のセンサ４０の方向を補正して、逐次、基準方位を算出する。具体的には基準方位補正部３１Ｆは以下のように動作する。

　任意の時刻ｔでの第１のセンサ４０の方向を、Ｕ（ｔ）、Ｖ（ｔ）、Ｗ（ｔ）とすると、ナビゲーションユニット３１はプローブの基準方位Ｖ_１２（ｔ）を以下の（式３７）から算出する。

　Ｖ_１２（ｔ）＝（ｂ_７ｃ_６－ｃ_７ｂ_６）Ｕ（ｔ）＋（ｃ_７ａ_６－ａ_７ｃ_６）Ｖ（ｔ）＋（ｂ_７ｃ_６－ｃ_７ｂ_６）Ｗ（ｔ）　　（式３７）
　ここで算出されたＱ（ｔ）はナビゲーション部３１Ｅに送信される。

最後に、ナビゲーション部の動作について説明する。ナビゲーション部は方向補正部の算出したＱ（ｔ）と基準方位補正部３１Ｆが算出したＶ_１２（ｔ）とをもとにナビゲーションを行う。

　以上の説明のように、内視鏡システム１Ｄにおいては、プローブ２１の回転操作によるキャリブレーションにより第１のセンサ４０の方向をプローブ２１の先端方向に補正し、湾曲操作によるキャリブレーションにより第１のセンサ４０の方向を基準方位に補正する。このため、術者は超音波画像の上下左右方向を正確に把握することができ、精度の高い検査または処置を行うことができる。

　なお、湾曲操作によるキャリブレーションにより第１のセンサ４０の方向と超音波画像の上方向とをあわせる場合に、プローブが湾曲機構を有している場合には術者はプローブを湾曲操作してもよい。

　上記説明では、医療機器システムの医療器具として超音波プローブを例に内視鏡画像の上方向を基準方法として説明したが、医療器具が鉗子の場合には鉗子の開閉方向を基準方位として設定する。また医療器具が片刄のナイフの場合には刄の方向を基準方位として設定する。また医療器具が内視鏡のチャンネルに挿通する小型の内視鏡の場合には小型内視鏡の内視鏡画像の上方向を基準方位として設定する。

　また、上記説明では、先端方向Ｑを（式２９）と（式３１）と（式３２）とから算出したが、（式３０）のＨの値が時刻ｔ_０とｔ_１とで殆ど差がない場合には、先端方向Ｑの誤差が大きくなる。このため、Ｈ（ｔ_０）とＨ（ｔ_１）との距離が所定値以下の場合には、医療機器システムは、モニタ１８の画面にメッセージを表示することにより、術者に対してプローブ２１をさらに回転するように指示することが好ましい。

　このときの計算は以下の通りである。２回目の回転後の時刻を、ｔ４とすると、（式２９）と同様に以下の（式３８）が成り立つ。

　（Ｓ（ｔ_０）－Ｓ（ｔ_４））ｑ＝０　　（式３８）
　そして、先端部２２の先端方向Ｑは（式２９）と（式３２）と（式３８）とから算出される。このことで誤差は小さくなる。

　また第１～第３の実施の形態のように、内視鏡先端に第２のセンサを設けて、プローブの位置および方向情報を第２のセンサの情報をもとに補正しても良い。

　本発明は、上述した実施の形態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、位置および方向を検出する検出手段は磁気センサでなくても構わない。例えば、ジャイロセンサを先端部に配設し、位置および方向を検出しても良く、硬性の内視鏡の操作部にＬＥＤ等の発光式のマーカを配設し、受光装置が内視鏡の操作部の位置および方向を検出し、内視鏡先端部の位置に変換しても良く、内視鏡の挿入部にファイバ・グレーティング（ＦＢＧ）センサを配設し、先端部の位置と方向を検出しても良い。

　また、上記説明では医療機器システムの挿入手段として、軟性部１５と軟性部１５の先端側に配設された硬質部１３とを有する軟性内視鏡を例に説明したが、これに限られるものではなく、挿入手段はチャンネルがあれば硬性鏡またはトロッカー等でも良い。

　すなわち、上記説明では内視鏡のチャンネル内でプローブを移動させてプローブ方向を補正したが、内視鏡手術においてトロッカーの中で内視鏡または処置具を移動させて内視鏡または処置具の方向を補正してもよい。

　以上の説明のように、内視鏡システム１Ｄは、以下の通りである。

（１）　軟性部と、湾曲部と、硬質部と、前記軟性部および前記湾曲部および前記硬質部の内部を挿通するチャンネルと、を有する挿入手段と、
　前記チャンネルの基端部側の挿入口から挿入され前記硬質部の突出口から突出するとともに位置および方向を検出するセンサを先端部に有する医療器具と、
　前記センサの情報から前記先端部の位置および方向を算出する位置算出手段と、
　前記医療器具が前記チャンネル内で回転するとき、および前記湾曲部が湾曲するときの移動前後の前記先端部の位置および方向をもとに前記先端部の基準方位を算出する基準方位算出手段と、を具備することを特徴とする医療機器システム。

（２）　前記挿入手段が内視鏡の挿入部であり、
　前記基準方位が、前記内視鏡が撮像する撮像画像の方位であることを特徴とする上記（１）に記載の医療機器システム。

（３）　前記医療器具が超音波プローブであり、
　前記基準方位が、前記超音波プローブが撮像する超音波画像の方位であることを特徴とする上記（１）に記載の医療機器システム。

　本出願は、２００９年６月１日に日本国に出願された特願２００９－１３２３９０号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims

　挿入部先端部を構成する硬質部と、前記硬質部の内部を挿通するチャンネルと、を有する挿入手段と、
　前記チャンネルの基端部側の挿入口から挿入され前記硬質部の突出口から医療器具先端部が突出する医療器具と、
　前記チャンネルに挿入された前記医療器具先端部の位置変化をもとに前記医療器具先端部の長手方向を算出する方向算出手段と、を具備することを特徴とする医療機器システム。
　前記方向算出手段は、前記医療器具先端部の直線的な移動による位置変化をもとに前記長手方向を算出することを特徴とする請求項１に記載の医療機器システム。
　前記医療器具先端部に配設された、位置および方向を検出する第１のセンサと、
　前記第１のセンサの位置および方向を算出する位置算出手段と、を具備し、
　前記方向算出手段が、前記位置算出手段が算出した情報をもとに前記長手方向を算出することを特徴とする請求項２に記載の医療機器システム。
　前記挿入手段が前記硬質部内に配設された、位置および方向を検出する第２のセンサを有し、
　前記方向算出手段が、前記第１のセンサおよび前記第２のセンサの情報を、もとに前記医療器具先端部の方向を算出することを特徴とする請求項３に記載の医療機器システム。
　前記第１のセンサおよび前記第２のセンサが、それぞれ少なくとも２軸方向の磁界を検出するセンサであり、
　前記第１のセンサおよび前記第２のセンサが、前記位置および方向を検出するための、磁界を発生する磁界発生手段を有することを特徴とする請求項４に記載の医療機器システム。
　前記挿入手段が、前記硬質部の基端部側に湾曲部を有し、
　前記医療器具が、位置および方向を検出する第１のセンサを前記医療器具先端部に有し、
　前記湾曲部の湾曲時の前記第１のセンサの情報をもとに、前記医療器具先端部の前記長手方向と直交する面内の基準方位を算出する基準方位算出部を有し、
　前記方向算出手段が、前記第１のセンサが、前記チャンネルの内部で回転するときの位置変化をもとに、前記医療器具先端部の長手方向を算出することを特徴とする請求項１に記載の医療機器システム。
　前記挿入手段が、前記硬質部に配設された撮像手段を有する内視鏡装置であり、
　前記方向算出手段は、前記硬質部の突出口から突出した前記医療器具先端部を、前記撮像手段が撮像した画像をもとに、前記長手方向を算出することを特徴とする請求項１に記載の医療機器システム。
　前記挿入手段が、前記硬質部に配設された撮像手段を有する内視鏡装置であり、
　前記医療器具が、処置具、または、前記医療器具先端部に超音波振動子を有する超音波プローブ、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システム。
　前記挿入支援手段が、前記医療器具先端部の位置をもとに、前記撮像手段が撮像できない部位に前記医療器具先端部を挿入するナビゲーションを行うナビゲーション手段を有することを特徴とする請求項８に記載の医療機器システム。
　医療器具のキャリブレーション方法であって、
　挿入部先端部を構成する硬質部と、前記硬質部の内部を挿通するチャンネルと、を有する挿入手段の前記チャンネルの基端部側の挿入口から医療器具を挿入する挿入ステップと、
　医療器具先端部に配設された、位置および方向を検出可能な第１のセンサの情報をもとに、前記医療器具先端部の位置を、第１の場所で算出する第１の算出ステップと、
　前記医療器具先端部の位置を、前記第１の場所から第２の場所に直線上を移動するプローブ移動ステップと、
　前記医療器具先端部の位置を、前記第２の場所で算出する第２の算出ステップと、
　前記第１の算出ステップにおいて算出した前記位置と、前記第２の算出ステップにおいて算出した前記位置とをもとに、前記医療器具先端部の方向を算出する先端部方向算出ステップと、を具備することを特徴とする医療器具のキャリブレーション方法。
　前記第１の場所および前記第２の場所が、前記硬質部の前記チャンネルの内部であることを特徴とする請求項１０に記載の医療器具のキャリブレーション方法。
　前記挿入手段が、前記硬質部に配設された撮像手段を有する内視鏡装置であることを特徴とする請求項１１に記載の医療器具のキャリブレーション方法。
　前記挿入手段が、位置を検出する第２のセンサを前記硬質部内に有し、
　前記医療器具先端部の位置を前記第２のセンサの情報をもとに補正する位置補正ステップを具備することを特徴とする請求項１２に記載の医療器具のキャリブレーション方法。
　前記医療器具が、処置具、または前記医療器具先端部に超音波振動子を有する超音波プローブ、であることを特徴とする請求項１３に記載の医療器具のキャリブレーション方法。