(57)【要約】      （修正有）【課題】患者の脳における機能領域を特定するための改善された方法及び該方法を実施するための装置、並びに脳外科手術のための装置の提供。【解決手段】患者の脳の一部分を表示する方法であって、該方法は測定光を脳の前記部分に照射し、照射された部分の１つ以上の第１の一連の画像を取得する工程と、患者に刺激を与える工程と、測定光を脳の前記部分に照射し、照射された部分の１つ以上の第２の一連の画像を取得する工程と、前記第１及び第２の一連の画像を次のように評価する工程とを含み、前記第１及び第２の一連の画像における第１及び第２の分析画像値を前記部分の同一地点が画像化される画素に各々関連付け、ここで前記第１及び第２の分析画像値は前記画素の画像値の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存し、前記方法は、前記第１及び第２の分析画像値から出力画像を決定する工程と前記出力画像を表示する工程とをさらに含む。【選択図】図１
2008289870.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の脳の一部分（a field）を表示する方法であって、該方法は、
測定光を脳の前記部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの第１の一連の画像を取得する工程と、
次いで、患者に刺激を与える工程と、
次いで、測定光を脳の前記部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの第２の一連の画像を取得する工程と、
前記第１及び第２の一連の画像を次のように評価する工程とを含み、
（ａ）前記第１の一連の画像（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））における第１の分析画像値を前記部分の同一地点（ｘ、ｙ）が画像化される画素（ｉ、ｊ）に各々関連付け、ここで前記第１の分析画像値は前記画素（ｉ、ｊ）の画像値（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存し、
（ｂ）前記第２の一連の画像（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））における第２の分析画像値を前記部分の同一地点（ｘ、ｙ）が画像化される画素（ｉ、ｊ）に各々関連付け、ここで前記第２の分析画像値は前記画素（ｉ、ｊ）の画像値（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存し、
前記方法は、前記第１及び第２の分析画像値から出力画像を決定する工程と前記出力画像を表示する工程とをさらに含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記第１及び第２の一連の画像を取得する工程が、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０３ｍｓ未満の曝露時間で画像検出器の検出素子に曝露させる工程を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記第１及び第２の一連の画像を取得する工程が、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０５ｍｓ未満の時間間隔を有する時間的に連続した画像を取得する工程を含む、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記画像を取得する工程が、測定光を検出する工程を含み、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さい、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する検出された測定光の強度は、前記検出された測定光の全強度の１０％未満である、請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
前記測定光は、照射された部分の範囲内で見える脳組織への前記測定光の侵入深さの実質的に２倍に相当するコヒーレンス長を有する、請求項１〜４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
前記第１及び第２の分析画像値から出力画像を決定する工程が、第１及び第２の項の差及び比のうちの少なくとも１つを計算する工程を含み、前記第１の項は前記第１の分析画像値に依存し、前記第２の項は前記第２の分析画像値に依存する、請求項１〜５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
患者の頭部に対応する座標系を設ける工程をさらに含む、請求項１〜６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
前記座標系を設ける工程は、患者の頭部に基準座標系を固定する工程を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記座標系を設ける工程は、患者の頭部での所定の基準点を検出する工程を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１０】
出力画像中の特定の画素に画像化される脳の前記部分の位置の座標を、前記座標系において決定する工程をさらに含む、請求項７〜９のいずれかに記載の方法。
【請求項１１】
強度値が閾値よりも大きい出力画像中の少なくとも１つの連続した領域を決定する工程をさらに含む、請求項１〜１０のいずれかに記載の方法。
【請求項１２】
前記少なくとも１つの決定された領域を、前記出力画像と重ね合せて表示する工程をさらに含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記出力画像中の前記少なくとも１つの決定された領域に画像化される位置の座標を、前記座標系において決定する工程をさらに含む、請求項１１又は１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記第１の分析画像値及び前記第２の分析画像値の少なくとも１つが、灌流（perfusion）、濃度、平均速度、速度分布のパラメータ、特に互いに相対的に動く粒子、特に血球、の速度分布の標準偏差のうちの少なくとも１つを含む値を示す、請求項１〜１３のいずれかに記載の方法。
【請求項１５】
前記第１の一連の画像及び前記第２の一連の画像のうちの少なくとも１つを取得する工程を繰り返す工程をさらに含む、請求項１〜１４のいずれかに記載の方法。
【請求項１６】
前記第１及び第２の一連の画像をそれぞれ評価することによって得られた前記第１及び第２の分析画像値のうちの少なくとも１つを表示する工程及び保存する工程のうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記刺激を与える工程が、患者に体の特定の部位を動かすように要求する工程を含む、先行する請求項の１つに記載の方法。
【請求項１８】
前記刺激を与える工程が、患者に薬剤を投与する工程を含む、先行する請求項の１つに記載の方法。
【請求項１９】
前記刺激を与える工程が、患者に視覚刺激、聴覚刺激、味覚刺激、嗅覚刺激及び触覚刺激のうちの少なくとも１つを与える工程を含む、先行する請求項の１つに記載の方法。
【請求項２０】
前記出力画像、前記決定された座標及び前記出力画像中の少なくとも１つの連続領域のうちの少なくとも１つを参照して脳の一部を摘出する工程をさらに含む、先行する請求項の１つに記載の方法。
【請求項２１】
可視波長領域の脳の前記部分の画像を取得する工程をさらに含む、先行する請求項の１つに記載の方法。
【請求項２２】
前記可視波長領域の画像、前記第１の分析画像値、前記第２の分析画像値及び前記出力画像のうちの少なくとも２つを重ね合せて表示する工程をさらに含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
脳外科手術用ナビゲーションシステムであって、該ナビゲーションシステムは、
患者の脳の位置座標を取得するための位置取得装置と、画像取得用測定器とを備え、該画像取得用測定器は、
測定光を脳の一部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの一連の画像を取得し、
前記一連の画像（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））における分析画像値を前記部分の同一地点（ｘ、ｙ）が画像化される画素（ｉ、ｊ）に関連付けることによって前記一連の画像を処理するように構成され、前記分析画像値は前記画素（ｉ、ｊ）の画像値（Ｉ（ｉ、ｊ、ｔ））の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存することを特徴とする脳外科手術用ナビゲーションシステム。
【請求項２４】
前記画像取得用測定器が、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０３ｍｓ未満の露光積分時間を有するカメラを備えた、請求項２３に記載のナビゲーションシステム。
【請求項２５】
前記画像取得用測定器が、１ｋＨｚよりも大きい、特に１０ｋＨｚよりも大きい、又はさらに特に２０ｋＨｚよりも大きいフレームレートを有するカメラを備えた、請求項２３又は２４に記載のナビゲーションシステム。
【請求項２６】
バンドパスフィルタが前記カメラの上流のビーム経路中に設けられており、前記バンドパスフィルタの透過特性は、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さい、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する光の透過が前記バンドパスフィルタの全透過の１０％未満である、請求項２３〜２５のいずれかに記載のナビゲーションシステム。
【請求項２７】
前記画像取得用測定器は、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さく、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する光の発光強度が総発光強度の１０％未満となるように形成された発光スペクトルを有する光源を備えている、請求項２３〜２６のいずれかに記載のナビゲーションシステム。
【請求項２８】
可視波長領域で患者の脳の画像を取得するための装置をさらに備えた、請求項２３〜２７のいずれかに記載のナビゲーションシステム。
【請求項２９】
特に分析画像値と重ね合せられた可視波長領域の画像を表示するための表示装置をさらに備えた、請求項２８に記載のナビゲーションシステム。
【請求項３０】
請求項１〜２２のいずれかに記載の方法を実施するように適合された、請求項２３〜２９のいずれかに記載ナビゲーションシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者の脳の一部分を表示するための方法及び装置に関する。特に、本発明は、刺激によって活性化あるいは非活性化される脳内の連続する部分を決定する方法に関する。さらに、本発明は、脳の一部分を表示し脳の連続する部分を決定することに適した脳外科手術用ナビゲーションシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、脳を検査するための様々な方法が知れられている。脳の広範な領域を表示する方法である画像形成方法には、例えば、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、磁気共鳴断層撮影法（ＭＲＴ）及び超音波法がある。脳を機能的に検査する方法としては、例えば、電気脳造影法（ＥＥＧ）、磁気脳造影法（ＭＥＧ）、ポジトロン放出断層撮影法（ＰＥＴ）、並びに、機能的磁気共鳴断層撮影法（ｆＭＲＴ）が知られている。近年、特に機能的磁気共鳴断層撮影法（ｆＭＲＴ）が脳の構造の理解に大きく寄与している。活性化された脳細胞の毛細血管では特定の脳領域の神経細胞活性化が酸化ヘモグロビンの増加原因になるのではないかと考えられている。ｆＭＲＴを使用すれば、酸化ヘモグロビンの増加を局所的に検出することが可能である。血液の酸化度がもたらすコントラストは、酸化度に依存する血液の変化した感受性に起因する。この作用は、ＢＯＬＤ（Blood Oxygenation Level Dependent）コントラストと呼ばれている。この技術を使用すれば、脳内の特定の領域の脳活性化を数秒の時間分解能で測定することができ、従って、脳内の機能領域を特定することができる。この技術の欠点は、比較的大まかな時間分解能と高いコストにある。そして、測定で必要とされる比較的長い積分時間のために、当該時間内は患者は動いてはいけない。でなければ、患者が動くことによって、後にほとんど修正することができない過度の異常な結果が機能的な情報に生じる。このために、データセットの変形解析（deformations）も含んだ、データセットの互いに対する精巧な回転及び平行移動が必要となる。これらのｆＭＲＴの問題点や不利な点にも関わらず、今日までこの技術が脳内の機能領域を特定するために選択されている方法である。このため、刺激を与える前後でのｆＭＲＴ画像が通常は比較される。両画像間の差から、刺激に関連する脳の領域が決定され得る。具体的には、これらの検査によって、脳の活動亢進が血流の増加並びに酸素濃度の増大の原因となることが発見された。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
本発明の目的は、患者の脳における機能領域を特定するための改善された方法及び該方法を実施するための装置を提供することである。本発明の他の目的は、脳外科手術のための装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明の第１の局面によれば、患者の脳の一部分を表示する方法が提供され、該方法は、測定光を脳の前記部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの第１の一連の画像を取得する工程と、次いで、患者に刺激を与える工程と、次いで、測定光を脳の前記部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの第２の一連の画像を取得する工程と、前記第１及び第２の一連の画像を次のように評価する工程とを含み：（ａ）前記第１の一連の画像における第１の分析画像値を前記部分の同一地点が画像化される画素に各々関連付け、ここで前記第１の分析画像値は前記画素の画像値の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存し、（ｂ）前記第２の一連の画像における第２の分析画像値を前記部分の同一地点が画像化される画素に各々関連付け、ここで前記第２の分析画像値は前記画素の画像値の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存し、前記方法は、前記第１及び第２の分析画像値から出力画像を決定する工程と前記出力画像を表示する工程とをさらに含むことを特徴とする。
【０００５】
前記方法を実施する間は、通常、患者の頭蓋冠（skullcap）は開かれている。第１の一連の画像では脳の前記部分の基準状態が得られる。その後、患者は、脳の特定領域の活性化を誘発するために刺激される。続いて得られる第２の一連の画像は、脳の前記部分の活性化状態を表わす。画像は、複数の画素による画像値によって表される。これにより、画像値は、脳の前記部分と相互作用しそこから返ってきた測定光の強度に相当する。画素の画像値は、その時間変化に関して分析される。具体的には、時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つが、第１の一連の画像の第１の分析画像値を決定するために使用され、かつ、第２の一連の画像の第２の分析画像値を決定するために使用される。出力画像は第１及び第２の分析画像値から決定され、該出力画像が続いて表示される。そのため、表示画像は、二次元画像、ダイヤグラム、複数のダイヤグラムなどの形であってもよい。前記二次元画像は、グレースケール画像、擬似カラー画像などであってもよい。三次元の図形を使ってもよい。もし第１及び第２のそれぞれの分析画像値が第１及び第２それぞれの画像値の時間変化によって変化する場合、第１及び第２の分析画像値は画像値の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存性がある。従って、これは一定の依存性を意味しているのではなく、もし第１及び第２のどちらかの分析画像値が変化すれば出力画像が変化するように、出力画像が第１及び第２の分析画像値から決定される。
【０００６】
本発明の実施の形態によれば、第１及び第２の一連の画像を取得する工程は、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０３ｍｓ未満の曝露時間で画像検出器の検出素子に曝露させる工程を含む。曝露時間を制限することは、脳の照射された部分から反射する光を、画像値を検出するために１ｍｓ未満という短い時間だけ蓄積するという結果になる。従って、本発明の方法を実施するために必要な高周波数の時間的ゆらぎを検出することができる。
【０００７】
本発明の方法のさらなる実施の形態によれば、前記第１及び第２の一連の画像を取得する工程は、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０５ｍｓ未満の時間間隔を有する時間的に連続した画像を取得する工程を含む。連続する画像間に前記時間的間隔を選ぶことにより、０．５ｋＨｚ、５ｋＨｚ、そして特に１０ｋＨｚという画像値の時間変化の周波数を検出することが可能である。従って、約８００ｎｍの波長の光が照射光として使用されたときに、０．４ｍｍ／ｓ〜８ｍｍ／ｓの速度を有する粒子から発生するレーザ・ドップラー信号に起因する強度変動を検出することができる。
【０００８】
本発明の方法のさらなる実施の形態によれば、前記画像を取得する工程が、測定光を検出する工程を含み、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さい、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する検出された測定光の強度は、前記検出された測定光の全強度の１０％未満である。このように規定された範囲の波長を有する光を使用することにより、ヒトの組織、特に脳組織への侵入深さを約１ｍｍから２ｍｍにすることが可能となる。特に、６００ｎｍ〜１３００ｎｍの波長範囲が“診断ウィンドウ（diagnostic window）”と呼ばれる。従って、この侵入深さにあり、かつ、互いに相対的に動く粒子のレーザ・ドップラー信号が検出され得る。このため、前記測定光は、照射された部分の範囲内で見える脳組織への前記測定光の侵入深さの実質的に２倍に相当するコヒーレンス長を有していてもよい。当該コヒーレンス長を有する測定光を使用することにより、お互いから侵入深さに相当する距離だけ離れている２つの粒子によって反射される光の干渉を検出することが可能となる。従って、脳の前記部分の最も深いところまで侵入した光であっても脳の前記部分の表面で反射された光と干渉することが確実になる。そして、これにより、感受性を強めることができる。
【０００９】
本発明の方法の実施の形態によれば、前記第１及び第２の分析画像値から出力画像を決定する工程が、第１及び第２の項の差及び比のうちの少なくとも１つを計算する工程を含み、前記第１の項は前記第１の分析画像値に依存し、前記第２の項は前記第２の分析画像値に依存する。従って、出力画像は、例えば、異なるあるいは同じ係数を掛けた第１及び第２の分析画像値の差を形成することによって得ることができる。さらに、差を計算する前に、第１及び第２の分析画像値に数学関数を当てはめてもよい。前記数学関数は、例えば、対数、指数、乗積等を計算することを含む。第１及び第２の分析画像値の同様の処理に際して、出力画像を得るためにそれらの比を計算してもよい。刺激を与える前後での脳の前記部分の違いを決定するための具体的かつ単純な変形例は、第１及び第２の分析画像間の差を決定することである。
【００１０】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、患者の頭部に対応する座標系が設けられる。従って、脳の前記部分における位置と脳の前記部分から反射される光が画像化される画素との間の一定の関係が分かる。前記座標系を設ける工程は、患者の頭部に基準座標系を固定する工程を含んでいてもよい。そのため、患者の頭部は、少なくとも３本のピン又は枕で保持されていてもよい。前記ピン又は枕は、そのために、患者の頭蓋と接触していてもよい。あるいは、前記座標系は、患者の頭部での所定の基準点が検出されるように設けられていてもよい。よって、所定の基準点を検出する工程は、光学的検出工程を含んでいてもよい。そのために、患者の頭部での少なくとも３つの所定の位置の座標を検出するために複数のカメラを設置してもよい。さらに、前記カメラは、脳の一部分を表示するための装置の座標を決定するために使用される。
【００１１】
ここで記載される最後の実施の形態によれば、さらに、脳の前記部分の位置の座標は、座標系において決定されてもよく、前記位置は出力画像中の特定の画素に画像化される。
【００１２】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、本発明の方法は、強度値が閾値よりも大きい出力画像中の少なくとも１つの連続した領域を決定する工程をさらに含む。従って、例えば、刺激前後の分析画像値の大きな差を示す出力画像中の領域をマークすることが可能である。よって、出力画像中の前記領域は、脳の前記部分での活性化あるいは非活性化された領域に相当すると考えられる。これは、脳における機能領域の特定にあたる。
【００１３】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記少なくとも１つの決定された領域は、前記出力画像と重ね合せて表示されてもよい。よって、考えられる図としては、決定された領域が線で囲まれていたり、決定された領域が色づけされていたりするような図を含む。
【００１４】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記出力画像中の前記少なくとも１つの決定された領域に画像化される位置の座標を決定することができる。従って、頭部座標系に対する患者の脳における機能領域の位置を決定することができる。
【００１５】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記第１の分析画像値及び前記第２の分析画像値の少なくとも１つが、灌流、濃度、平均速度、速度分布のパラメータ、特に互いに相対的に動く粒子、特に血球、の速度分布の標準偏差、あるいはそれらの組み合わせの１つを示す値を含む。従って、本発明の方法を使って、血液の動きを検出そして定量することが可能である。このように規定された分析画像値は、画像値の時間変化の周波数スペクトルを利用して得られてもよい。具体的には、互いに相対的に動いている粒子の濃度は、度数分布の０次モーメントとして得られる。灌流は、度数分布の１次モーメントとして得られる。平均速度あるいは速度分布のパラメータは、灌流と互いに相対的に動いている粒子の濃度との比として得られる。
【００１６】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、本発明の方法は、第１及び第２の一連の画像の少なくとも１つを取得する工程を繰り返す工程をさらに含む。そして、繰り返し得られた一連の画像は、前述されたように評価される。従って、第１及び第２の分析画像値の時間的シーケンスが得られる。これは、第１及び第２の分析画像値の動画として表わされてもよい。そのような動画を使って、刺激後の脳の領域の活性化あるいは非活性化の時間的進行が推測され得る。
【００１７】
好ましい実施の形態によれば、前記第１及び第２のそれぞれの分析画像値の時間的シーケンスは、表示されて保存されているものの少なくとも１つであってもよい。第１及び第２のそれぞれの分析画像値の時間的シーケンスを表示することは、第１及び第２のそれぞれの分析画像値の時間的シーケンスの動画を再生することであってもよい。そのため、第１及び第２のそれぞれの分析画像値の時間的シーケンスを保存することは、患者の頭部の座標系における脳の前記部分の座標を保存することと、第１及び第２のシーケンスの間で与えられた刺激の表れを保存することを含む。
【００１８】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、前記刺激を与える工程は、患者に体の特定の部位を動かすように要求することを含む。この体の部位は、例えば、指などの体の端部であってもよい。
【００１９】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記刺激を与える工程は、患者に薬剤を投与する工程を含む。そのために、薬剤は内服あるいは外用されてもよい。薬剤投与は、患者に照射するということを含んでいてもよい。
【００２０】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記刺激を与える工程は、患者に視覚刺激、聴覚刺激、味覚刺激、嗅覚刺激及び触覚刺激のうちの少なくとも１つを与える工程を含む。そのために、例えば、写真、絵画、文字などの画像を患者に見せたり、音楽又はスピーチなどの音が発せられてもよい。
【００２１】
さらに、患者の舌に食物あるいは飲料を特に投与装置を使って供給して、異なる種類の食物あるいは飲料を患者に味わってもらってもよい。それら供給された食物あるいは飲料の温度などの物性は調節されていてもよい。さらに、患者は、鼻の近傍に物をもってゆくか鼻の中に特に道具を使って物を供給して、物の臭いを嗅いでもらってもよい。これにより、嗅覚の受容器神経細胞が活性化あるいは非活性化される。
【００２２】
さらに、患者に触覚又は体性感覚に対する刺激を経験してもらってもよい。このため、表面の粗さの異なる物、表面形状の異なる物、温度の異なる物が患者の皮膚の一部と接触してもよいし、異なる圧力を加えながら患者の皮膚の一部の上で滑らせられてもよい。具体的には、この種の刺激を与えることにより、麻酔の効果を検査することができる。
【００２３】
また、刺激を与えることとしては、意識行動を行なうよう要求することを含む。この行動は、例えば、指を動かすことを含む。
【００２４】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、本発明の方法は、出力画像、前記決定された座標及び前記出力画像中の少なくとも１つの連続領域のうちの少なくとも１つを参照して脳の一部を摘出する工程をさらに含む。脳の一部は、いくつかの領域を含んでいてもよい。これにより、例えば脳の前記部分にある所定の連続する領域を迂回して、摘出されるべき脳の領域にアクセスしてもよい。摘出されるべき領域は、そのため、測定光の侵入深さよりも深いところに位置する脳の層の中にあってもよい。
【００２５】
本発明の方法の好ましい実施の形態によれば、本発明の方法は、可視波長領域の脳の前記部分の画像を取得する工程をさらに含む。さらに、可視波長領域の画像は、前記第１の分析画像値、前記第２の分析画像値及び前記出力画像のうちの少なくとも１つと重ね合せて表示されてもよい。ここで、特に脳の表面に位置している血管が画像化されてもよく、同時に、決定された血流特性が表示されてもよい。
【００２６】
本発明の他の局面によれば、脳外科手術用ナビゲーションシステムが提供され、該ナビゲーションシステムは、患者の脳の位置座標を取得するための位置取得装置と、測定光を脳の一部分に照射し、かつ、照射された部分の少なくとも１つの一連の画像を取得し、前記一連の画像における分析画像値を前記部分の同一地点が画像化される画素に関連付けることによって前記一連の画像を処理するように構成された画像取得用測定器とを備え、前記分析画像値はこれら画素の画像値の時間変化の振幅及び周波数のうちの少なくとも１つに依存する。一方では、このシステムを利用して、脳の一部分のレーザ・ドップラー画像を取得することができる。他方、付属の位置取得装置は、これらの画像中の個々の点を脳内の位置に関連づけることができる。従って、刺激を与えられた後にレーザ・ドップラー信号が変化する脳内の位置を特定することができる。よって、位置取得装置は、異なる様式に設計されていてもよい。１つの可能性としては、画像取得用測定装置の物体平面に対して一定の位置に少なくとも３つのピンあるいは枕によって患者の頭部を保持するように適合された頭部カップリングシステムの提供である。位置取得装置は、光学的位置取得装置であってもよく、それにおいて患者の頭部の所定の位置の座標が決定される。それと同時に、画像取得用測定器の所定の位置の座標が決定される。従って、画像取得用測定器の座標系と患者の脳の座標系との関係を決定することができる。そして、測定器によって取得された画像の位置と患者の脳の位置との間の写像が得られる。画像取得用測定器は、脳の前記部分の一連の画像を時間的に連続して取得するように適合されている。その後、脳の前記部分から反射する光の強度値をその時間変化に関して分析することによって取得された一連の画像が評価される。ここで、強度値は画素ごとに得られる。この画像値の時間的変化の分析から得られた分析画像値は、このため、画像値の時間変化から決定することができる周波数スペクトルを使って得ることができる。具体的には、時間変化の周波数スペクトルのモーメントが含まれていてもよい。
【００２７】
本発明の当該局面の好ましい実施の形態によれば、前記画像取得用測定器は、１ｍｓ未満、特に０．１ｍｓ未満、又はさらに特に０．０３ｍｓ未満の露光積分時間を有するカメラを備えている。露光積分時間は、調整可能であってもよい。従って、画像値の時間変化の検出可能な周波数の変化は、１ｋＨｚよりも大きく、特に１０ｋＨｚよりも大きく、又はさらに特に３０ｋＨｚよりも大きい。本発明の好ましい実施の形態によれば、前記画像取得用測定器は、１ｋＨｚよりも大きい、特に１０ｋＨｚよりも大きい、又はさらに特に２０ｋＨｚよりも大きいフレームレートを有するカメラを備えている。カメラのフレームレートとは、一定時間のうちにカメラによって取得される画像の数を示す周波数のことである。もしフレームレートが、例えば、１０ｋＨｚである場合、そのカメラは、１秒間に１００００個の画像を取得することができる。従って、１ｋＨｚよりも大きい、特に１０ｋＨｚよりも大きい、又はさらに特に２０ｋＨｚよりも大きい周波数を有する画像値の時間変化をサンプリングすることが可能である。具体的には、カメラの検出器は、ＣＭＯＳセンサを備えている。得られた時間変化信号の周波数分析は、時間変化信号に寄与する周波数成分を決定することを可能にする。従って、ナイキストの定理によれば、０．５ｋＨｚよりも大きい、特に５ｋＨｚよりも大きい、又はさらに特に１０ｋＨｚよりも大きい周波数を有する周波数成分を決定することができる。周波数スペクトルの決定に関する画像値の時間変化の分析は、合計として、取得された時間変化になる周波数成分の振幅及び周波数を決定することを含む。
【００２８】
本発明の当該局面の好ましい実施の形態によれば、バンドパスフィルタが前記カメラの上流のビーム通路中に設けられており、前記バンドパスフィルタの透過特性は、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さい、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する光の透過が、前記バンドパスフィルタの全透過の１０％未満である。これにより、脳の前記部分から反射する所望の光のみがカメラによって検出されることが可能となる。これによって、例えば、測定光として可視光の小さなスペクトル範囲を利用することや目視検査のために脳の前記部分を白色光(可視領域の波長を含む光)で同時に照射することが可能となり、脳の前記部分で反射されたこの白色光によって測定に支障をきたすことはない。
【００２９】
本発明の好ましい実施の形態によれば、前記画像取得用測定器は、１３００ｎｍよりも大きく６００ｎｍよりも小さく、特に８２０ｎｍよりも大きく７８０ｎｍよりも小さい波長を有する光の発光強度が総発光強度の１０％未満となるように形成された発光スペクトルを有する光源を備えている。この実施の形態においては、これ以上の摂動光が脳の前記部分に入射しない場合は、カメラが特定の波長領域内の光のみを検出することが確実になる。
【００３０】
本発明の当該局面の好ましい実施の形態によれば、ナビゲーションシステムは、可視波長領域で患者の脳の画像を取得するための装置をさらに備えている。この設計により、レーザ・ドップラー画像の他、可視波長領域の画像も取得することができる。これは、可視波長領域において認識できる脳の前記部分の詳細とレーザ・ドップラー画像中の詳細とを結びつけるのに有利である。例えば、脳の表面での血管中の血流は、これにより、検査され得る。具体的には、これにより、可視波長領域において認識できる血管によっては血液が行き渡らない領域での血流を検査することもできる。
【００３１】
本発明の当該局面の好ましい実施の形態によれば、ナビゲーションシステムは、、特に分析画像値と重ね合せられた可視波長領域の画像を表示するための表示装置をさらに備えている。従って、さらに、可視波長領域において認識できる詳細とレーザ・ドップラー画像において認識できる詳細を重ね合わせることができる。これは、観察者のレーザ・ドップラー画像の理解を助ける。
【００３２】
発明の当該局面の好ましい実施の形態によれば、ナビゲーションシステムは、本発明の第１の局面の方法を行なうよう適合される。従って、前記ナビゲーションシステムを使用すれば、レーザ・ドップラー画像が刺激前後で取得され、かつ、表示され得、それらの変化を決定することができる。従って、この装置は、刺激がきっかけとなって起きる脳内の血流特性の変化を検査することに適している。これらの領域は、これにより、活性化あるいは非活性化領域として理解される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
以下、本発明を添付の図面を参照しながら説明する。
【００３４】
図１は、本発明の一局面における脳外科手術用ナビゲーションシステムの一実施の形態を示す。ナビゲーションシステム１は、結像システム２、測定光カメラ３、制御及び評価ユニット４、白色光カメラ６、刺激装置５、並びに、位置取得装置７を備えている。結像システム２の物体平面９には、頭部１５の脳１３の部分１１が配置されている。患者の頭部１５は、頭部カップリング装置１７を使用しレバー２１の配置を介して土台１９に接続されている。これにより、患者の頭部１５は、頭部カップリング装置１７に接続されているピン１７ａ、ピン１７ｂ、並びに、図示されていないピン１７ｃを用いて固定されている。座標系２３は土台１９に接続され、それにより頭部カップリング装置１７にも接続されている。該座標系２３は、座標軸ｘ、ｙ及びｚによって規定されている。結像システム２も、レバー２１の配置を介して土台１９に接続されている。結像システム２は、光２７を発する光源２５を備えている。図示される実施の形態において、光源は８０８ｎｍの波長を有する光を発するレーザである。前記光のコヒーレンス長は、数ｍｍになる。光源２５から発せられる光２７は、平らな波面を実質的に有する測定光３１を形成するようにビーム整形レンズ２９によって整形される。測定光３１は、半透明鏡３３及び半透明鏡３５を通過する。続いて、測定光３１は、脳１３の部分１１に入射する。脳１３の部分１１における位置ｘ、ｙで作用した測定光は、この位置ｘ、ｙから反射され、半透明鏡３５を通過し、半透明鏡３３で反射され、光３７を形成する。光３７は、測定光カメラ３に入る。これにより、光３７は、バンドパスフィルタ３９を通過する。前記バンドパスフィルタ３９は、７８０ｎｍ〜８２０ｎｍの範囲内の波長の光を通す。その後、フィルタをかけられた光３７は、カメラ対物レンズ４１を通過し、検出器４３の画素（ｉ，ｊ）にて検出される。検出器４３は、ＣＭＯＳセンサを備え、制御及び評価ユニット４に接続されている。前記制御及び評価ユニット４は、処理ユニット４５、表示ユニット４７、入力ユニット４９、並びに、保存ユニット５１を備えている。処理ユニット４５は、一連の画像を評価するように適合され、各画像は、画像値Ｉ（ｉ，ｊ）によって表される。詳細な評価方法については、下記にてさらに説明する。前記白色光カメラ６は、可視波長領域の光を取得するためにカメラ対物レンズ及び検出器４４を備えている。図１には図示されていない白色光源が、脳の部分１１を照射する。脳の前記部分１１の位置（ｘ，ｙ）で反射された白色光は、半透明鏡３５で反射され、カメラ対物レンズを通過し、検出器４４の画素（ｉ，ｊ）にて検出される。前記検出器で検出された白色光画像は、表示ユニット４７で表示される。
【００３５】
前記脳外科手術用ナビゲーションシステムは、患者を刺激するための刺激装置５をさらに備えている。前記刺激装置５は、刺激コントローラー５３及び患者を刺激するための様々な装置を備えている。これらの装置は、当該実施の形態においては、表示ユニット５５、スピーカ５７及び注入ロボット５９を備えている。表示ユニット５５は、患者の視野５６に配置される。また、スピーカ５７は、患者の耳５８に聞こえる範囲にある。患者の一方の腕６０には、輸液用バルブ６１が患者の血管に接続されている。供給用チューブ６３が、前記輸液用バルブ６１に挿入されている。供給用チューブ６３を介して、前記注入ロボット５９が患者の血管系に様々や薬剤を供給することができる。
【００３６】
図２を参照しながら、本発明の一実施の形態における評価方法について説明する。この方法においては、一連６５の画像６６が、図１に示す検出器４３によって取得される。図示されている実施の形態においては、画像６６のそれぞれが画素（ｉ，ｊ）の矩形領域を含む。当該実施の形態において、画素数は５１２×５１２ピクセルである。前記一連６５の画像の各画像６６の各画素（ｉ，ｊ）は、検出器４３によって取得されて画像値Ｉ（ｉ，ｊ）に関連付けられる。これによって、各画素（ｉ，ｊ）について、画像値Ｉ（ｉ，ｊ，ｔ）の時間的経過が形成される。ここに示されている方法は、これらの画像値の時間的変化を分析する工程を含む。ここに示されているダイヤグラム（図２の上段右側）おいて、画像値は、時間によって変化しない定数部分と時間による画像値の変化を表す変数部分とによって形成されている。その次に、当該方法においては、画像値の時間的経過の周波数スペクトルが計算される。周波数スペクトルは、例えば、フーリエ変換によって得ることができる。具体的には、本実施の形態においては、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）が用いられる。図２の下段左側において、このように得られた画像値の時間的変化の周波数スペクトルＳ（ν）は、参照符号６８によって表されている。Ｘ軸上では周波数ｆが表され、Ｙ軸上ではそれぞれの周波数成分の振幅Ａが表されている。周波数スペクトルＳ（ν）は、一般的にはパワースペクトルとも呼ばれ、時間的に変化する画像値Ｉ（ｉ，ｊ，ｔ）の振幅及び周波数を表す。次に、パワースペクトルの１次モーメントが、一連６５の画像の画素ごとに分析画像値を計算するために算出される。この１次モーメントは、灌流とも呼ばれる。灌流に代わって、互いに相対的に動いている粒子の濃度Ｃもしくは速度Ｖを、次式によって分析画像値として算出してもよい：
【００３７】
【数１】
2008289870.tif 000003
【００３８】
一連６５の画像の全画素に対して当該方法が行われた場合、分析画像７０が得られる。
【００３９】
図３は、本発明の方法の一実施の形態を示す。これによれば、患者の脳の一部分は、脳外科手術用ナビゲーションシステム１の結像システム２の物体平面９に配置される。患者の脳の部分１１に測定光３１を入射させるために、患者の頭蓋が開かれる。図３Ａにおいては、まず、第１の一連６５ａの画像６６ａが取得される。これにより、０．１ｍｓ未満の時間間隔を有する画像６６ａが取得される。取得された第１の一連６５ａの画像６６ａが、その後、図２を参照しながら上記評価方法によって評価される。このように、脳１３の部分１１における血流に関する情報を表す第１の分析画像７０ａが得られる。
【００４０】
図３Ｂにおいては、患者が、その後、刺激される。図示される実施の形態において、刺激は、指６４を持ち上げるという要求を含む。図３Ｂの右側では、患者が要求に従って指６４を持ち上げる様を表している。
【００４１】
図３Ｃにおいては、その後、患者の脳の前記部分の第２の一連６５ｂの画像６６ｂが取得される。同様に、続く画像６６ｂを取得する時間的間隔は、０．１ｍｓ未満である。第１の一連の画像の場合と同様に、第２の一連の画像６６ｂを評価して第２の分析画像７０ｂが得られる。その後、図３Ｄに示されるように、出力画像７２は、第１及び第２の分析画像を利用した計算から算出される。ここで示されている例において、該計算は、第１及び第２の分析画像の差を求めること含む。図３Ｄにおいて、分析画像７２は、等高線を用いて描かれている。画素（ｉ，ｊ）の周りの領域では出力画像７２が増加した値を示すことは明らかである。画素（ｉ，ｊ）の周りのこれらの増加した数値は、患者の脳の上記部分の対応する位置（ｘ，ｙ）の周りの領域が図３Ｂに示される刺激によって活性化又は不活性化されているということを示していると考えられる。
【００４２】
図４は、本発明の一実施の形態による測定の原理を示す。光３１が患者の脳の部分１１上に照射される。当該実施の形態において、前記光３１は、８０８ｎｍの波長を有し、レーザによって生成される。この波長の光の脳組織への侵入深さは、約１ｍｍから２ｍｍになる。レーザによって生成される８８０ｎｍの波長を有する光３１の分光幅は、前記光３１のコヒーレンス長が前記光３１の侵入深さの範囲となるように選択される。脳の検査される部分１１に存在する組織構造によっては侵入深さは１ｍｍから２ｍｍ以上あるいは未満になる。脳の部分１１において、入射光３１は、血液細胞７３及び血液細胞７５に照射される。血液細胞７３（白抜きの丸で図示）は、脳の検査される部分１１に対しては実質的に静止している。これに対して、血液細胞７５（ハッチングされた丸で図示）は、脳の検査される部分１１に対しては特定の速度で動いており、その程度及び方向は、図４に示す各々の血液細胞から伸びる矢印によって示されている。光３１は、血液細胞７３及び７５で反射されて散乱する。部分１１に対しては静止している血液細胞７３は、光３１を入射光３１の波長と同様の波長λ0を有する光として反射する一方、部分１１に対しては動いている血液細胞７５は、入射光３１を該照射光の波長とは異なる波長λ0＋Δλを有する光として反射する。もし血液細胞７５が入射光３１と同じ方向に動けば、血液細胞７５は、入射光３１の波長よりも大きい波長を有する光を反射する。もし血液細胞７５が入射光３１と反対方向に動けば、血液細胞７５は、入射光３１の波長よりも小さい波長を有する光を反射する。複数の血液細胞７３及び７５は、入射光３１に当たる。従って、前記複数の血液細胞から反射される光は、前記複数の血液細胞の速度によって、入射光の波長よりも大きい波長及び小さい波長を有する。この速度依存した光の波長のシフトは、一般的にドップラー効果と呼ばれている。異なる波長と異なる相対位相を有する光は、重なり合い、検出器４３の画素にて検出される。わずかに異なる波長を有する光が重なり合うと、ビート信号とも呼ばれる時間的に変動する信号になる。前記ビート信号からは、ビート信号を発生する、異なった波長を推測することができる。この異なった波長からは、検出された光を反射によって発生させた血液細胞の異なった速度が推測され得る。この方法を利用して、血液の動きに関する情報を得ることができる。とりわけ、この方法は、非常に単純でまたコスト効率も良い。この方法の他の大きな利点は、一秒未満の範囲にある高時間分解能である。これにより、特に外部からの影響すなわち刺激による血液の動きの変化を調べることができる。従って、ヒトの脳の機能領域を特定することができる。脳内の特定された領域は、脳外科手術中に確認することもできる。具体的には、機能領域を迂回して脳のより深層にある摘出されるべき脳の領域にアクセスすることができる。摘出されるべき脳の領域とは、特に患者の脳にある腫瘍などである。
【００４３】
図５Ａは、頭蓋冠が開かれている患者の脳の一部分の白色光画像７４を示す。患者の脳の表面には、いくらかの血管７６が見られる。これらの血管は、動脈及び静脈を含む。これら血管は、ますます枝分かれして、毛細血管７８になる。血管の間には脳組織が見られる。
【００４４】
図５Ｂは、前記患者の脳の同一部分から取得されたレーザ・ドップラー画像７０を示す。血流、灌流それぞれのより高い値は、より明るいグレー値によって表されている。白色光画像７４及びレーザ・ドップラー画像７０において構造の関連性が分かる。具体的には、白色光画像中で血管を示している脳の前記部分の領域は、レーザ・ドップラー画像中ではいくぶん減少した血液の動きを示しているのが明らかである。考えられる説明としては、白色光画像７４ではっきりと見える血管の中での血液の動きは速すぎて、ここで描かれている測定装置の実施の形態では得ることができないことである。事実、大動脈での血流速度は、毎秒数メートルにもなる。中程度及び小さいサイズの毛細血管においては、血流速度は、毎秒数センチメートルまで減少する。微小毛細血管でのみ毎秒数ミリメートルという血流速度がみられ、本実施の形態の測定装置によって検出することができる。本実施の形態において、白色光画像７４及びレーザ・ドップラー画像７０は、レーザ光と白色光の同時照射及び同時検出によって得られる。
【００４５】
図６は、秒単位ｓでの時間ｔに依存するレーザ・ドップラー画像の全画素の平均分析画像値を示すダイヤグラムである。よって、図６のダイヤグラムは、ヒトの脳の一部分における経時的な平均血液移動を表す。この実施例において、患者は、参照符号８２で表される時点において大きな声で数を数えるように要求された。参照符号８３で表される時点において、患者は、数を数えるのを止めるように要求された。この一連の要求は繰り返し行われ、数を数えるそして数えることを止めるという要求を異なる時間間隔で行った。数を数える要求がなされた参照符号８２で表される時点、及び、数を数えるのを止める要求がなされた参照符号８３で表される時点から、ｙ軸上に表された強度信号の依存性が分かる。従って、本発明の方法を用いて、刺激による脳内の血流の変化を検出することが可能であるということが示される。
【００４６】
図７Ａ及び図７Ｂは、本発明の脳の一部分を表示する方法による出力画像を脳の同一部分の白色光画像と重ね合わせたものを示す。画像端部に沿ってある数字は、画素のインデックスを表す。白色光画像は、図７Ａ及び図７Ｂにおいては、それぞれグレースケール画像として描かれている。出力画像は、等高線画像として描かれている。出力画像は、次のようにして得られた：第１及び第２の一連の画像を取得するのであるが、第２の一連の画像を取得する際に患者は指を動かした。このようにして、患者が指を動かしているときの８組の一連の画像を取得し、それと交互に、患者が指を静かに保持したままで８組の画像シーケンスを取得した。ここで、前記一連の画像を取得するときの時間的な長さは一定ではなく、あるときは２０秒、あるときは１０秒、そしてあるときは３０秒であった。図７Ａ及び図７Ｂに描かれた出力画像は、第１の一連の画像の平均値と第２の一連の画像の平均値とを比較して得られた。図７Ａの画像の等高線は、脳の前記部分の灌流すなわち血液の動きの増加を表す一方、図７Ｂの画像の等高線は、指を動かすことによる脳の前記部分の灌流すなわち血液の動きの減少を表す。脳の前記取得された部分の中央部下方領域において、指を動かしているときに顕著な血液の動きの減少が検出されたことは明らかである。脳の前記取得された部分の他の領域においては、そのような特定の領域で連続する血液の動きの減少あるいは増加の検出はなかった。この知見の考えられる説明としては、血液の動きの顕著な減少によって特定される脳の前記部分の連続する領域は、指を動かしている間は活性化あるいは不活性化されるということである。逆に、この領域の活性化もしくは不活性化によって指の運動が起こる可能性もある。興味深いことに、まさにこの領域が、指の運動に関係する領域として別の電気刺激実験で特定された。図７Ａ及び図７Ｂに示されている他の領域は、指の運動に関係する領域としては検出されなかった。よって、本発明の方法は、ヒトの脳の機能領域を特定するための非侵襲的方法であることが証明された。
【図面の簡単な説明】
【００４７】
【図１】本発明の一局面における脳外科手術用ナビゲーションシステムを示す図
【図２】本発明の一実施の形態における評価方法を示す図
【図３Ａ】本発明の一局面における患者の脳の一部分を表示する方法を示す図
【図３Ｂ】本発明の一局面における患者の脳の一部分を表示する方法を示す図
【図３Ｃ】本発明の一局面における患者の脳の一部分を表示する方法を示す図
【図３Ｄ】本発明の一局面における患者の脳の一部分を表示する方法を示す図
【図４】本発明の一実施の形態における測定方法の原理を示す図
【図５Ａ】患者の脳の一部分の白色光画像を示す図
【図５Ｂ】患者の脳の一部分のレーザ・ドップラー画像を示す図
【図６】好ましい実施の形態における分析方法によるダイヤグラムを示す図
【図７Ａ】本発明の方法の一実施の形態よって得られた白色光画像及び出力画像を重ね合わせた図（前記出力画像は、刺激前後に取得されたレーザ・ドップラー画像から得られた）
【図７Ｂ】本発明の方法の一実施の形態よって得られた白色光画像及び出力画像を重ね合わせた図（前記出力画像は、刺激前後に取得されたレーザ・ドップラー画像から得られた）
【図１】
2008289870.tif 000004
【図２】
2008289870.tif 000005
【図３Ａ】
2008289870.tif 000006
【図３Ｂ】
2008289870.tif 000007
【図３Ｃ】
2008289870.tif 000008
【図３Ｄ】
2008289870.tif 000009
【図４】
2008289870.tif 000010
【図６】
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【図５Ａ】
2008289870.tif 000012
【図５Ｂ】
2008289870.tif 000013
【図７Ａ】
2008289870.tif 000014
【図７Ｂ】
2008289870.tif 000015
【外国語明細書】
2008289870000001.pdf