DE3831278A1 - Stereotaktisches geraet - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft ein stereotaktisches Gerät zum Kenn
zeichnen der Lage eines für eine chirurgische Operation in
teressierenden Bereichs bei der Stereotaxie auf der Grund
lage eines Schichtbildes (Tomographiebildes) eines bestimm
ten Abschnitts eines Patienten, welches mit Hilfe einer
schichtbildgebenden Einrichtung erhalten wird.
Stereotaxie (stereotaktische Operation) nennt man einen
chirurgischen Eingriff zum Entfernen, Zerstören oder Aus
leiten eines kranken Abschnitts, zum Beispiel eines Gehirn
tumors. Solche Operationen werden in neurochirurgischen
Kliniken durchgeführt. Die Lage eines kranken Bereichs (das
heißt eines chirurgischen Ziels) innerhalb eines Gehirns
wird berechnet in Form von dreidimensionalen Koordinaten
auf der Grundlage eines durch Tomographie erhaltenen
Schichtbildes. Zum Beispiel wird in den kranken Bereich
eine Sonde eingeführt, um den Bereich zu zerstören.
Fig. 1 und 2 zeigen ein Beispiel für ein herkömmliches ste
reotaktisches Gerät. Das Gerät enthält einen am Kopf eines
Patienten befestigten Rahmen 1, an welchem zwei Aufnahme
lehren 2 befestigt sind. Markierungseinrichtungen 3 (3-1,
3-2 und 3-3) sind in jeder Aufnahmelehre 2 angeordnet, und
sie werden als Markierungsbilder zusammen mit einem
Schichtbild des Kopfs dargestellt. An dem Rahmen 1 ist ein
Operationswerkzeug befestigt, bestehend aus einer Sonde 4
und einem zu deren Positionierung dienenden Bogen 5.
Das Gerät besitzt ein an dem Rahmen 1 definiertes Rahmen-
Koordinatensystem (x, y, z). Der Chirurg führt die Sonde 4
auf der Grundlage der Koordinaten (x o, y o, z o) des chirur
gischen oder Operationsziels T des Rahmen-Koordinatensy
stems in das Ziel T ein. Beispielsweise ist der Ursprung I o
des Rahmen-Koordinatensystems definiert als Schnittpunkt
einer die Markierelemente 3-1 beider Aufnahmelehren 2 ver
bindenden Linie und einer die Markierelemente 3-2 beider
Aufnahmelehren 2 verbindenden Linie. Die x-, y- und z-Ach
sen sind in der in Fig. 1 und 2 dargestellten Weise defi
niert.
Ein Tomographiebild (ein Schichtbild senkrecht zur z-Achse)
des Kopfs erhält man durch die schichtbildgebende Einrich
tung, und das Tomographiebild wird in der beispielsweise in
Fig. 3 dargestellten Weise angezeigt. Dieses Bild besitzt
ein Bild-Koordinatensystem (X, Y, Z). Die Koordinaten (X o,
Y o, Z o) des Operationsziels T innerhalb dieses Bild-Koordi
natensystems lassen sich aus dem Bild ermitteln. Allerdings
stimmt das Bild-Koordinatensystem nicht mit dem Rahmen-Ko
ordinatensystem überein, so daß die Entsprechung zwischen
Bild-Koordinatensystem und Rahmen-Koordinatensystem erst
hergestellt werden muß. Dazu muß das Rahmen-Koordinatensy
stem auf dem Bild definiert werden. Hierzu werden die Mar
kierelemente 3 in den Aufnahmelehren 2 verwendet.
Die Markierelemente 3 werden zusammen mit dem Kopf tomogra
phisch abgebildet und als Markierbilder 3 zusammen mit ei
nem Tomographiebild des Kopfs dargestellt. Die Lagebezie
hung zwischen dem Tomographiebild des Kopfs und den Markie
rungsbildern ist die gleiche wie die zwischen Kopf und Mar
kierelementen. Aus diesem Grund wird das Rahmen-Koordina
tensystem (x, y) auf dem Bild rekonstruiert (die Rekon
struktion entlang der z-Achse wird weiter unten erläutert),
was auf der Grundlage der Markierungsbilder 3 erfolgt, und
zwar mit Hilfe der gleichen Prozeduren, wie sie beim Ein
stellen des Rahmen-Koordinatensystems durchgeführt werden.
Deshalb werden die Koordinaten (x o, y o) des Operationsziels
T berechnet durch Messung mit einer Skala auf der Grundlage
des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems. Der Chirurg
kann auf der Grundlage der berechneten Koordinaten die
Sonde 4 in das Operationsziel T einführen.
Als schichtbilderzeugende Einrichtung wird ein Kernspinre
sonanzgerät verwendet. Ein Punkt mit Null-Intensitäten von
X-, Y- und Z-Achsen-Gradientenfeldern wird als die Mitte
des Magnetfeldes definiert. Wie in Fig. 3 gezeigt ist, wird
(Gradientenfeld-Koordinatensystem) = (Bild-Koordinatensy
stem) = (X, Y, Z) festgelegt.
Ungleichförmige Intensitätsverteilungen des statischen Fel
des und der Gradientenfelder ergeben sich an von der Mitte
des Magnetfelds entfernt liegenden Stellen. Die Intensität
des statischen Feldes muß gleichförmig sein, ist tatsäch
lich aber ungleichförmig. Die Intensität jedes Gradienten
feldes muß eine lineare Kennlinie haben, d. h. muß propor
tional zur Lage der entsprechenden Gradientenfeld-Achse
sein, ist tatsächlich jedoch verzerrt. Aus diesen Gründen
hat die Intensität des Magnetfeldes (d.h. Intensität des
statischen Feldes + Intensität jedes Gradientenfeldes)
keine lineare Kennlinie, d.h. ist nicht proportional zur
Lage der jeweiligen Gradientenfeld-Achse, und ist verzerrt.
Als Folge davon ist das rekonstruierte Bild verzerrt und
weicht häufig von der Position ab, an der das Bild theore
tisch dargestellt werden müßte.
Das Ausmaß der Ungleichförmigkeit der Intensitätsverteilung
des Magnetfelds nimmt weit ab von der Mitte des Magnet
feldes zu. Bei einem herkömmlichen stereotaktischen Gerät
ist die Aufnahmelehre 2 gemäß Fig. 1 flach ausgebildet, das
heißt: die Markierelemente 3 befinden sich auf oder in ei
ner flachen imaginären Ebene. Aus diesem Grund unterschei
den sich, wie aus Fig. 3 hervorgeht, die Abstände zwischen
der Mitte des Magnetfeldes und den Markierungsbildern 3-1,
3-2 und 3-3 voneinander. Ein von der Mitte des Magnetfeldes
relativ weit entferntes Markierungsbild ist stärker ver
zerrt als ein näher an der Mitte des Magnetfeldes befindli
ches Markierungsbild und wird mit einem größeren Positions
fehler dargestellt. Es ergeben sich also Positionsfehler
des Markierungsbildes.
Das Ausmaß der Ungleichförmigkeit ist proportional zur
vierten bis fünften Potenz des Radius bezüglich der Mitte
des Magnetfeldes. Verzerrungen der zwei Markierungsbilder
3-1 und 3-3 rechts in Fig. 3 zeigen im Vergleich: Wenn der
Abstand zwischen dem Markierungsbild 3-3 und der Mitte des
Magnetfeldes r beträgt und der Abstand zwischen dem Markie
rungsbild 3-1 und der Mitte des Magnetfeldes √ 2r beträgt
(ein durch das Markierungsbild 3-3, die Mitte des Magnet
bildes und das Markierungsbild 3-1 definierter Winkel be
trägt 45°), ist also das Markierungsbild 3-1 bezüglich des
Markierungsbildes 3-3 um das (√ 2)n-fache verzerrt (n = 4
bis 5). Demzufolge beträgt der Positionsfehler des Markie
rungsbildes 3-1 das (√ 2)n-fache dessen des Markierungsbil
des 3-3. Das Markierungsbild 3-1 weicht zum Beispiel in der
in Fig. 3 durch eine gestrichelte Linie angedeuteten Weise
ab.
Der Positionsfehler des Markierungsbildes ermöglicht keine
exakte Rekonstruktion des Rahmen-Koordinatensystems. Die
Koordinaten des Operationsziels innerhalb des Rahmen-Koor
dinatensystems lassen sich häufig nicht exakt berechnen.
Wenn als schichtbildgebende Einrichtung ein Röntgenstrahl-
CT-Gerät verwendet wird, ergibt sich folgendes Problem: Ein
Bild wird aufgrund konstruktiver Beschränkungen auf einem
kreisrunden Anzeigeschirm des Röntgenstrahl-CT-Geräts dar
gestellt. Ferner ist das Tomographiebild ein vergrößertes
oder verkleinertes Bild.
Um das Tomographiebild präzise darzustellen, wird es vor
zugsweise als möglichst vergrößertes Bild dargestellt. Um
das Rahmen-Koordinatensystem zu rekonstruieren, müssen auf
dem Bildschirm Markierungsbilder angezeigt werden, weshalb
eine Vergrößerung derart voreingestellt wird, daß die Mar
kierungsbilder 3 in der Nähe der Umfangskante des Anzeige
schirms erscheinen, wie in Fig. 11 gezeigt ist.
Bei dem herkömmlichen stereotaktischen Gerät jedoch befin
den sich die Markierungselemente in einer flachen ima
ginären Ebene. Aus diesem Grund muß Platz für die Markie
rungsbilder 3 in ausreichendem Maß zwischen dem Tomogra
phiebild des Kopfs und der Umfangskante des Anzeigeschirms
verbleiben. Die Vergrößerung des Bildes wird dadurch unver
meidlich klein. Das Tomographiebild des Kopfs und die Mar
kierungsbilder werden auf dem Anzeigeschirm in nur relativ
geringer Größe dargestellt. Damit leidet die Genauigkeit
des Tomographiebildes des Kopfs. Ferner werden die Markie
rungsbilder nur in relativ geringer Größe angezeigt. Die
Markierungsbilder auf dem Anzeigeschirm lassen sich mögli
cherweise nicht genau ablesen. Als Folge davon läßt sich
das Rahmen-Koordinatensystem nicht genau ermitteln.
Hauptaufgabe der Erfindung ist die Schaffung eines stereo
taktischen Geräts, bei dem eine genaue Rekonstruktion eines
Rahmen-Koordinatensystems auf einem Bild und mithin eine
exakte Berechnung der Koordinaten eines Operationsziel mög
lich ist. Positionsfehler von Markierungsbildern sollen
durch Unterdrückung der Verzerrung der Markierungsbilder
unterdrückt werden, wenn ein Tomographiebild mit einem
Kernspinresonanz-Gerät erhalten wird. Ein Tomographiebild
soll exakt dargestellt werden, wenn das Tomographiebild von
einem Röntgenstrahl-CT-Gerät aufgenommen wird.
Diese Aufgabe wird durch die in den Ansprüchen angegebene
Erfindung gelöst, wobei in den abhängigen Ansprüchen vor
teilhafte Weiterbildungen der Erfindung angegeben sind.
Erfindungsgemäß befindet sich die Markierungseinrichtung
bzw. befinden sich die Markierelemente in einer imaginären
gekrümmten Fläche, die bezüglich eines bestimmten Bereichs
eines Patienten konkav geformt ist. Wenn daher das Tomogra
phiebild mit Hilfe eines Kernspinresonanz-Geräts erhalten
wird, befinden sich die Markierelemente an Winkelpositio
nen, die sämtlich von der Mitte des Magnetfelds gleichen
Abstand haben. Im Vergleich zu der herkömmlichen Einrich
tung, bei der sich die Markierelemente in einer flachen
imaginären Ebene befinden, haben die Markierelemente also
einen geringeren Abstand zur Mitte des Magnetfeldes. Da die
Ungleichförmigkeit der Intensität des Magnetfelds in gerin
gerer Nähe zur Mitte des Magnetfelds jedoch minimiert ist,
wird die Markierungsbild-Verzerrung stärker unterdrückt als
bei dem herkömmlichen stereotaktischen Gerät, so daß die
Positionsfehler des Markierungsbilds verkleinert werden.
Demzufolge läßt sich das Rahmen-Koordinatensystem auf der
Abbildung genau rekonstruieren, so daß die Koordinaten des
Operationsziels genau berechnet werden können.
Wird das Tomographiebild von einem Röntgenstrahl-CT-Gerät
erhalten, wie in Fig. 13 dargestellt ist, muß im Gegensatz
zu dem herkömmlichen Gerät der Abstand der Markierungsele
mente nicht in so großem Maß zwischen Tomographiebild und
Umfangskante des Anzeigeschirms bereitgestellt werden. Des
halb läßt sich eine stärkere Vergrößerung wählen als bei
dem herkömmlichen Gerät. Demzufolge kann ein großflächiges
Tomographiebild angezeigt werden, und die Positionen der
abgebildeten Markierungen lassen sich leicht ablesen. Dem
zufolge läßt sich das Rahmen-Koordinatensystem genau rekon
struieren, und mithin können die Koordinaten des Operati
onsziels genau berechnet werden.
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung an
hand der Zeichnung näher erläutert: Es zeigen:
Fig. 1 und 2 herkömmliche stereotaktische Geräte, wobei
Fig. 1 eine Vorderansicht des Geräts und
Fig. 2 eine Seitenansicht des Geräts ist;
Fig. 3 eine Ansicht eines ein tomographisches Bild
eines Kopfs und Markierungsbilder enthalten
den Bildes (Stand der Technik);
Fig. 4 eine Ansicht eines bildgebenden Kernspinreso
nanz-Geräts;
Fig. 5 eine perspektivische Ansicht einer ersten
Ausführungsform eines erfindungsgemäßen
stereotaktischen Geräts;
Fig. 6 eine perspektivische Ansicht von Aufnahmeleh
ren, die in dem stereotaktischen Gerät nach
Fig. 5 angeordnet sind;
Fig. 7 eine Vorderansicht des stereotaktischen Ge
räts nach Fig. 5;
Fig. 8 eine Ansicht eines Bildes, welches ein Tomo
graphiebild eines Kopfs und Markierungsbilder
enthält, beide mit Hilfe eines Kernspinreso
nanz-Geräts erhalten;
Fig. 9A und 9B Ansichten von drei Aufnahmelehren;
Fig. 10 eine Ansicht einer Anordnung eines Röntgen
strahl-CT-Geräts; und
Fig. 11 und 12 Bilder, die mit Hilfe des Röntgenstrahl-CT-
Geräts erhalten wurden, wobei Fig. 11 das
Bild auf der Grundlage der herkömmlichen Me
thode und Fig. 12 das Bild auf der Grundlage
der vorliegenden Erfindung darstellt.
Fig. 4 bis 8 zeigen eine Ausführungsform eines stereotakti
schen Geräts in Verbindung mit einem bildgebenden Kernspin
resonanz-Gerät.
Wie aus Fig. 4 hervorgeht, enthält das Kernspinresonanz-Ge
rät ein Paar Spulen 32 zum Erzeugen eines statischen
gleichförmigen Magnetfeldes. Eine Spule 34 zur Erzeugung
eines X-Achsen-Gradientenfeldes, eine Spule 36 zur Erzeu
gung eines Y-Achsen-Gradientenfeldes und eine Spule 38 zur
Erzeugung eines Z-Achsen-Gradientenfeldes sind im Inneren
des Paares von Spulen 32 für die Erzeugung des statischen
Magnetfeldes angeordnet. Die Spulen 32 für das statische
Magnetfeld sind an eine Steuerung für das statische Feld,
40, angeschlossen. Die X-Achsen-Spule 34, die Y-Achsen-
Spule 36 und die Z-Achsen-Spule 38 sind an Gradientenfeld-
Energiequellen 42, 44 bzw. 46 angeschlossen. Als Mitte des
Magnetfelds ist ein Punkt mit null Intensitäten für die X-,
Y- und Z-Achsen-Gradientenfelder definiert.
Das Kernspinresonanz-Gerät enthält eine Sender-/Empfänger-
Spule 48, mit der ein Signal zum Erzeugen eines magneti
schen Drehfeldes gesendet und ein induziertes Kernspinreso
nanz-Signal erfaßt wird. Die Spule 48 ist an einen Sender
50 angeschlossen, von dem ein Sendesignal geliefert wird,
und ist an einen Empfänger 52 für den Empfang eines Detek
torsignals angeschlossen. Die Energiequellen 42, 44 und 46
für das X-, Y- bzw. Z-Achsen-Gradientenfeld, der Sender 50
und der Empfänger 52 sind an eine Ablaufsteuerung 54 ange
schlossen und werden von dieser mit einer gewünschten Im
pulsfolge angesteuert. Die Ablaufsteuerung 54 und der Emp
fänger 52 sind zur Steuerung des Gesamtbetriebs des Systems
und zur Signalverarbeitung an ein Computersystem 56 ange
schlossen. Dieses Computersystem 56 ist zur Darstellung
eines Tomographiebildes an eine Anzeige 58 angeschlossen.
Der Kopf eines Patienten wird in ein gleichförmiges stati
sches Feld eingebracht, welches von den Spulen 32 für das
statische Magnetfeld erzeugt wird. In diesem Zustand werden
von den Spulen 34, 36 und 38 erzeugte X-, Y- und Z-Achsen-
Gradientenfelder dem statischen Feld überlagert. Gleichzei
tig wird ein Sender 50 durch die Ablaufsteuerung 54 von
einer Impulsfolge angesteuert. Beispielsweise bilden 90°-
und 180°-Impulse ein magnetisches Drehfeld mit Hilfe der
Sender-/Empfänger-Spule 48, mit welchem der Kopf des Pa
tienten beaufschlagt wird. Im Gehirn des Patienten wird ein
Kernspinresonanz-Signal erzeugt. Das induzierte Kernspinre
sonanz-Signal wird von der Sender-/Empfänger-Spule 48 er
faßt, und das erfaßte Signal wird von dem Computersystem 56
übernommen. Die Bildreproduktion erfolgt mit Hilfe des Com
putersystems 56. Dazu wird das Detektorsignal einer Fou
rier-Transformation unterzogen, um Bildinformation von
einer Schicht des Patienten zu gewinnen. Diese Bildinforma
tion wird in ein Videosignal umgesetzt, und auf der Anzeige
58 wird ein Tomographiebild (Schichtbild oder Schnittbild)
dargestellt.
Wie in Fig. 5 gezeigt ist, besitzt das stereotaktische Ge
rät einen ringförmigen Rahmen 60 aus nicht magnetischem Ma
terial. Der Rahmen 60 ist mit mehreren Stiften 62 an dem
Kopf des Patienten fixiert. Die Stifte 62 sind in dem Rah
men 60 beispielsweise durch Gewinde gehalten. Die fernen
Enden der Stifte 62 schlagen gegen am Schädel ausgebildete
Vertiefungen 63 an (Fig. 7). Selbst wenn sich der Patient
während der Operation bewegt, wird der Rahmen 60 nicht von
dem Kopf entfernt.
Ein Operationswerkzeug besteht aus einer Sonde 68 und einem
halbkreisförmigen Bogenelement 64 zum Positionieren der
Sonde 68, montiert an dem ringförmigen Rahmen 60. Das Bo
genelement 64 ist schwenkbar auf Achsstummeln 66 montiert.
Die Sonde 68 ist in eine in dem Bogenelement 64 ausgebil
dete Nut eingesetzt. Das Bogenelement 64 wird verschwenkt,
die Sonde 68 wird über dem chirurgischen Ziel positioniert,
und die Sonde wird in das chirurgische Ziel eingeführt.
An dem Rahmen 60 sind Aufnahmelehren 70 und 71 montiert.
Wie in Fig. 6 gezeigt ist, umfassen die Aufnahmelehren 70
und 71 Taschen oder Fächer 72, in denen Markierelemente 76
(76-1, 76-2 und 76-3) und 77 (77-1, 77-2 und 77-3) angeord
net sind, die beispielsweise aus Glas bestehen, welches
nicht die Erzeugung von Kernspinresonanz-Signalen gestat
tet, sowie Füller (z.B. Öl und Fette) 74, die in die Ta
schen 72 eingefüllt sind und eine starke Erzeugung von
Kernspinresonanz-Signalen gestatten. Die Markierelemente
können aus einem Material bestehen, das eine starke Erzeu
gung des Kernspinresonanz-Signals gestattet. In diesem Fall
besteht aber der Füller 64 aus einem Material, welches
keine Erzeugung eines Kernspinresonanz-Signals ermöglicht.
In anderen Worten. Entweder die Markierelemente oder die
Füller dienen zum Erzeugen des Kernspinresonanz-Signals.
Die Aufnahmelehren 70 und 71 sind so ausgebildet, daß sie
zur Kopfseite hin konkav sind, wie aus Fig. 6 hervorgeht.
Insbesondere befinden sich die Markierelemente 76 und 77
auf einer imaginären gekrümmten Fläche mit zur Kopfseite
hin konkaver Form. Die gekrümmte imaginäre Fläche 78 be
sitzt bezüglich der sich in Z-Richtung des Gradientenfeldes
erstreckenden Achse 79 einen vorbestimmten Radius. Die Mar
kierelemente 76-1, 76-2, 77-1 und 77-2 verlaufen parallel
zueinander, während weitere Markierelemente 76-3 und 77-3
entlang der imaginären gekrümmten Fläche 78 spiralförmig
verlaufen.
Im folgenden wird ein Verfahren zum Berechnen der Koordina
ten eines Operationsziels beschrieben.
Wie in Fig. 7 gezeigt ist, besitzt das stereotaktische Ge
rät ein Rahmen-Koordinatensystem (x, y, z), welches an dem
Rahmen 60 definiert ist. Ein Chirurg führt die Sonde 68 in
das Operationsziel ein auf der Grundlage der Koordinaten
(x o, y o, z o) des in dem Rahmen-Koordinatensystem definier
ten Ziels. Das Rahmen-Koordinatensystem ist in der in Fig.
7 veranschaulichten Weise definiert. Ein Schnittpunkt zwi
schen einer Linie, die das Markierelement 76-1 und das Mar
kierelement 77-1 verbindet, und einer Linie, die das Mar
kierelement 76-2 und das Markierelement 77-2 verbindet, ist
als Ursprung I o des Rahmen-Koordinatensystems definiert.
Die x-Achse erstreckt sich vom Ursprung I o zur Kopfseite
hin. Die y-Achse erstreckt sich vom Ursprung I o in Richtung
des Gesicht des Patienten. Die z-Achse ist die Körperachse
des Patienten vom Ursprung I o aus.
Wie in Fig. 8 gezeigt ist, wird mit Hilfe des Kernspinreso
nanz-Geräts eine Schichtaufnahme des Kopfs aufgenommen und
als Bild dargestellt. Dieses Bild besitzt ein Bild-Koordi
natensystem (= Gradientenfeld-Koordinatensystem) (X, Y, Z).
Aus diesem Grund werden die Koordinaten (X o, Y o, Z o) des
Operationsziels T in dem Bild-Koordinatensystem auf der
Grundlage des Tomographiebildes berechnet. Allerdings paßt
das Bild-Koordinatensystem nicht mit dem Rahmenkoordinaten
system überein. Aus diesem Grund muß die Entsprechung zwi
schen den zwei Koordinatensystemen hergestellt werden. Dazu
muß das Rahmen-Koordinatensystem auf dem Bild erzeugt wer
den. Hierzu werden die Markierelemente 76 und 77 verwendet.
Die Markierelemente 76 und 77 werden zusammen mit dem Kopf
tomographisch aufgenommen und als Markierungsbilder 76 und
77 in Verbindung mit der Schichtaufnahme des Kopfs ange
zeigt. Die Lagebeziehung zwischen den Markierungsbildern
und der Schichtaufnahme des Kopfs ist die gleiche wie die
zwischen Kopf und Markierungsbildern. Das Rahmen-Koordina
tensystem wird auf dem Bild unter Zugrundelegung der Mar
kierungsbilder 76 und 77 rekonstruiert. Der Ursprung I o des
Rahmen-Koordinatensystems wird ermittelt als Schnittpunkt
zwischen einer Linie, die das Markierungsbild 76-1 und das
Markierungsbild 77-1 verbindet, und eine Linie, die das
Markierungsbild 76-2 und das Markierungsbild 77-2 verbin
det.
Die x- und y-Achse werden auf der Grundlage des rekonstru
ierten Ursprungs I o rekonstruiert. Die Koordinaten (x o, y o)
des Operationsziels werden berechnet durch Messung mit
einer Skala auf der Grundlage der x- und y-Achsen. Wenn das
Tomographiebild und die Markierungsbilder im verkleinerten
Maßstab dargestellt werden, wird ein Verkleinerungskoeffi
zient berücksichtigt. Diese Operationen können mit Hilfe
eines Computerprogramms realisiert werden.
Die Koordinate (z o) des Operationsziels T in dem Rahmen-Ko
ordinatensystem wird nicht direkt auf dem Bild erhalten,
sondern folgendermaßen: Die Markierelemente 76-3 und 77-3
sind gemäß Fig. 6 spiralförmig ausgebildet. Wenn sich daher
die Punkte der Markierelemente 76-3 und 77-3 entlang der z-
Achse ändern, ändern sich die Werte von x und y. Wenn die
x- und y-Werte auf den Markierungsbildern 76-3 und 77-3 er
halten werden, läßt sich der z-Wert der das Operationsziel
enthaltenden Schicht ermitteln. Es sei angenommen, der Win
kel zwischen der Markierung 76-1, dem Ursprung IO und der
Markierung 76-2 betrage N 0, der Winkel, der definiert wird
durch die Markierung 76-1, den Ursprung IO und die Markie
rung 76-3, betrage N 1,und die Länge auf der z-Achse für
die Markierung 76-1 oder 76-2 betrage 1. In diesem Fall ist
der Winkel N 0 stets konstant. Wenn aber die Differenz zwi
schen dem z-Wert der Schicht und einem dem Scheitel des
Kopfs entsprechenden klein wird, nimmt der Winkel N 1 ab.
Wird die Differenz größer, nimmt der Winkel N 1 entsprechend
zu. Daher läßt sich der z-Wert der Schicht erhalten durch
das Verhältnis von N 1 zu N 0. Der z-Wert der Schicht läßt
sich also folgendermaßen darstellen:
Die Koordinaten (x o, y o, z o) des Operationsziels T in dem
Rahmen-Koordinatensystem lassen sich in der oben beschrie
benen Weise erhalten. Der Chirurg führt die Sonde 68 in das
Operationsziel ein, wobei er die oben erwähnten Koordinaten
zugrunde legt. Wie eingangs erläutert, sind die Intensi
tätsverteilungen des Magnetfelds des statischen Feldes und
der Gradientenfelder in einem Kernspinresonanz-Gerät übli
cherweise nicht gleichförmig. Das Ausmaß der Ungleichför
migkeit nimmt mit zunehmender Entfernung von der Mitte des
Magnetfelds zu. Bei dem herkömmlichen stereotaktischen Ge
rät gemäß Fig. 1 sind die Markierelemente 3 entlang der
flachen imaginären Ebene angeordnet. Aus diesem Grund un
terscheiden sich die Abstände zwischen der Mitte des Ma
gnetfeldes und den Markierungsbildern 3-1, 3-2 und 3-3 von
einander. Ein Markierungsbild, welches relativ weit von der
Mitte des Magnetfeldes entfernt ist, wird stärker verzerrt
als eines, welches sich dicht in der Nähe der Mitte des Ma
gnetfeldes befindet, und es wird demzufolge mit einem Posi
tionsfehler dargestellt. Wie zum Beispiel durch gestri
chelte Linien in Fig. 3 angedeutet ist, ist das Markie
rungsbild 3-1 verzerrt, was zu einem Positionsfehler führt.
Im Gegensatz dazu befinden sich sämtliche Markierelemente
76-1, 76-2, 76-3, 77-1, 77-2 und 77-3 auf der gekrümmten
Fläche 78, die zur Kopfseite hin konkav ausgebildet ist.
Aus diesem Grund sind sämtliche Markierelemente an solchen
Winkelpositionen angeordnet, die bezüglich der Mitte des
Magnetfeldes äquidistant sind. Wie aus einem Vergleich der
Fig. 3 und 8 hervorgeht, befinden sich erfindungsgemäß
sämtliche Markierelemente relativ nahe bei der Mitte des
Magnetfeldes. Die Ungleichförmigkeit der Intensität des Ma
gnetfeldes ist an den Stellen in der Nähe der Mitte des Ma
gnetfeldes verringert. Die Verzerrung des Markierungsbildes
gemäß der Erfindung ist im Vergleich zu der herkömmlichen
Anordnung reduziert, und demzufolge sind auch Positionsfeh
ler der Markierungsbilder unterdrückt oder verringert. Des
halb läßt sich das Rahmen-Koordinatensystem genau rekon
struieren und demzufolge lassen sich auch die Koordinaten
des Operationsziels genau ermitteln.
Wie aus der obigen Beschreibung hervorgeht, erhöht sich die
Ungleichförmigkeit der Magnetfeldstärke an einer Position
fern von der Mitte des Magnetfeldes. Erfindungsgemäß befin
den sich die Markierelemente in größtmöglicher Nähe des
Kopfs. Weiterhin läuft die Achse 79 der imaginären gekrümm
ten Fläche 78, in der die Markierungen liegen, vorzugsweise
durch die Mitte des Magnetfeldes.
Der Positionsfehler des rechten Markierungsbildes 3-1 in
Fig. 3 bei dem herkömmlichen stereotaktischen Gerät sei
verglichen mit einem Positionsfehler eines Markierungsbil
des 76-1 gemäß der Erfindung. Das Ausmaß der Ungleichför
migkeit der Magnetfeldstärke ist proportional zu der vier
ten bis fünften Potenz des Radius bzw. des Abstandes von
der Mitte des Magnetfeldes. Aus diesem Grund ist der
Positionsfehler bei dem herkömmlichen Markierungsbild 3-1
dann (√ 2r/r)n=(√ 2)2 (n = 4 bis 5) mal so groß wie bei dem
Markierungsbild 3-3. Erfindungsgemäß jedoch sind sämtliche
Markierungsbilder praktisch mit gleichem Abstand bezüglich
der Mitte des Magnetfeldes angeordnet. Aus diesem Grund
sind sämtliche Positionsfehler aller Markierungsbilder fast
gleich groß. Erfindungsgemäß läßt sich der Positionsfehler
des Markierungsbildes 76-1 auf 1/(√ 2r/2)n = 1/(√ 2)n redu
zieren im Vergleich zu dem herkömmlichen Markierungsbild 3-
1.
Fig. 9A und 9B zeigen eine modifizierte Ausführungsform,
bei welcher drei Aufnahmelehren 81, 82 und 83 vorhanden
sind. Die Markierelemente 84 (84-1, 84-2 und 84-3), 85 (85-
1, 85-2 und 85-3) und 86 (86-1, 86-2 und 86-3) besitzen be
züglich der Achse 79 gleiche Radien und befinden sich auf
der gekrümmten Fläche 78, die in bezug auf den Kopf konkav
angeordnet ist.
Fig. 9A und 9B zeigen die Abbildungen von drei Aufnahmeleh
ren. Nach Fig. 9A wird der Ursprung des Rahmen-Koordinaten
systems (x, y, z) auf dem Bildschirm rekonstruiert. Die
Markierungsbilder 84-1, 85-1 und 86-1 bilden ein erstes
Dreieck 88. Markierungsbilder 84-2, 85-2 und 86-2 bilden
ein zweites Dreieck 89. Der Ursprung I o des Rahmen-Koordi
natensystems wird berechnet als Schwerpunkt des ersten
Dreiecks 88 oder des zweiten Dreiecks 89. Alternativ kann
der Ursprung I o des Rahmen-Koordinatensystems definiert
werden als Schnittpunkt einer Linie, die die Markierungs
bilder 84-1 und 85-2 verbindet, einer Linie, die die Mar
kierungsbilder 85-1 und 86-2 verbindet, und einer Linie, die
die Markierungsbilder 86-1 und 84-2 verbindet.
Nach Fig. 9B wird die Koordinate (z o) der Schicht in dem
Rahmen-Koordinatensystem berechnet. Wie bei dem oben be
schriebenen Ausführungsbeispiel repräsentieren (N 1/N 01)1,
(N 2/N 02) und (N 3/N 03) die Koordinate (z 0) der Schicht.
Die Anzahl von Markierungen bei diesem Ausführungsbeispiel
ist 1,5mal so groß wie bei dem oben beschriebenen Ausfüh
rungsbeispiel. Deshalb läßt sich das Rahmen-Koordinatensy
stem auf dem Bildschirm noch genauer rekonstruieren wie bei
dem obigen Ausführungsbeispiel. Die Koordinaten des
Operationsziels lassen sich genau bestimmen. Vorzugsweise
wird die Anzahl von Markierungen größer gewählt.
Fig. 10 bis 12 zeigen eine Ausführungsform eines stereotak
tischen Geräts unter Verwendung eines Röntgenstrahl-CT-Ge
räts.
Fig. 10 zeigt ein typisches Röntgenstrahl-CT-Gerät der
dritten Generation. Eine Röntgenstrahlquelle 111 dient zum
Emittieren eines fächerförmigen Röntgenstrahls XB und ist
mit einem Detektor 112, der bogenförmig angeordnete Detek
torelemente gegenüber der Röntgenstrahlquelle 111 enthält,
in einem Gerüst 110 angeordnet. Zwischen der Röntgenstrahl
quelle 111 und dem Detektor 112 befindet sich ein Patient.
Röntgenstrahlquelle 111 und Detektor 112 werden im Uhrzei
gersinn gedreht, wobei die Röntgenstrahlquelle 111 stets
dem Detektor 112 gegenüberliegt.
Eine Datenerfassungseinheit 120 integriert mit Hilfe von
Detektorkanälen des Detektors 112 für jeden Röntgenstrahl
weg Daten für durchgelassene Röntgenstrahlen. Die Datener
fassungseinheit 120 setzt die Röntgenstrahl-Transmissions
daten um in ein Datensignal, welches digitale Projektions
daten darstellt. Die digitalen Projektionsdaten sind somit
für die weitere Verarbeitung aufbereitet.
Eine Bildrekonstruktionseinheit 120 empfängt Projektionsda
ten für sämtliche Richtungen des Patienten von der Datener
fassungseinheit 120 und erzeugt ein Tomographiebild, wel
ches das Ausmaß der Röntgenstrahlabsorption an einer Stelle
der Röntgenstrahl-Durchlaßrichtung des Patienten wider
spiegelt, zum Beispiel nach Maßgabe einer Filterkorrektur-
Rückprojektion. Ein Vorprozessor 131 führt eine Vorverar
beitung der Daten durch, z.B. eine Gleichstromanteil-Kor
rektur der Projektionsdaten und eine Korrektur für Änderun
gen der Röntgenstrahlintensität. Eine Faltungseinrichtung
132 faltet die von dem Vorprozessor 131 korrigierten Pro
jektionsdaten unter Verwendung eines Flecken-Regenerations
filters in Einheiten von Projektionsrichtungen und voll
zieht damit eine Zentrierung. Ein Rückprojektor 133 voll
zieht eine Rückprojektion der Projektionsdaten im Bildspei
cher 134, nachdem die Faltungseinrichtung 132 eine Faltung
in jeder Richtung durchgeführt hat. Im Bildspeicher 134
wird ein Tomographiebild gespeichert.
Ein Bildwandler 140 setzt ein im Bildspeicher 134 gespei
chertes Bild um in ein Videosignal, welches ein Dichtebild
darstellt. Das Videosignal wird einer Anzeigeeinheit 150
zugeführt, so daß auf dieser Anzeigeeinheit das Tomogra
phiebild dargestellt wird.
Eine Steuereinheit 160 enthält eine Systemsteuerung 161 zum
Steuern des Gesamtbetriebs des Systems, eine Konsole 162,
die es einer Bedienungsperson gestattet, Befehle einzuge
ben, eine Röntgenstrahlsteuerung 163 zum Steuern der Rönt
genstrahlquelle 111 unter Steuerung der Systemsteuerung 161
und eine Abtaststeuerung 164 zum Steuern der Drehung des
Gestells 110 und dergleichen.
Da die Röntgenstrahlquelle 111 und der Detektor 112 gedreht
werden, zeigt die Anzeigeeinheit 150 das Bild auf einem
kreisförmigen Anzeigeschirm an. Der gesamte fotografierte
Bereich braucht nicht auf dem Schirm angezeigt zu werden,
ein gewünschter Bereich des fotografierten Abschnitts
reicht für die Anzeige aus. Aus diesem Grund wird das Bild
vergrößert oder verkleinert, und das vergrößerte oder ver
kleinerte Bild wird auf dem Anzeigeschirm dargestellt. Ein
zweidimensionales Bild setzt sich zusammen aus einer großen
Anzahl kleiner Quadrate, sogenannter Bildelemente (Pixel),
deren Dichten sich ändern.
Fig. 11 zeigt einen kreisförmigen Anzeigeschirm für ein to
mographisches Bild eines Kopfs in Verbindung mit herkömmli
chen Markierungsbildern. Um das Bild mit hoher Genauigkeit
darzustellen, wird es vorzugsweise weitestgehend ver
größert, und es wird das vergrößerte Bild dargestellt (wenn
die Anzahl von Bildelementen des dargestellten Bilds zu
nimmt, hat das Bild eine höhere Auflösung). Um das Rahmen-
Koordinatensystem zu rekonstruieren, müssen die Markie
rungsbilder 3 auf dem Bildschirm dargestellt werden. Wie in
Fig. 11 gezeigt ist, ist die Vergrößerung des Bildes derart
eingestellt, daß sich die Markierungsbilder in der Nähe des
Bildschirmrandes befinden.
Bei einem herkömmlichen stereotaktischen Gerät befinden
sich die Markierungselemente 3 in einer flachen imaginären
Ebene. Aus diesem Grund muß genügend Platz für die Markie
rungsbilder zwischen dem Tomographiebild des Kopfs und dem
Rand des Bildschirms vorhanden sein. Dadurch reduziert sich
unumgänglich die Vergrößerung des Bildes, so daß das
Schnittbild des Kopfs und der Markierungsbilder in relativ
kleiner Größe auf dem Schirm dargestellt werden (das heißt:
das Schnittbild des Kopfs und die Lehren-Bilder werden von
einer nur geringen Anzahl von Bildelementen gebildet). Das
Schnittbild des Kopfs und die Markierungsbilder können also
nicht mit hoher Auflösung dargestellt werden. Darüber hin
aus sind die Markierungsbilder auf dem Bildschirm relativ
klein (das Markierungsbild wird durch eine sehr geringe An
zahl von Bildelementen zusammengesetzt). Die Positionen der
Markierungsbilder können nicht genau auf dem Bildschirm ab
gelesen werden. Demzufolge läßt sich das Rahmen-Koordina
tensystem nicht exakt rekonstruieren.
Erfindungsgemäß jedoch befinden sich die Markierungsele
mente 76 und 77 auf einer gekrümmten Fläche 78, die bezüg
lich des Kopfs konkav geformt ist. Im Gegensatz zu dem her
kömmlichen stereotaktischen Gerät braucht nicht viel Platz
für die Markierungsbilder zwischen dem Tomographiebild des
Kopfs und dem Rand des Bildes freigelassen zu werden. Daher
kann man eine starke Vergrößerung des Bildes wählen, die
gemäß Fig. 12 wesentlich größer ist als die in Fig. 11. Das
Tomographiebild des Kopfs und die Markierungsbilder in Fig.
12 werden auf dem Bildschirm größer dargestellt als in Fig.
11 (Das Tomographiebild des Kopfs und die Markierungsbilder
werden jeweils durch eine relativ große Anzahl von Bildele
menten zusammengesetzt). Deshalb werden das Tomographiebild
des Kopfs und die Markierungsbilder mit höherer Auflösung
angezeigt. Weiterhin sind die Größen der Markierungsbilder
auf dem Bildschirm beträchtlich, das heißt das Markierungs
bild wird durch eine relativ große Anzahl von Bildelementen
zusammengesetzt. Die Positionen der Markierungsbilder auf
dem Bildschirm lassen sich exakt ablesen, so daß sich das
Rahmen-Koordinatensystem exakt rekonstruieren läßt. Demzu
folge kann man die Koordinaten des Operationsziels mit ho
her Genauigkeit erhalten.
Claims (16)
1. Stereotaktisches Gerät, das Gebrauch macht von
einer schichtbildgebenden Einrichtung zum Photographieren
eines bestimmten Abschnitts eines Patienten und zum Anzei
gen eines Schichtbilds des Abschnitts, um damit auf der
Grundlage des Schichtbildes ein chirurgisches Ziel in dem
bestimmten Abschnitt zu kennzeichnen, umfassend:
eine Rahmenanordnung (60) mit einem Rahmen-Koordina tensystem (x, y, z), welche in dem bestimmten Abschnitt fi xiert ist, so daß dieser sich innerhalb des Rahmen-Koordi natensystems befindet; und
eine Einrichtung zum Berechnen von Koordinaten des chirurgischen Ziels in dem Rahmen-Koordinatensystem (x, y, z), ausgestattet mit einer Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3), die an der Rahmenanordnung (60) der art fixiert ist, daß sie dem bestimmten Abschnitt benach bart ist und sich innerhalb des Rahmen-Koordinatensystems befindet, wobei die Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) zusammen mit dem vorbestimmten Abschnitt durch die bildgebende Einrichtung tomographisch aufgenommen und als Markierungsbild zusammen mit dem Schichtbild des vorbestimmten Abschnitts dargestellt wird, wodurch das Rah men-Koordinatensystem (x, y, z) auf der Grundlage des dar gestellten Markierungsbildes rekonstruiert wird, so daß das Schichtbild des bestimmten Abschnitts sich innerhalb des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) befin det und Koordinaten des chirurgischen Ziels auf der Grund lage des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) berechnet werden,
dadurch gekennzeichnet, daß die Rahmenanordnung (60) eine imaginäre gekrümmte Fläche (78) mit zu dem bestimmten Abschnitt konkaver Form aufweist, und daß die Markierungs einrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) sich auf der imaginären gekrümmten Fläche (78) befindet.
eine Rahmenanordnung (60) mit einem Rahmen-Koordina tensystem (x, y, z), welche in dem bestimmten Abschnitt fi xiert ist, so daß dieser sich innerhalb des Rahmen-Koordi natensystems befindet; und
eine Einrichtung zum Berechnen von Koordinaten des chirurgischen Ziels in dem Rahmen-Koordinatensystem (x, y, z), ausgestattet mit einer Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3), die an der Rahmenanordnung (60) der art fixiert ist, daß sie dem bestimmten Abschnitt benach bart ist und sich innerhalb des Rahmen-Koordinatensystems befindet, wobei die Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) zusammen mit dem vorbestimmten Abschnitt durch die bildgebende Einrichtung tomographisch aufgenommen und als Markierungsbild zusammen mit dem Schichtbild des vorbestimmten Abschnitts dargestellt wird, wodurch das Rah men-Koordinatensystem (x, y, z) auf der Grundlage des dar gestellten Markierungsbildes rekonstruiert wird, so daß das Schichtbild des bestimmten Abschnitts sich innerhalb des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) befin det und Koordinaten des chirurgischen Ziels auf der Grund lage des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) berechnet werden,
dadurch gekennzeichnet, daß die Rahmenanordnung (60) eine imaginäre gekrümmte Fläche (78) mit zu dem bestimmten Abschnitt konkaver Form aufweist, und daß die Markierungs einrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) sich auf der imaginären gekrümmten Fläche (78) befindet.
2. Gerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch ein
Operationswerkzeug (64, 68), das an der Rahmenanordnung
(60) befestigt ist und zum Operieren des chirurgischen
Ziels dient, dessen Koordinaten in dem Rahmen-Koordinaten
system (x, y, z) ermittelt werden.
3. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Markierungsein
richtung (76-1, 76-2, 77-1, 77-2) sich linear erstreckende
Stäbe auf der imaginären gekrümmten Fläche enthält.
4. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch
gekennzeichnet, daß die Markierungseinrichtung (76-3, 77-3)
sich spiralförmig erstreckende Stäbe auf der imaginaren ge
krümmten Fläche enthält.
5. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die imaginäre gekrümmte Fläche (78) eine Achse (79) und
einen im wesentlichen vorbestimmten Radius von der Achse
(79) aufweist, und daß die Markierungseinrichtung (76-1 bis
76-3, 77-1 bis 77-3) sich an einer solchen Winkelposition
befindet, daß sämtliche Abschnitte der Markierungseinrich
tung von der Achse (79) gleichen Abstand haben.
6. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Berechnungseinrichtung zur Aufnahme der Markierungsein
richtung eine Aufnahmelehre (70, 71) enthält.
7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Berechnungseinrichtung mehrere Aufnahmelehren (70, 71)
enthält.
8. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die Aufnahmelehren (70, 71) zwei symmetrische Aufnahmeleh
ren sind.
9. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die imaginäre gekrümmte Fläche (78) eine Achse und einen im
wesentlichen vorbestimmten Radius von der Achse (79) auf
weist, und daß die Berechnungseinrichtung drei Aufnahmeleh
ren (81, 82, 83) enthält, die in Umfangsrichtung um die
Achse herum angeordnet sind.
10. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,
daß die Aufnahmelehren (70, 71) zwei Markierungseinrichtun
gen (76-1, 76-2, 77-1, 77-2) aus parallelen gestreckten
Stangen aufnehmen, die sich auf der imaginären gekrümmten
Fläche (78) erstrecken, sowie eine Markierungseinrichtung
(76-3, 77-3) in Form einer spiralförmigen Stange aufnehmen,
die sich entlang der imaginären gekrümmten Fläche (78) er
strecken.
11. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch
gekennzeichnet, daß die schichtbildgebende Einrichtung eine
Kernspinresonanzeinrichtung zur Aufnahme des bestimmten Ab
schnitts des Patienten auf der Grundlage des Kernspinreso
nanz-Phänomens ist.
12. Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet,
daß die imaginäre gekrümmte Fläche (78) eine Achse (79) und
einen im wesentlichen vorbestimmten Radius von der Achse
(79) aufweist, und daß die Markierungseinrichtung (76-1 bis
76-3, 77-1 bis 77-3) sich an einer solchen Winkelposition
befindet, daß sämtliche Abschnitte der Markierungseinrich
tung von der Achse gleichen Abstand haben.
13. Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet,
daß die Berechnungseinrichtung eine Aufnahmelehre (70, 71)
enthält, die zur Aufnahme der Markierungseinrichtung an der
Rahmenanordnung fixiert ist, daß die Aufnahmelehre (70, 71)
mit einem Füller (74) zum Fixieren der Markierungseinrich
tung in der Aufnahmelehre ausgestattet ist, und daß die
Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) aus
einem Material gebildet ist, die eine starke Erzeugung
eines magnetischen Resonanzsignals gestattet, während der
Füller (74) aus einem Material besteht, welches die Erzeu
gung eines magnetischen Resonanzsignals verhindert.
14. Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet,
daß die Berechnungseinrichtung eine Aufnahmelehre (70, 71)
enthält, die zur Aufnahme der Markierungseinrichtung (76-1
bis 76-3, 77-1 bis 77-3) an der Rahmenanordnung befestigt
ist, daß die Aufnahmelehre mit einem Füller (74) zum Fixie
ren der Markierungseinrichtung in der Aufnahmelehre ausge
stattet ist, und daß die Markierungseinrichtung (76-1 bis
76-3, 77-1 bis 77-3) aus einem Material besteht, welches
die Erzeugung eines magnetischen Resonanzsignals verhin
dert, während der Füller (74) aus einem Material besteht,
das die starke Erzeugung eines magnetischen Resonanzsignals
gestattet.
15. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die schichtbildgebende Einrichtung eine Einrichtung für
die CT-Abtastung des bestimmten Abschnitts des Patienten
mit Strahlung enthält.
16. Stereotaktisches Gerät, welches von einem bestimm
ten Abschnitt eines Patienten eine Schichtbildaufnahme zum
Kennzeichnen eines chirurgischen Ziels auf der Grundlage
des Schichtbilds erzeugt, umfassend:
eine Rahmenanordnung (60) mit einem Rahmen-Koordina tensystems (x, y, z), die an dem vorbestimmten Abschnitt befestigt ist, so daß dieser sich innerhalb des Rahmen-Ko ordinatensystems (x, y, z) befindet;
eine Markierungseinrichtung, die an der Rahmenanord nung (60) derart befestigt ist, daß sie dem bestimmten Ab schnitt benachbart ist und sich innerhalb des Rahmen-Koor dinatensystems (x, y, z) befindet, und die zusammen mit dem Schichtbild des bestimmten Abschnitts in Form von Markie rungsbildern (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) angezeigt wird;
eine schichtbildgebende Einrichtung für die tomogra phische Abbildung der Markierungseinrichtung zusammen mit dem bestimmten Abschnitt und zur Ausgabe in Form eines Bildsignals; und
eine Einrichtung zum Darstellen des Markierungsbildes (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) zusammen mit dem Tomogra phiebild des bestimmten Abschnitts auf der Grundlage des Bildsignals, wodurch das Rahmen-Koordinatensystem auf der Grundlage des dargestellten Markierungsbildes rekonstruiert wird, so daß sich das Tomographiebild des bestimmten Ab schnitts innerhalb des Rahmen-Koordinatensystems befindet und die Koordinaten des chirurgischen Ziels auf der Grund lage des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) berechnet werden,
dadurch gekennzeichnet, daß die Rahmenanordnung (60) eine imaginäre gekrümmte Fläche (78) mit einer bezüglich des bestimmten Abschnitts konkaven Form enthält, und daß die Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) sich auf der imaginären gekrümmten Fläche (78) befindet.
eine Rahmenanordnung (60) mit einem Rahmen-Koordina tensystems (x, y, z), die an dem vorbestimmten Abschnitt befestigt ist, so daß dieser sich innerhalb des Rahmen-Ko ordinatensystems (x, y, z) befindet;
eine Markierungseinrichtung, die an der Rahmenanord nung (60) derart befestigt ist, daß sie dem bestimmten Ab schnitt benachbart ist und sich innerhalb des Rahmen-Koor dinatensystems (x, y, z) befindet, und die zusammen mit dem Schichtbild des bestimmten Abschnitts in Form von Markie rungsbildern (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) angezeigt wird;
eine schichtbildgebende Einrichtung für die tomogra phische Abbildung der Markierungseinrichtung zusammen mit dem bestimmten Abschnitt und zur Ausgabe in Form eines Bildsignals; und
eine Einrichtung zum Darstellen des Markierungsbildes (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) zusammen mit dem Tomogra phiebild des bestimmten Abschnitts auf der Grundlage des Bildsignals, wodurch das Rahmen-Koordinatensystem auf der Grundlage des dargestellten Markierungsbildes rekonstruiert wird, so daß sich das Tomographiebild des bestimmten Ab schnitts innerhalb des Rahmen-Koordinatensystems befindet und die Koordinaten des chirurgischen Ziels auf der Grund lage des rekonstruierten Rahmen-Koordinatensystems (x, y, z) berechnet werden,
dadurch gekennzeichnet, daß die Rahmenanordnung (60) eine imaginäre gekrümmte Fläche (78) mit einer bezüglich des bestimmten Abschnitts konkaven Form enthält, und daß die Markierungseinrichtung (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) sich auf der imaginären gekrümmten Fläche (78) befindet.
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