DE3831278C2

DE3831278C2 -

Info

Publication number: DE3831278C2
Application number: DE3831278A
Authority: DE
Inventors: Kyojiro Tochigi Jp Nambu
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-09-14
Filing date: 1988-09-14
Publication date: 1992-08-20
Also published as: JPS6472736A; US4923459A; DE3831278A1

Description

Die Erfindung geht aus von einer Vorrichtung zum Erzeugen von Markierungen auf einem Schichtbild eines chirurgischen Objekts gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1, wie sie aus der EP 00 18 166 bekannt ist.

Stereotaxie (stereotaktische Operation) nennt man einen chirurgischen Eingriff zum Entfernen, Zerstören oder Ausleiten eines kranken Abschnitts, zum Beispiel eines Gehirntumors. 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 stereotaktisches Gerät. Das Gerät enthält einen am Kopf eines Patienten befestigten Rahmen 1, an welchem zwei Aufnahmelehren 2 befestigt sind. Markierungseinrichtungen 3 (3-1, 3-2 und 3-3) sind in jeder Aufnahmelehre 2 angeordnet, und sie werden als Punkte 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 (x₀, y₀, z₀) des chirurgischen oder Operationsziels T des Rahmen-Koordinatensystems in das Ziel T ein. Beispielsweise ist der Ursprung I₀ des Rahmen-Koordinatensystems definiert als Schnittpunkt einer die Markierelemente 3-1 beider Aufnahmelehren 2 verbindenden Linie und einer die Markierelemente 3-2 beider Aufnahmelehren 2 verbindenden Linie. Die x-, y- und z-Achsen sind in der in Fig. 1 und 2 dargestellten Weise definiert.

Ein Tomographiebild (ein Schichtbild senkrecht zur z-Achse) des Kopfs erhält man durch die schichtbildgebende Einrichtung, und das Tomographiebild wird in der beispielsweise in Fig. 3 dargestellten Weise angezeigt. Dieses Bild besitzt ein Bild-Koordinatensystem (X, Y, Z). Die Koordinaten (X₀, Y₀, Z₀) des Operationsziels T innerhalb dieses Bild-Koordinatensystems lassen sich aus dem Bild ermitteln. Allerdings stimmt das Bild-Koordinatensystem nicht mit dem Rahmen-Koordinatensystem überein, so daß die Entsprechung zwischen Bild-Koordinatensystem und Rahmen-Koordinatensystem erst hergestellt werden muß. Dazu muß das Rahmen-Koordinatensystem auf dem Bild definiert werden. Hierzu werden die Markierelemente 3 in den Aufnahmelehren 2 verwendet.

Die Markierelemente 3 werden zusammen mit dem Kopf tomographisch abgebildet und als Markierbilder (Punkte) 3 zusammen mit einem Tomographiebild des Kopfs dargestellt. Die Lagebeziehung zwischen dem Tomographiebild des Kopfs und den Markierungsbildern ist die gleiche wie die zwischen Kopf und Markierelementen. Aus diesem Grund wird das Rahmen-Koordinatensystem (x, y) auf dem Bild rekonstruiert (die Rekonstruktion 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 Einstellen des Rahmen-Koordinatensystems durchgeführt werden. Deshalb werden die Koordinaten (x₀, y₀) 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 Kernspinresonanzgerät 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-Koordinatensystem) = (X, Y, Z) festgelegt.

Ungleichförmige Intensitätsverteilungen des statischen Feldes und der Gradientenfelder ergeben sich an von der Mitte des Magnetfelds entfernt liegenden Stellen. Die Intensität des statischen Feldes muß gleichförmig sein, ist tatsächlich aber ungleichförmig. Die Intensität jedes Gradientenfeldes muß eine lineare Kennlinie haben, d. h. muß proportional 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 theoretisch dargestellt werden müßte.

Das Ausmaß der Ungleichförmigkeit der Intensitätsverteilung des Magnetfelds nimmt weit ab von der Mitte des Magnetfeldes zu. Bei einem herkömmlichen Gerät ist die Aufnahmelehre 2 gemäß Fig. 1 flach ausgebildet, das heißt:
die Markierelemente 3 befinden sich auf oder in einer flachen imaginären Ebene. Aus diesem Grund unterscheiden 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 verzerrt als ein näher an der Mitte des Magnetfeldes befindliches Markierungsbild und wird mit einem größeren Positionsfehler 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 Markierungsbild 3-1 und der Mitte des Magnetfeldes beträgt (ein durch das Markierungsbild 3-3, die Mitte des Magnetbildes und das Markierungsbild 3-1 definierter Winkel beträgt 45°), ist also das Markierungsbild 3-1 bezüglich des Markierungsbildes 3-3 um das -fache verzerrt (n=4 bis 5). Demzufolge beträgt der Positionsfehler des Markierungsbildes 3-1 das -fache dessen des Markierungsbildes 3-3. Das Markierungsbild 3-1 weicht zum Beispiel in der in Fig. 3 durch eine gestrichelte Linie angedeuteten Weise ab.

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 dargestellt. Ferner ist das Tomographiebild ein vergrößertes oder verkleinertes Bild.

Um das Tomographiebild präzise darzustellen, wird es vorzugsweise 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 Markierungsbilder 3 in der Nähe der Umfangskante des Anzeigeschirms erscheinen, wie in Fig. 11 gezeigt ist.

Aus der eingangs erwähnten EP 00 18 166 A1 ist eine Vorrichtung zum Erzeugen von Markierungen auf einem Schichtbild eines chirurgischen Objekts beschrieben, bei dem in den Seitenwänden des kastenförmigen Rahmens jeweils benachbart zueinander Schlitze zunehmender bzw. abnehmender Länge angeordnet sind. Erfolgt eine Schichtbildung in einer bestimmten Höhe des kastenförmigen Rahmens, so enden manche Schlitze unterhalb der Schichthöhe, manche oberhalb. Dadurch lassen sich durch Auszählen der Anzahl von Schlitzen z. B. oberhalb der Schichthöhe Daten über die Lage der Schicht verfügbar machen.

Aus Electromedica 55 (1987), Heft 2, Seiten 61-67 sind Maßnahmen bekannt, die Bildqualität bei einem Kernspintomographen mit Hilfe von Sonderspulen zu verbessern, wobei die Sonderspulen in ihrer Größe und Form an die jeweils zu untersuchende Zone angepaßt sind. Mit derartigen Maßnahmen lassen sich aber bei einer Vorrichtung der hier in Rede stehenden Art die oben erwähnten Verzerrungen nicht vermeiden.

Weiterhin ist es aus der DE 35 24 303 A1 bekannt, den Aufbau eines Magnetfeldes mit Hilfe eines dreidimensionalen Phantoms zu messen. An einem Phantomkörper wird eine Vielzahl von Proben angebracht, und aus den einzelnen Proben werden Daten bezüglich des den Phantomkörper umgebenden Magnetfeldes ermittelt. Die Form des Phantomkörpers trägt der Ungleichförmigkeit des Magnetfeldes Rechnung.

Aufgabe der Erfindung ist die Schaffung einer Vorrichtung der eingangs genannten Art, die eine genaue und verzerrungsarme Rekonstruktion eines Rahmen-Koordinatensystems auf dem Schichtbild und mithin eine exakte Berechnung der Koordinaten eines Operationsziels möglich macht.

Diese Aufgabe wird mit dem Gegenstand des Anspruchs 1 gelöst.

Danach befinden sich die Markierungseinrichtungen auf einer imaginären zylindrischen Fläche, die bezüglich eines bestimmten Bereichs eines Patienten konkav geformt ist. Wenn daher das Tomographiebild mit Hilfe eines Kernspinresonanz-Geräts erhalten wird, befinden sich die Markierelemente an Winkelpositionen, die sämtlich von der Mitte des Magnetfelds gleichen Abstand haben. Im Vergleich zu der herkömmlichen Einrichtung, 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 geringerer 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 Markierungselemente nicht in so großem Maß zwischen Tomographiebild und Umfangskante des Anzeigeschirms bereitgestellt werden. Deshalb 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. Demzufolge läßt sich das Rahmen-Koordinatensystem genau rekonstruieren, und mithin können die Koordinaten des Operationsziels genau berechnet werden.

Die Unteransprüche geben Ausgestaltungen der Vorrichtung nach dem Anspruch 1 an.

Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung an Hand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen

Fig. 1 und 2 herkömmliche Vorrichtungen zum Erzeugen von Markierungen auf einem Schichtbild eines chirurgischen Objekts (im folgenden auch: 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 enthaltenden Bildes (Stand der Technik);

Fig. 4 eine Ansicht eines bildgebenden Kernspinresonanz-Geräts;

Fig. 5 eine perspektivische Ansicht einer ersten Ausführungsform eines stereotaktischen Geräts mit den im Anspruch 1 angegebenen Merkmalen;

Fig. 6 eine perspektivische Ansicht von Aufnahmelehren, die in dem stereotaktischen Gerät nach Fig. 5 angeordnet sind;

Fig. 7 eine Vorderansicht des stereotaktischen Geräts nach Fig. 5;

Fig. 8 eine Ansicht eines Bildes, welches ein Tomographiebild eines Kopfs und Markierungsbilder enthält, beide mit Hilfe eines Kernspinresonanz-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 ein Bild ist, das mit einer herkömmlichen Vorrichtung erstellt wurde, während Fig. 12 ein Bild zeigt, das mittels einer Vorrichtung mit den im Anspruch 1 angegebenen Merkmalen erstellt wurde.

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 zylindrischen Fläche 78 mit zur Kopfseite hin konkaver Form. Die 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 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 (x₀, y₀, z₀) 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 I₀ des Rahmen-Koordinatensystems definiert. Die x-Achse erstreckt sich vom Ursprung I₀ zur Kopfseite hin. Die y-Achse erstreckt sich vom Ursprung I₀ in Richtung des Gesichts des Patienten. Die z-Achse ist die Körperachse des Patienten vom Ursprung I₀ 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 (X₀, Y₀, Z₀) 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 I₀ 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 I₀ rekonstruiert. Die Koordinaten (x₀, y₀) 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 Rechenoperationen können mit Hilfe eines Computerprogramms realisiert werden.

Die Koordinate (z₀) 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 I₀ und der Markierung 76-2 betrage Ψ₀, der Winkel, der definiert wird durch die Markierung 76-1, den Ursprung I₀ und die Markie rung 76-3, betrage Ψ₁, und die Länge auf der z-Achse für die Markierung 76-1 oder 76-2 betrage l. In diesem Fall ist der Winkel Ψ₀ 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 Ψ₁ ab. Wird die Differenz größer, nimmt der Winkel Ψ₁ entsprechend zu. Daher läßt sich der z-Wert der Schicht erhalten durch das Verhältnis von Ψ₁ zu Ψ₀. Der z-Wert der Schicht läßt sich also folgendermaßen darstellen:

(Ψ₁/Ψ₀) · l

Die Koordinaten (x₀, y₀, z₀) 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. Nun aber befin den sich die Markierelemente in größtmöglicher Nähe des Kopfs. Weiterhin läuft die Achse 79 der zylindrischen 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 Fig. 8. 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 (n=4 bis 5) mal so groß wie bei dem Markierungsbild 3-3. Nun 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. Dadurch läßt sich der Positionsfehler des Markierungsbildes 76-1 auf 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 zylindrischen 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_₀ des Rahmen-Koordi natensystems wird berechnet als Schwerpunkt des ersten Dreiecks 88 oder des zweiten Dreiecks 89. Alternativ kann der Ursprung I_₀ 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 (z₀) der Schicht in dem Rahmen-Koordinatensystem berechnet. Wie bei dem oben be schriebenen Ausführungsbeispiel repräsentieren (Ψ₁/Ψ₀₁) · l, (Ψ₂/Ψ₀₂) · l und (Ψ₃/Ψ₀₃) · l die Koordinate (z₀) 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.

Mit Hilfe der beanspruchten Vorrichtung zum Erzeugen von Markierungen jedoch befinden sich die Markierungsele mente 76 und 77 auf einer zylindrischen 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

1. Vorrichtung zum Erzeugen von Markierungen auf einem Schichtbild eines chirurgischen Objekts, die zum Berechnen der Koordinaten (x₀, y₀, z₀) eines auf dem Schichtbild sichtbaren chirurgischen Ziels dienen, aufweisend einen Rahmen (60), an dem stabförmige Markierungseinrichtungen (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) angebracht sind, die zusammen mit dem chirurgischen Objekt im Schichtbild als Punkte abgebildet werden, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:

- die Markierungseinrichtungen (76-1 bis 76-3, 77-1 bis 77-3) befinden sich auf einer zylindrischen Fläche,
- zwei Paare von Markierungseinrichtungen (76-1, 77-1; 76-2, 77-2; 84-1, 85-2; 84-2, 86-1; 85-1, 86-2) sind geradlinig und parallel zur Zylinderachse (Z-Achse) diametral gegenüberliegend angeordnet, und
- eine Markierungseinrichtung (76-3, 77-3; 84-3, 85-3, 86-3) erstreckt sich spiralförmig auf dem Zylindermantel.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch insgesamt zwei oder drei spiralförmige Markierungseinrichtungen (76-3, 77-3; 84-3, 85-3, 86-3) auf dem Zylindermantel.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Markierungseinrichtungen in Aufnahmelehren (70, 71) aufgenommen sind, die als Füllmaterial (74) enthaltende Taschen ausgebildet sind, und daß entweder die Markierungseinrichtungen oder das Füllmaterial sich auf dem Schichtbild abbilden.