DE10109310A1

DE10109310A1 - Vorrichtung und Verfahren zur dreidimensionalen Navigation von Biopsie-Sonden

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Publication number: DE10109310A1
Application number: DE10109310A
Authority: DE
Inventors: Detlef Richter; Gerd Strasmann; Martin Harm
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2001-02-27
Filing date: 2001-02-27
Publication date: 2002-09-05

Abstract

Zur Zeit erfolgt eine CT-gestützte Sondenpositionierung meist nur innerhalb einer zweidimensionalen Schnittebene eines dreidimensionalen CTs. Hierzu erhält der Patient eine CT-Untersuchung in der Region, beispielsweise eines Tumors, durch die ein dreidimensionaler Bilddatensatz aufgenommen wird. Aus diesem Datensatz wird ein günstiger zweidimensionaler Schnitt durch den Tumor gesucht, in der die Sonde positioniert werden soll. Bei der schrittweisen Positionierung der Sonde muß jeder Schritt erneut mit einem CT-Schnitt kontrolliert werden. DOLLAR A Ein neues Verfahren zur Kalibrierung eines mit Infrarotleuchtdioden bestückten Trackers, der als Sondenhalter dient, und zur Erfassung des mit Infrarotleuchtdioden versehenen Patienten oder Probanden und eines mit Infrarotleuchtdioden markierten Patiententisches eröffnet die Möglichkeit, Biopsienadeln unter Kontrolle von Tomogrammen genau und mit geringer Auswertezeit zu navigieren. DOLLAR A Die Vorrichtung und das Verfahren eignen sich insbesondere zur Navigation von Sonden bei der Biopsie, der interstitiellen Brachytherapie, Bestrahlung, Lasertherapie und Kältetherapie. Speziell können Sonden unter der Kontrolle eines Computertomogramms im Tumorgewebe positioniert werden.

Description

Bei der Biopsie (Entnahme von Gewebeproben), Bestrahlung (Brachytherapie), Lasertherapie und Kältetherapie (Kryotherapie) werden Sonden unter der Kontrolle eines Computertomogramms (CT) im Tumorgewebe positioniert. Sowohl der richtige Einstichkanal (Position und Richtung der Sonden) als auch die Sondenverteilung im Tumor sind für die Qualität der Therapie entscheidend.

Zur Zeit erfolgt die CT-gestützte Sondenpositionierung meist nur innerhalb einer zwei dimensionalen Schnittebene eines dreidimensionalen CTs. Hierzu erhält der Patient eine CT-Untersuchung in der Region des Tumors, durch die ein dreidimensionaler Bilddatensatz aufgenommen wird. Aus diesem Datensatz wird ein günstiger zweidimen sionaler Schnitt durch den Tumor gesucht, in der die Sonde positioniert werden soll. Danach erfolgt eine schrittweise Positionierung der Sonde innerhalb dieses Schnittes, wobei jeder Schritt erneut mit einem CT-Schnitt kontrolliert werden muß.

Würdigung des gegenwärtigen Standes der Technik

Die dreidimensionale Positionsmessung im Raum wird zur Zeit mit Hilfe mechanischer, elektromagnetischer, infrarot- und lasergeführten Meßsystemen in der computergestützten Navigation durchgeführt [1]. Häufig erfolgt die Positionsmessung der Patienten anhand externer Referenzsysteme mit einem stereotaktischen Rahmen. Bei der mechanischen Messung wird die Position eines chirurgischen Instrumentes, z. B. einer Sondenspitze, über einen Meßarm bestimmt, dessen Gelenke die Bewegung eines am Meßarm fixierten chirurgischen Instrumentes in allen 6 Freiheitsgraden ermöglichen [2, 3]. Aus den Meßdaten der Gelenkstellung des Meßarms kann im Submillimeterbereich auf die Position des Instruments geschlossen werden. Problematisch ist bei dieser Meßtechnik sowohl der eingeschränkte Bewegungsfreiraum des Meßarms als auch die rückwirkenden Kräfte durch die Mechanik. Beides ist durch die Konstruktion vorgegeben.

Bei einer elektromagnetischen Positionsmessung werden ein Sender und ein Sensor be nötigt. Der Sender erzeugt ein dynamisches oder ein statisches Magnetfeld. Im Sensor befinden sich drei elektromagnetische Spulen in orthogonaler Anordnung. Die induzierten Spulenströme lassen sich als Funktion der Position und der Orientierung des Sensors in Bezug auf das vom Sender erzeugte Magnetfeld darstellen. Sofern im Bereich der Umgebung von Sender und Sensor keine Materialien mit magnetischen Eigenschaften vorhanden sind, kann die Raumposition des Sensors mit einer Genauigkeit von ungefähr ±1 mm festgestellt werden. Es stehen drei unterschiedliche elektromagnetische Positionsmeßsysteme zur Verfügung [4, 5, 6]. Da größere magnetische Bauteile wie z. B. der Operationstisch, der CT-Tisch oder auch Konstruktionselemente der Gebäude zu einer Magnetfelddistorsion führen können [7], ist der Einsatz dieser Systeme an besondere bauliche oder einrichtungsmäßige Maßnahmen gebunden, die zunächst nicht vorhanden sind und erst geschaffen werden müssen.

Infrarotmeßsysteme können die Positionen von Infrarotleuchtdioden im Raum messen. Durch die Befestigung von drei Dioden am chirurgischen Instrument können deren Positionen von mindestens zwei infrarotempfindlichen Kameras im Submillimeterbereich bestimmt werden. Diese Technik wird hauptsächlich in der Neurochirurgie als auch in der Mundkiefer- und Gesichtschirurgie zur Navigation angewendet [8, 9, 10].

Alle drei beschriebenen Meßmethoden (mechanisch, elektromagnetisch und infrarot) sind in Navigationssystemen integriert, die eine Navigation außerhalb des CT- Aufnahmeraums am "virtuellen Patienten", d. h. an einem dreidimensionalen CT- oder MR-Volumendatensatz, ermöglichen. Voraussetzung hierzu ist eine genaue Positionskorrelation des Volumendatensatzes und des Navigationssystems. Diese Korrelation wird in der Regel anhand von anatomischen Landmarkern durchgeführt, deren Positionen am Patienten vermessen und in den CT- oder MR-Datensätzen registriert werden. Durch die Kenntnis der Raumpositionen der Landmarker am Patienten und in den Bilddatensätzen kann eine Transformationsvorschrift erstellt werden, die es ermöglicht, weitere gemessene Positionen, z. B. solche von chirurgischen Instrumenten, in den dreidimensionalen Bilddatensätzen darzustellen. Zur Zeit wird dieser Vorgang manuell durch den Anwender ausgeführt, der mit einem Meßfühler sowohl Landmarker am Patienten messen als auch in den Bilddatensätzen identifizieren und markieren muß.

Den vorgenannten Meßmethoden gegenüber wird die lasergestützte Punktion direkt am Computertomographen ohne "virtuellen Patienten" durchgeführt. Nachdem mehrere CT-Schnitte der Tumorregion erzeugt wurden, wird nun ein gewünschter Einstichkanal in den CT-Schnitten vorgegeben. Das System liefert nun die Einstellparameter eines Laserzeigers, der einen Leuchtpunkt (Laserstrahl) auf die Patientenoberfläche projiziert. Dieser stellt den Einstichpunkt der Sonde dar. Nach der Positionierung der Sondenspitze kann deren Orientierung so ausgerichtet werden, daß der Laserpunkt auch das Sondenende trifft. Jetzt entspricht die Sondenachse dem Laserzeiger und somit der Orientierung des gewünschten Einstichkanals. Die Einstichtiefe muß aber vorher manuell auf der Sonde eingezeichnet werden.

Der Nachteil dieser Technik ist, daß sie sich nur zur Positionierung einer Sonde direkt am Computertomographen eignet. Von Vorteil ist hierbei, daß keine Korrelation von Landmarkern am Patienten und deren Bildpunkten erfolgen muß. Voraussetzung hierzu ist aber die konstante Lage des Patienten auf dem CT-Tisch während des gesamten Vorgehens, was aber in der Regel nicht gegeben ist.

Eine Weiterentwicklung dieser Technik stellt ein mechanischer Arm mit einer Punktionssonde der Fa. Picker dar, der fest mit dem Computertomographen verbunden ist. Zunächst erfolgt eine CT-Aufnahme der Tumorregion. Durch die Positionsbestimmung der Sonde durch die Armeinstellung und durch die Kenntnis der durchgeführten CT-Schnittpositionen, die durch die Tischposition definiert wird, ist bei einer konstanten Patientenlage eine automatische Sondenpositionierung möglich [11]. Wenn die Konstanz der Patientenlage beim Punktieren nicht gewährleistet ist, müssen zwischenzeitlich neue CT-Aufnahmen zur Kontrolle der aktuellen Sondenposition durchgeführt werden.

Aufgabenstellung

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein stereooptisches und dadurch von magnetischen oder elektromagnetischen Einflüssen freies System zur freihandgeführten, Computergestützten Navigation von chirurgischen Instrumenten oder Sonden in räumlicher Beziehung zu in CT- oder MR-Tomogrammen visualisierbaren und lokalisierbaren Organen, Gefäßen, sonstigen Gewebestrukturen und Risikostrukturen von Patienten zum Zweck einer einfachen und schnellen Applikation unter in Tomogrammschnittbildern dargestellter visueller Kontrolle der Navigationsbewegung und der geführten Instrumenten- oder Sondenrichtung bei weitgehend interaktionsfreien Kalibrierung des Aufnahmesystems, des Führungssystems der Instrumente oder Sonden, der Instrumenten- oder Sondenlänge und der räumlichen Zuordnung bezogen auf die Patientenlage zu betreiben.

Ziel dieses Vorgehens ist die Unterstützung des Arztes bei der Biopsie oder Sondenpositionierung im Tumor mit Hilfe eines CT-gestützten Navigationssystems, für das zunächst das neue Meßverfahren entwickelt wird. Vor der Sondenpositionierung wird mit einem CT ein Volumendatensatz der Tumorregion erzeugt und die so aufgenommenen Bilddaten über eine definierte Schnittstelle vom CT zu dem Navigationssystem gesendet. Es erfolgt eine automatische Registrierung der Position des Tumors anhand der Messung der Raumposition von Landmarkern auf dem fixierten Patienten nach einer neuen Methode mit dem vorgestellten System. Danach wird die Navigation der Sonden durch die neuartige stereographische Meßmethode der Raumposition der Sondenspitze und eine Anzeige der zweidimensionalen Schnittebene durch den Volumenbilddatensatz, die durch die Sondenposition und -richtung definiert wird, ermöglicht. Die genannten Nachteile der bekannten Verfahren, keine freie Navigation wie bei der mechanischen Ausführung, keine Störungen durch magnetische Beeinflussung von Gebäudekonstruktionen oder Einrichtungen wie bei elektromagnetischen Verfahren, manuelle Ermittlung von Raumpositionen wie bei den zur Zeit angewandten Infrarot-Verfahren, Markierung der Einstichtiefe der Sonden wie bei den lasergestützten Verfahren und die Voraussetzung einer konstanten Patientenlage sollen vermieden werden.

Lösungsweg

Zur Lösung der oben angegebenen Aufgabenstellung wird als Tracking-Sensor ein Stereokamerasystem, bestehend aus mindestens zwei CCD-Videokameras, verwendet. Die Kameras werden mit geneigten optischen Achsen für die Überwachung des Arbeitsraumes auf der Patientenliege eingesetzt. Zur Unterdrückung des für die Kameras empfindlichen Wellenlängenbereichs mit Ausnahme des nahen Infrarotbereichs werden die Videokameras mit entsprechenden optischen Langpassfiltern ausgerüstet. Durch die Anordnung mit geneigten optischen Achsen schließt das Kalibriermuster keinen rechten Winkel mit den optischen Achsen ein. Daher ist kein Multiplane-Verfahren sondern ein Singleplane-Verfahren für die Kalibrierung der Kameraparameter ausreichend.

Die Kalibrierung des Stereokamerasystems bezüglich der Lage und der Orientierung der Kameras im Raum, der Bildweiten der Objektive und einer möglichen radialsymmetri schen Verzerrung der Abbildungen durch die Objektive wird durch ein Kalibriermuster nach dem Singleplane-Verfahren durchgeführt [12-15].

Zur freihändigen Instrumenten- oder Sondenführung dient ein mit mindestens drei im infraroten Wellenlängenbereich emittierenden Leuchtdioden bestückter Instrumenten- oder Sondenhalter (Abb. 3 und 4) als Sender, im folgenden Tracker genannt. Die Tracker werden in zwei verschiedenen Ausführungen hergestellt. Die unterschiedlichen Ausführungen dienen zur lateralen (Abb. 3) oder dorsalen/ventralen (Abb. 4) Applikation von Biopsienadeln. Die Anordnungen der Leuchtdioden dürfen keine Rotationssymmetrie bezüglich der Biopsienadelachsen enthalten.

Definition der Neuheiten

1. Die genauen Positionen der Leuchtdioden werden aus deren Abbildungen gewichtet mit einer Funktion der Helligkeitsverteilung abzüglich eines zu definierenden Schwellenwertes zur Segmentation des Hintergrundes mit mathematischen Verfahren berechnet. Dabei wird die Position der Leuchtdiode P_LED als gewichteter Schwerpunkt
bestimmt, wobei die Wichtungsfunktion w(x_i) = (h(x_i) - S)²
als quadratische Funktion der Helligkeitswerte h(x_i), die größer als eine vordefinierte Schwelle S sind, definiert. Durch die automatische Bestimmung der aktuellen Position der Leuchtflecke der Leuchtdioden am Führungssystem durch ein mathematisches Modell entfällt eine Zeit- und geräteaufwendige manuelle Vermessung der aktuellen Positionen der Leuchtflecken der Dioden, die aus fertigungstechnischen Gründen nicht genau bekannt sind. Die genauen Positionen der Leuchtflecke gehen in die Genauigkeit der dreidimensionalen Positionsbestimmung ein.
2. Die Kalibrierung des Führungssystems der chirurgischen Instrumente oder Sonden erfolgt in einem iterativen Verfahren automatisch. Ausgehend von Startwerten, die die ungefähre Position der Leuchtdioden am Tracker, nicht jedoch den eigentlichen Leuchtfleck beschreiben, wird für alle möglichen Korrespondenzen der Positionen der Leuchtflecke im rechten und im linken Stereobild aus einem Fehlermaß die richtige Korrespondenz ausgewählt und die genauen relativen Positionen der Leuchtflecken untereinander festgelegt. Es entfällt daher eine genaue mechanische Vermessung der Geometrie des Führungssystems und der Leuchtflecke der Leuchtdioden.
Hierfür wird der Tracker mathematisch als eine geordnete Menge von n Punkten im Raum modelliert: T = {T_i|T_i ∈ R³, i = 1, . . . n} Jeder der Punkte T_i entspricht einer IR-LED am Tracker. Damit können dem Tracker zwei Eigenschaften zugeordnet werden:
- 1. seine Geometrie, d. h. die relativen Positionen der Punkte T_i untereinander unabhängig von deren absoluten Positionen, und
- 2. seine Lage im Raum, d. h. die absoluten Positionen der Punkte T_i.
Aus Gründen der Eindeutigkeit der Positionsbestimmung des Trackers muß vorausgesetzt werden, daß es keine Achse gibt, zu der die Punkte T_i rotationssymmetrisch sind. Nach der genannten 1. Eigenschaft kann der Tracker generell in einer definierten Position beschrieben werden.
Bedingt durch den mechanischen Aufbau des Trackers und bedingt durch die Verwendung handelsüblicher IR-LEDs mit nicht bekanntem inneren Aufbau ist eine exakte Vermessung des Trackers nicht möglich. Daher werden die Tracker nach dem neu entwickelten Verfahren kalibriert. Hierzu werden die ungefähren Abstände der LED-Positionen untereinander definiert.
Aus den beiden Stereobildern wird die vorgegebene Anzahl von n LED-Positionen extrahiert (l₁. . .l_n für das linke, r₁. . .r_n für das rechte Kamerabild). Da keine Korrespondenzen der LED-Positionen in den Stereobildern bekannt sind, werden alle Kombinationen an Zuordnungen {l₁. . .l_n } → { r₁. . .r_n} gebildet und versucht, durch Triangulation die dreidimensionalen Weltkoordinaten der LED-Positionen zu berechnen. Eine Reihe dieser Zuordnungen ergeben keinen Schnittpunkt oder Näherung der Projektionsstrahlen einzelner LED-Positionen innerhalb einer vorgegebenen Grenze von 1 mm und fallen aus der weiteren Betrachtung heraus. Alle nun noch potentiell möglichen Korrespondenzen ergeben eine Menge τ an Trackerformen und -positionen im Raum, die durch P(τ) = {P_i|P_i ∈ R³, i = 1, . . . n} bezeichnet seien. Alle Kombinationen an Zuordnungen der P_i aus P(τ) auf T_i aus T werden gebildet und ein Fehlermaß
mit
d T|k = ||T_k - T_k+1|| Abstände zweier LEDs mit aufsteigendem Index k aus T,
d P|k = ||P_k - P_k+1|| Abstände zweier LEDs mit aufsteigendem Index k aus P(τ)
berechnet. Dasjenige P(τ), für das das Fehlermaß D minimal ist, beschreibt die richtige Korrespondenz τ der LEDs in den Stereobildern und bildet den Tracker optimal auf das Trackermodell T ab.
Dieses Verfahren wird automatisch mehrfach wiederholt und die jeweiligen Positionsdaten der LEDs gemittelt und daraus die als kalibriert angesehenen Positionen der LEDs bestimmt.
3. Die Längen der chirurgischen Instrumente oder Sonden, soweit diese durch die Entfernung eines definierten Punktes (z. B. die Instrumenten- oder Sondenspitze) von dem Führungssystem festgelegt werden können, werden durch Tracken des Führungssystems bei konstanter ortsfester Lage der Instrumenten- oder Sondenspitze automatisch bestimmt. Dabei wird als Länge der Instrumente oder Sonden der Radius einer Kugeloberfläche, die durch die Bewegung und durch das Tracking des Führungssystems ermittelt wird, bestimmt. Die Orientierung der Instrumenten oder Sonden im Raum ergibt sich dann aus einer geometrische Modellierung der Instrumente, deren bekannten Befestigungspunkten im Führungssystem und der nun bekannten Position der Instrumenten- oder Sondenspitze in Bezug auf das Führungssystem.
Für die Modellierung der Sonde wird vorausgesetzt, daß sich diese als mathematische Gerade g_N: x = N + λ m beschreiben läßt, wobei N ein Basispunkt auf der Geraden, m die Geradenrichtung und λ ein freier Parameter ist. Damit kann die Sondenspitze N_S als ein Punkt auf der Sondengeraden g_N angesehen werden.
Für die Kalibrierung der Sonde wird der Tracker bei in einem Punkt fixierter Sondenspitze bewegt und die Trackerposition bestimmt. Die Berechnung hierzu wird entsprechend dem unter Punkt 2 beschriebenen Verfahren durchgeführt. Zusätzlich werden zur Positionsbestimmung des Trackers alle einzelnen LED-Positionen mit der gleichen Transformationsgleichung optimal auf das gegebene Trackermodell T transformiert. Dadurch gehen bei der Verwendung von mehr als 3 LEDs am Tracker alle verfügbaren Informationen in die Positionsberechnung des Trackers mit ein. Da die Bewegung des Trackers bei mindestens vier nicht in einer Ebene liegenden Positionen eine Kugeloberfläche definiert (Abb. 5), kann nun der Mittelpunkt dieser Kugel durch eine Ausgleichsrechnung aller erkannten Trackerpositionen berechnet und dieser in ein dem Tracker zugeordneten Koordinatensystem transformiert werden. Dieser Punkt definiert eine Sondenspitze und liegt auf der Sondengeraden. Variiert man die Position der Sondenspitze bezüglich des Tracker- Koordinatensystems, d. h. man verschiebt die Sonde in der Halterung am Tracker, und wiederholt das oben beschriebene Verfahren, so erhält man eine Anzahl M an Positionen der Sondenspitze N_Si mit i = 1 . . . M, aus der man nun die Sondengerade g_N durch eine Ausgleichsgerade x = No + λ m_N darstellt, für die die Fehlersumme der euklidischen Abstände der Punkte N_Si zur Geraden g_N minimal ist. Eine zeitaufwendige Messung der Instrumenten- oder Sondenlänge entfällt, das eventuell notwendige Einzeichnen der Einstichtiefe auf den Sonden entfällt, Abweichungen der Geometrie der Instrumente oder Sonden von der vorgegebenen Form wird durch die Art der Kalibrierung erfaßt.
4. Die Korrespondenz der chirurgischen Instrumente oder Sonden zur Position des Patienten wird durch eine weitere Kalibrierung vorgenommen. Dabei werden Infrarotleuchtdioden als Landmarker, die sich an dem in einer definierten Lage fixierten Patienten befinden, verwendet. Die Leuchtdioden können sowohl in den Volumenbilddaten der Tomogramme durch Bildverarbeitungsalgorithmen bestimmt werden als auch deren aktuelle Lage mit Hilfe des Stereokamerasystems festgestellt werden. Dadurch erhält man eine Korrespndenz der Position medizinisch anatomischer Gewebestrukturen bezüglich ihrer aktuellen Lage und in den Volumenbilddaten. Hierbei handelt es sich um ein komplett automatisches Verfahren, das für die Echtzeitregistrierung verwendet wird.
Nun kann das chirurgische Instrument oder die Sonde freihändig navigiert und in demjenigen Schnitt durch die dreidimensionalen Tomogramm-Bilddaten dargestellt werden, in deren Ebene sich die Achse des Instruments oder der Sonde bewegt. Dadurch ist eine direkte visuelle Kontrolle der Bewegung der Instrumente oder Sonden in deren Achsrichtung bezüglich Risikostrukturen innerhalb des dargestellten Schnittes möglich.
5. Die Eindringtiefe und der Orientierung von chirurgischen Instrumenten oder Sonden kann nun automatisch in Tomogramm-Bilddaten bei einer virtuellen und realen Navigation dargestellt werden. Dadurch kann die optimale Eindringtiefe und eine Gefährdung durch neben und hinter den zu therapierenden Gewebestrukturen liegenden Risikostrukturen visualisiert werden.
6. Durch am Patiententisch angebrachte Infrarot-Leuchtdioden kann dessen Position bezüglich der Bildsensoren kalibriert werden. Eine Verbindung des stereooptischen Trackingverfahren mit einer Patiententisch-Steuerung erlaubt, den Patienten stets so positioniert zu halten, daß nach einer Bewegung des Instruments oder der Sonde die CT-Schnittebene genau durch die Spitze des chirurgische Instruments oder der Sonde verläuft. Durch die automatische Positionierung der Sondenspitze ist eine schnelle Kontrolle der exakten Position relativ zu anatomischen Strukturen gegeben.
7. Die Anwendbarkeit der stereooptischen Navigations- bzw. Trackingverfahren ist generell auch in weiteren Volumenbilddaten-gebenden Verfahren einsetzbar.

Literaturangaben

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Claims

1. Verfahren und Vorrichtungen zur Navigation von Sonden, Biopsie-Nadeln oder chirurgischen Instrumenten zur Unterstützung bei chirurgischen Eingriffen, insbe sondere auf dem Gebiet der Radiologie und Brachytherapie, bestehend aus

- einem Computer (PC), der mit Bildverarbeitungsmodulen erweitert ist,
- mindestens 2 infrarotempfindlichen Bildaufnahmesensoren, die mit festem räumlichen Bezug an einen CT- oder MRT-Tomographen gekoppelt sind,
- einer Navigationseinrichtung (Tracker), an der mindestens 3 im infraroten Wellenlängenbereich emittierende Leuchtdioden fest gekoppelt sind und an der eine Sonde, Biopsie-Nadeln oder chirurgische Instrumente mechanisch befestigt werden können sowie
- den Sonden, den Biopsienadeln und den chirurgischen Instrumenten,

dadurch gekennzeichnet, daß

- Mittel zur Kalibrierung der Bildaufnahmesensoren vorhanden sind und
- Mittel zur Extraktion und Kennzeichnung ausgewählter anatomischer Gewebe strukturen als einzelne Datensätze mit Hilfe der digitalen Bildverarbeitung vorhanden sind.

2. Navigationssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß mit einem Bildverarbeitungsprogramm aus dreidimensionalen Volumenbilddaten operative Zugangswege zu auswählbaren anatomischen Gewebestrukturen unter Umgehung von Risikostrukturen berechnet und visualisiert werden können.

3. Navigationssystem nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß an dem Patienten oder Probanden mit der Körperstruktur fest verbunden mindestens 3 im infraroten Wellenlängenbereich emittierende Leuchtdioden vorhanden sind, die mit dem Tomographen aufgezeichnet werden und mit Methoden der digitalen Bildverarbeitung aus dem Tomogramm extrahiert werden können, um die Lage anatomischer Strukturen des Patienten, bezogen auf die Patientenstruktur eindeutig definieren zu können.

4. Navigationssystem nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die an dem Patienten oder Probanden mit der Körperstruktur fest verbundene Leuchtdioden mit den am Tomographen fest verbundenen Bildaufnahmesensoren aufgezeichnet werden, um die Lage der extrahierten anatomischen Strukturen des Patienten, bezogen auf die aktuelle Patientenlage eindeutig definieren zu können.

5. Navigationssystem nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß an dem Patiententisch des Tomographen mit im infraroten Wellenlängenbereich emittierende Leuchtdioden befestigt sind, dessen Lage im Raum, bezogen auf die Kamerapositionen mit Methoden der digitalen Bildverarbeitung aus den Bilddaten berechnet werden können.

6. Navigationssystem nach Anspruch 1 bis S. dadurch gekennzeichnet, daß mit einer Rechenvorschrift aus den Positionen der Leuchtdioden aus Anspruch 3, 4 und 5 die genaue aktuelle Lage von anatomischen Strukturen aus Anspruch 2 berechnet werden.

7. Navigationssystem nach Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß mit den erfindungsgemäßen und unter den Punkten 1. und 2. in dem Abschnitt Definition der Neuheiten beschriebenen Verfahren der Tracker kalibriert und die Position des Trackers berechnet wird.

8. Navigationssystem nach Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß mit den erfindungsgemäßen und unter dem Punkt 3. in dem Abschnitt Definition der Neuheiten beschriebenen Verfahren die am Tracker befestigten Sonden, Biopsienadeln oder chirurgischen Instrumente bezüglich der aktuellen Position des Trackers kalibriert und deren Position berechnet wird.