JP5372406B2 - 医療機器 - Google Patents

Description

本発明は、被検体内の管腔を撮像可能な撮像手段を有する医療機器に関し、特に被検体の３次元画像データに基づく管腔の仮想内視鏡画像を用い、精度の高い検査または処置を行う医療機器に関する。

近年、３次元画像を用いた診断が広く行われるようになっている。例えば、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置により被検体の断層像を撮像することにより被検体内の３次元画像データを得て、この３次元画像データを用いて目標部位の診断が行われるようになっている。

ＣＴ装置では、Ｘ線照射位置および検出位置を連続的に回転させつつ、被検体を連続的に移動することにより、被検体を螺旋状の連続スキャン（ヘリカルスキャン：ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）する。そして、連続した被検体の多数の断層２次元画像から、３次元画像を形成される。

診断に用いられる３次元画像の１つに、肺の気管支の３次元画像がある。気管支の３次元画像は、例えば肺癌等が疑われる異常部の位置を３次元的に把握するのに利用される。そして、異常部を生検によって確認するために、気管支内視鏡を挿入して内視鏡の先端部から生検針や生検鉗子等を出して組織のサンプルを採取することが行われる。

気管支のように、多段階の分岐を有する体内の管路では、異常部の所在が気管支の末梢にあるときには、内視鏡の挿入部先端を短時間で正しく目標部位近傍に到達させることが難しい。このため、例えば、特開２００４−１８０９４０号公報または特開２００５−１３１０４２号公報には、被検体の３次元領域の画像データに基づいて前記被検体内の管路の３次元像を形成し、３次元像上で管路に沿って目的点までの経路を求め、経路に沿った前記管路の仮想的な内視像を前記画像データに基づいて形成する挿入ナビゲーションシステムが開示されている。
特開２００４−１８０９４０号公報 特開２００５−１３１０４２号公報

特開２００４−１８０９４０号公報または特開２００５−１３１０４２号公報に開示された挿入ナビゲーションシステムを用いることで、術者は内視鏡の先端部を短時間で正しく目標部位近傍に到達することまではできる。しかし、内視鏡の挿入部が挿入可能な管路の太さ、すなわち、直径、には限界があり、気管支の末梢までは挿入することはできない。このため、内視鏡の先端部が目標部位近傍に到達した後、先端部からさらに細い径の医療器具を突出させることで、目的組織のサンプル採取が行われている。

また、Ｘ線透視により処置具の先端位置を確認する方法では、Ｘ線による被曝の問題だけでなく、Ｘ線画像は２次元画像であるため、３次元的に複雑な構造を有する気管支の分岐を確認するのは容易ではない。

なお、処置具の先端位置を確認するために、磁気センサを処置具先端に配設する方法も提案されているが、所望の位置精度が得られないことがあった。

本発明は内視鏡先端部から突出する医療器具を用いて、位置精度の高い検査または処置を行う医療機器を提供することを目的とする。

上記目的を達成すべく、本発明の医療機器は、被検体の管腔内で検査または処置を行う医療器具と、前記医療器具を挿通可能なチャンネルの開口部および前記管腔を撮像可能な撮像手段を、先端部に有する、前記管腔に挿入される挿入部と、予め取得した前記被検体の３次元画像データから、複数の異なる視線位置からの前記管腔における仮想内視鏡画像を生成する仮想内視鏡画像生成手段と、前記撮像手段が撮像する前記管腔の内視鏡画像と類似度の高い前記仮想内視鏡画像を検索する画像検索手段と、前記医療器具が前記開口部から突出する前に、前記類似度の高い仮想内視鏡画像の前記視線の位置に基づいて前記開口部の位置を基準点として設定する基準点設定手段と、前記医療器具が前記開口部から突出した後に、前記基準点に対する前記医療器具の相対位置を算出する相対位置算出手段と、を具備する。

本発明は、内視鏡先端部から突出する医療器具を用いて、位置精度の高い検査または処置を行う医療機器を提供するものである。

＜第１の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第１の実施の形態の医療機器１について説明する。

図１は、内視鏡２Ａのチャンネル２Ｆ１に挿通された医療器具を用いて、患者７の気管支９の目標部位９Ｇの検査または処置等を行っている状態を説明するための説明図であり、図２は、本発明の実施の形態の医療機器１の構成を示す構成図である。

図１は、気管支９に挿入部２Ｅの先端部２Ｃが、挿入可能な最小径の管路にまで挿入されている状態を示している。そして、処置具挿入口２Ｆ２からチャンネル２Ｆ１に挿入された医療器具である細い径の処置具４が内視鏡２Ａの先端部２Ｃから突出して、目標部位９Ｇの組織をサンプリングしている。

図１に示すように、内視鏡２Ａの挿入部２Ｅは、細い気管支管腔内に挿入可能なように、例えば直径３ｍｍ程度と細いが、処置具４はさらに細い末梢の気管支管腔内に挿入可能なように、例えば直径１ｍｍ程度である。なお、目標部位９Ｇは、細い末梢の気管支内にあるため、先端部２Ｃに配設された撮像手段２Ｄにより確認することはできない場合が多い。

次に、図２に示すように、本実施の形態の挿入支援装置３を有する医療機器１は、被検体である患者７の体内の管腔である気管支９に挿入し気管支９内を撮像し気管支末端の目標部位９Ｇ（図１参照）を生検する内視鏡装置２と、挿入支援装置３とを具備する。

内視鏡装置２は、患者７の気管支９に挿入可能な細長い挿入部２Ｅの先端部２Ｃに配設されたＣＣＤ等の撮像手段２Ｄを有する内視鏡２Ａと、内視鏡２Ａを制御する内視鏡制御手段２Ｂと、表示手段６等とから構成されている。また、挿入部２Ｅは、医療器具である処置具４を挿通可能なチャンネル（不図示）を内部に有し、先端部２Ｃには開口部である送液口２Ｇおよびチャンネルの処置具口２Ｆを有しており、図１および図２に示すように処置具口２Ｆから処置具４が突出可能である。

図２に示すように、挿入支援装置３は、画像処理手段１０と、ＣＴ画像データ格納手段１３と、仮想内視鏡画像（ Ｖｉｒｔｕａｌ Ｂｒｏｎｃｈｕｓ Ｓｃｏｐｅ 画像：以下、「ＶＢＳ画像」ともいう。）を生成するＶＢＳ画像生成手段１２と、内視鏡画像と類似度の高い仮想内視鏡画像を検索する画像検索手段１１と、第１の座標算出手段１４と、第１の座標点から基準点を算出する基準点設定手段１５と、画像位置算出手段１７と、相対位置算出手段１６とを具備する。

画像処理手段１０は、撮像手段２Ｄが撮像した内視鏡画像（以下、「リアル画像」ともいう。）を画像処理する。ＣＴ画像データ格納手段１３は、患者７のＸ線断層像を撮像する図示しない公知のＣＴ装置で生成された、例えば、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）形式の３次元の画像データを格納する。ＶＢＳ画像生成手段１２は、ＤＩＣＯＭ形式の画像データから、後述する視線パラメータに基づきＶＢＳ画像を生成する。画像位置算出手段１７は、リアル画像から処置具４の位置を算出する算出手段であり、相対位置算出手段１６は、画像位置算出手段１７と基準点設定手段１５との情報から処置具４の基準点に対する相対位置を算出する。

また、挿入支援装置３は、ＶＢＳ画像生成手段１２が生成したＶＢＳ画像を格納しておくＶＢＳ画像格納手段（不図示）を具備していてもよい。

挿入支援装置３は、先端部２Ｃが挿入可能な最小径の管腔の目標部位９Ｇの近傍まで挿入された後に、チャンネル２Ｆ１に挿通された処置具４を、患者７の気管支９の目標部位９Ｇまで挿入する支援を行う。なお、挿入支援装置３は、先端部２Ｃを目標部位９Gの近傍に挿入する際の挿入ナビゲーションシステム機能を有していても良い。

挿入支援装置３は、最初に画像検索手段１１により、リアル画像と類似度の高いＶＢＳ画像を検索し、第１の座標算出手段１４により、先端部２Ｃの位置および方向を算出する。図３は、先端部２Ｃの位置および方向を算出するための挿入支援装置３の処理の流れを説明するためのフローチャートである。以下、図３のフローチャートに従い、挿入支援装置３が、内視鏡２Ａの先端部２Ｃの位置および方向を算出するための処理の流れを説明する。

＜ステップＳ１０＞
最初に、画像検索手段１１が行う類似度の判断のための許容誤差ｅ０が設定される。許容誤差ｅ０が小さく設定されるほど、第１の座標算出手段１４は、正確な先端部２Ｃの位置および方向を算出することができるが、算出処理に時間を要する。このため、許容誤差ｅは、目的に応じて術者が変更することが可能である。

＜ステップＳ１１＞
ＶＢＳ画像生成手段１２が、ＤＩＣＯＭ形式の画像データからＶＢＳ画像を生成する際に、６つの視線パラメータを変化させることで、ＶＢＳ画像生成手段１２は多数の異なる視線位置からのＶＢＳ画像を生成することができる。ここで、視線位置のパラメータとは、位置（ｘ、ｙ、ｚ）と角度（θｘ、θｙ、θｚ）である。ステップＳ１１では、この６つの要因を有する視線パラメータの初期値が設定される。

＜ステップＳ１２＞
ＶＢＳ画像生成手段１２は、視線パラメータの初期値に基づき、ＣＴ画像データ格納手段１３に格納されている患者７の気管支９の３次元画像データから、１枚のＶＢＳ画像を生成する。

＜ステップＳ１３＞
画像検索手段１１は、リアル画像とＶＢＳ画像生成手段１２が生成したＶＢＳ画像との類似度を比較する。ここで、両画像の類似度比較は、公知の画像処理により行われ、画素データレベルのマッチング、または、画像から抽出した特徴のレベルにおけるマッチングのいずれを用いてもよい。リアル画像と仮想内視鏡画像とのマッチングにおいては、リアル画像のフレーム単位で行われるため、実際の比較処理は静止内視鏡画像と仮想内視鏡画の類似度を基準に行われる。リアル画像の全フレームについてマッチング処理を行う必要はなく適当な間隔で行う。

＜ステップＳ１４、ステップＳ１５＞
画像検索手段１１が、リアル画像とＶＢＳ画像との類似度を比較し算出した両画像の誤差ｅが、許容誤差ｅ０よりも大きい場合（Ｎｏ）には、画像検索手段１１は、ステップＳ１５において、位置または方向を少し変えた、視線パラメータ値をＶＢＳ画像生成手段１２に出力する。ＶＢＳ画像生成手段１２はステップＳ１２において、ステップＳ１５において設定された新規な視線パラメータに従った、次の１枚のＶＢＳ画像を生成する。

挿入支援装置３は、上記のループ処理を繰り返し行うこと、すなわち、視線パラメータを変化させることで、ＶＢＳ画像生成手段１２が生成するＶＢＳ画像は、徐々にリアル画像に類似した画像となっていき、何回かの繰り返しループ処理の後に、両画像の誤差ｅは、許容誤差ｅ０以下（Ｙｅｓ）となる。

＜ステップＳ１６＞
ＶＢＳ画像とリアル画像の類似度の誤差ｅが、許容誤差ｅ０以下となったときの視線パラメータから、第１の座標算出手段１４は、先端部２Ｃの位置と方向を算出する。

ここで、図４および図５を用いて先端部２Ｃの構造を、より詳細に説明する。図４は先端部２Ｃの構成を説明するための図４（Ａ）は正面概略図であり、図４（Ｂ）は図４（Ａ）のＩＶ−Ｂ、ＩＶ―Ｂ線での断面概略図であり、図５は先端部２Ｃの斜視概略図である。

図４および図５に示すように、先端部２Ｃには、チャンネル２Ｆ１の処置具口２Ｆと、撮像手段２Ｄと、送液口２Ｇとが配設されている。なお、先端部２Ｃには、管腔内を照明するための照明部等も配設されているが図示していない。そして、撮像手段２Ｄは、光学系２Ｄ１の焦点位置に撮像素子２Ｄ２が配設されており、視線Ｓ１を中心とした方向の視野Ｓ０の範囲を撮像することができる。

そして、第１の座標算出手段１４が算出する第１の座標点が示すＶＢＳ画像の視線パラメータに相当する内視鏡上の点とは、光学系で一般的にいわれる、いわゆる瞳位置Ａ０および視線Ｓ１の方向である。

ここで、第１の座標点Ａ０の座標が、仮想内視鏡画像の座標系、言い換えれば、ＣＴ座標系により表現されていることが、医療機器１にとって非常に重要な意味をもつ。すなわち、すでに説明したように、生検等を行う目標部位９Ｇは、先端部２Ｃが挿入不可能な気管支末梢に存在するため、術者はリアル画像により目標部位９Ｇを確認しながら、処置具４による生検等を行うことができない。このため、術者は、ＣＴにより予め取得された３次元画像データ中に、ＣＴ座標系で示されている目標部位９Ｇの位置をもとに生検等を行う。しかし、先端部２Ｃの位置、および先端部２Ｃから突出して生検を行う処置具４の位置等は、ＣＴ座標系とは関係のない、先端部２Ｃを基準とした内視鏡座標系でしか確認できない。

しかし、挿入支援装置３では、目標部位９Ｇと、近接した位置にある先端部２Ｃの一部である第１の座標点Ａ０の座標が、同じＣＴ座標系で示されているため、術者は目標部位９Ｇに処置具４を到達させて、生検等を行うことができる。ここで、医療機器１を用いて行う検査または処置としては、薬液噴霧、生検、粘液採取、異物摘出、または高周波焼灼等を例示することができる。

なお、図５で示した医療機器１の内視鏡座標系は、ＣＴ座標系と同一ではないが、挿入支援装置３の処理によりＣＴ座標系と対応がとれている座標系、言い換えれば座標変換処理により、ＣＴ座標系に変換可能な座標系である。

＜ステップＳ１７＞
挿入支援装置３では、基準点設定手段１５により、第１の座標点Ａ０をもとに、撮像手段２Ｄの周辺の位置を基準点として設定する。撮像手段２Ｄの周辺とは、被検体である患者７の体内の管腔内である気管支内であり、撮像手段２Ｄの内部も含まれる。そして、撮像手段２Ｄの周辺として、好ましくは、撮像手段２Ｄの視線の位置Ａ０と目標部位９Ｇとの間の気管支内であり、より好ましくは、先端部２Ｃの所定の位置である。

図５には、基準点Ａ１を、処置具口２Ｆの位置、より正確には、処置具口２Ｆの中央位置に設定した例を示している。すなわち、処置具４が突出する起点となる処置具口２Ｆを基準点Ａ１として設定している。

＜ステップＳ１８＞
処置具４は、内視鏡２Ａの基端部側の処置具挿入口２Ｆ２からチャンネル２Ｆ１に挿入され、先端部２Ｃの処置具口２Ｆから突出する。図６は、処置具４が処置具口２Ｆから突出した状態を示すための説明図であり、図６（Ａ）は気管支９内の斜視状態図であり、図６（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図６（Ｃ）は処置具４と先端部２Ｃの関係を説明するための斜視図である。

ここで、画像位置算出手段１７は、図６（Ｂ）に示した内視鏡画像６Ｆにおける処置具４の先端位置Ｂ１の座標（Ｘｄ、Ｙｄ）を算出する。なお、図６（Ｂ）におけるＸＹ座標系のＹ軸は、図６（Ｃ）におけるＸＹＺ座標系のＺ軸に相当している。

相対位置算出手段１６は、基準点設定手段１５が算出した基準点Ａ１と、画像位置算出手段１７が算出した処置具４の先端位置Ｂ１との相対関係を算出する。

ここで、図６に示した例では、処置具４が処置具口２Ｆから真っ直ぐに突出している場合を示している。この場合には、先端位置Ｂ１の位置（Ｘｐ、Ｙｐ、Ｚｐ）は、処置具２Ｆの位置、すなわち基準点Ａ１（Ｘｃ、Ｙｃ、Ｚｃ）と、内視鏡画像６Ｆから算出した処置具４の先端位置Ｂ１の座標（Ｘｄ、Ｙｄ、ｆ）とから、以下のように算出される。

＜第１の実施の形態の変形例１＞
図７は、第１の実施の形態の変形例１の医療機器１Ｂによる、基準点Ａ１と処置具４との相対位置算出方法について説明するための図であり、図８（Ａ）は気管支９内の斜視状態図であり、図７（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図７（Ｃ）は処置具４と先端部２Ｃの関係を説明するための斜視図である。医療機器１Ｂは、医療機器１と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図７（Ｂ）および図７（Ｃ）に示すように、医療機器１Ｂにおいては、処置具４の先端部にマーカＭ１を予め配設している。マーカＭ１は、内視鏡画像により確認が容易なように、湾曲の際にＵＰ方向となる位置に配設することが好ましい。

処置具４の所定の位置に配設されたマーカＭ１を有するために、画像位置算出手段１７は、挿入支援装置３よりも、容易に、かつ正確に処置具４の位置を検出することができる。このため、医療機器１Ｂは、医療機器１が有する効果に加えて、より精度の高い検査等が可能である。

なお、マーカＭ１の形状としては、点、線分、円、楕円、または正方形でもよく、線分の終点または円の中心位置を画像検出処理により自動的に抽出することも可能である。さらに、マーカの色を、青、または緑等の気管支管腔内の部位と異なる色に設定することで、マーカの検出感度を、より向上することができる。

＜第１の実施の形態の変形例２＞
図８は、第１の実施の形態の変形例２の医療機器１Ｃによる、基準点Ａ１と処置具４との相対位置算出方法について説明するための図であり、図８（Ａ）は気管支９内の斜視状態図であり、図８（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図８（Ｃ）は処置具４と先端部２Ｃの関係を説明するための斜視図である。の医療機器１Ｃは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図８（Ｂ）および図８（Ｃ）に示すように、医療機器１Ｃにおいては、処置具４の先端部の中心線上に２つのマーカＭ１およびＭ２を予め配設している。２つのマーカＭ１およびＭ２を有する処置具４を有する医療機器１Ｃにおいては、処置具４が処置具口２ＦからＸ軸もしくはZ軸方向に曲がりながら突出する場合、すなわちＸＺ平面上にマーカが存在する場合でも、処置具４の基準点Ａ１に対する相対位置を算出することができる。

以下、図８（Ｃ）を参照しながら説明する。視点位置Ａ０から各マーカＭ１、Ｍ２へのベクトルは、定数n１、n２を用いて、式１および式２で表すことができる。

（式１）

（式２）

また、処置具口２ＦからＹ軸方向に処置具４の半径に相当するｒだけ移動した位置は（Ｘｃ、Ｙｃ−ｒ、Ｚｃ）となり、この位置と２つのマーカＭ１およびＭ２とは、同一直線上に存在することから、以下の直線の方程式、式３が得られる。

（式３）

ただし、
（式４）

（式５）

である。なお、ベクトルa、ベクトルｂ、はそれぞれベクトルＡ、ベクトルＢの単位ベクトルである。
また、マーカＭ１とマーカＭ２との距離ｄ、は既知であることから、式６が得られる。

（式６）

２つのマーカと点（Ｘｃ、Ｙｃ＋ｄｙ、Ｚｃ）とが、ＸＺ平面に対して直交する平面上に存在すると仮定した場合、内積は０となるから、以下の式７が得られる。

（式７）

以上の、式３、式６、および式７から、ｎ１、ｎ２、および、ｔの値が算出され、先端部２Ｃの相対的な位置と方向が算出される。
本実施の形態の医療機器１Ｃは、医療機器１等が有する効果に加えて、２個のマーカを配設した処置具４を有することで、処置具４が傾いて処置具口２Ｆから突出した場合であっても、処置具４の位置を正確にＣＴ座標系に合わせるための相対位置を算出することができる。

＜第１の実施の形態の変形例３＞
図９は、第１の実施の形態の変形例３の医療機器１Ｄによる、基準点Ａ１と処置具４との相対位置算出方法について説明するための図であり、図９（Ａ）は気管支９内の斜視状態図であり、図９（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図９（Ｃ）は処置具４と先端部２Ｃの関係を説明するための斜視図である。医療機器１Ｄは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図９（Ｂ）および図９（Ｃ）に示すように、医療機器１Ｄにおいては、処置具４の先端部に３つのマーカＭ１、Ｍ２およびＭ３を非同一直線上に配設されている。この場合には、視点位置Ａ０から、それぞれのマーカへのベクトルは、定数n１、n２、n３を用いて、以下の式で表される。

（式８）

（式９）

（式１０）

ただし、
（式１１）

（式１２）

（式１３）

各マーカ間の距離は既知であることから、距離ｄ１、ｄ２、ｄ３は以下のようになる。
ｄ_１２ ^２＝（ａ_ｘ−ｂ_ｘ）^２＋（ａ_ｙ−ｂ_ｙ）^２＋（ａ_ｚ−ｂ_ｚ）^２
ｄ_２３ ^２＝（ｂ_ｘ−ｃ_ｘ）^２＋（ｂ_ｙ−ｃ_ｙ）^２＋（ｂ_ｚ−ｃ_ｚ）^２
ｄ_３１ ^２＝（ｃ_ｘ−ａ_ｘ）^２＋（ｃ_ｙ−ａ_ｙ）^２＋（ｃ_ｚ−ａ_ｚ）^２
上記の連立方程式を解くことにより、式８〜式１０の、ｎ１、ｎ２、ｎ３が求められ、処置具４上のマーカＭ１、Ｍ２、Ｍ３の、第１の座標点Ａ０に対する相対的な位置と向きが算出される。このため、医療機器１Ｄは、処置具４の先端部Ｂ１等の位置を、ＣＴ座標系をもとに算出できる。

本実施の形態の医療機器１Ｄは、医療機器１等が有する効果に加えて、３個のマーカを配設した処置具４を用いることで、処置具４が３次元的に傾いて突出した場合であっても、処置具４の位置を正確にＣＴ座標系に合わせるための相対位置を算出することができる。

＜第２の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第２の実施の形態の医療機器１Ｅについて説明する。医療機器１Ｅは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。図１０は、本発明の実施の形態の医療機器１Ｅの構成を示す構成図である。

図１０に示すように、医療機器１Ｅは、処置具４の進退量を検出する進退量検出手段１８と、処置具４の先端位置を算出する先端位置算出手段２３とを備えている。図１に示したように、処置具４は、内視鏡２Ａの基端部側にある処置具挿入口２Ｆ２からチャンネル２Ｆ１に挿入され、先端部２Ｃの処置具口２Ｆから突出する。

チャンネル２Ｆ１の長さは既知である。このため、医療機器１Ｅの先端位置算出手段２３は、処置具挿入口２Ｆ２から挿入した処置具４の長さを進退量検出手段１８により検出することで、処置具４の先端位置および、処置具口２Ｆから突出した処置具４の距離Ｄを算出することができる。

そして、医療機器１Ｅでは、相対位置算出手段１６は、先端位置算出手段２３が算出した処置具４の先端位置と基準点とから、処置具４の先端位置を正確にＣＴ座標系に合わせるための相対位置を算出することができる。

図１１（Ａ）から図１１（Ｃ）は、進退量検出手段１８の具体例を説明するための説明図である。図１１（Ａ）は進退量検出手段１８として、処置具挿入口２Ｆ２近傍に配設したエンコーダ１８Ａにより検出する例を示しており、図１１（Ｂ）は、光学的測定手段１８Ｂにより検出する例を示しており、図１１（Ｃ）は、磁気センサ１８Ｃにより検出する例を示している。

エンコーダ１８Ａは、処置具４と接した回転部が処置具の進退に対応して回転することから進退量を検出する。光学的測定手段１８Ｂは、赤外線またはレーザ等を用い処置具４の移動、すなわち進退量を検出する。磁気センサ１８Ｃは、処置具４Ｂに配設した磁気スケールをもとに処置具４の移動、すなわち進退量を検出する。

図１１では、進退量検出手段１８であるセンサを処置具挿入口２Ｆ２に配設する例を示したが、センサは操作部等の内視鏡２Ａの本体に配設してもよいし、処置具４の方にセンサを配設してもよい。

次に、画像位置検出手段（不図示）を用いた進退量検出手段１８について説明する。図１２（Ａ）から図１２（Ｃ）は、画像位置検出手段を用いた進退量検出手段１８を説明するための図であり、図１２（Ａ）は処置具挿入口２Ｆ２を横から見た場合の概略図であり、図１２（Ｂ）は図１２（Ａ）の処置具挿入口２Ｆ２近傍の拡大図であり、図１２（Ｃ）は内視鏡画像６Ｆを示している。

図１２（Ｂ）および図１２（Ｃ）に示すように、処置具４Ｃには目盛りがあり、内視鏡画像６Ｆにおいても処置具４Ｃの目盛りは読み取ることができる。このため、画像位置検出手段は、内視鏡画像６Ｆ中の処置具４Ｃの目盛りの進退を検出することで、処置具４Ｃの進退量を検出することができる。言い換えれば、図１２（Ａ）から図１２（Ｃ）に示す処置具４Ｃを有する挿入支援装置においては、画像位置検出手段が進退量検出手段１８としての作用を奏する。

次に、処置具４の進退量Ｄと処置具４の先端の位置の関係について図１３を用いて説明する。図１３は、処置具４の進退量と先端の位置の関係について説明するための概略斜視図であり、図１３（Ａ）は、芯線情報を用いる場合、図１３（Ｂ）は処置具の方向情報を用いる場合である。

ここで、気管支９の３次元の画像データから、管腔の分岐状態や、それぞれの分岐部までの長さ等を簡単に表現することは、挿入支援装置３の処理速度を向上するために重要である。このため、挿入支援装置３Ｅでは、いわゆる芯線およびボリュームという概念を用いる。芯線とは管腔の管路方向垂直面の重心点を結んだ線であり、ボリュームとは管腔の管壁の位置を示す情報である。

図１３（Ａ）では、処置具４の進退量Ｄの場合に、先端位置算出手段２３は、処置具４が芯線Ｃ上を移動したと仮定し、処置具４の位置を算出する。処置具４の先端Ｂ１の実際の移動経路は芯線Ｃとは異なるが、気管支９の末梢管腔では上記のように近似しても大きな誤差とはならない。そして、芯線情報を用いることで、先端位置算出手段２３は、簡単な計算で処置具４の移動状態を処理することができるために高速処理が可能となる。

これに対して、図１３（Ｂ）では、処置具４の進退量Ｄの場合に、処置具４が直進したと仮定して、処置具４の位置を算出する先端位置算出手段２３の例を示している。処置具４の先端Ｂ１の移動経路は曲線の場合もあるが、気管支９の末梢管腔では前記の近似をしても大きな誤差とはならない。そして、処置具４が直進したと近似することで、先端位置算出手段２３は簡単な計算で処置具４の移動状態を処理することができるために高速処理が可能となる。

本実施の形態の医療機器１Ｅは、第１の実施の形態の医療機器１等が有する効果に加えて、医療機器１等では内視鏡画像からマーカ等の位置を検出できない場合には、処置具４の先端位置Ｂ１を検出することができないが、医療機器１Ｅでは進退量Ｄと基準点Ａ１の位置とから処置具４の先端位置を算出することができる。

なお上記説明では、チャンネル２Ｆ１の長さが既知であるために、処置具４の処置具口挿入口２Ｆ２からの挿入長さから、処置具４の処置具口２Ｆからの突出量Ｄは算出可能であるとして説明した。さらに、処置具４として超音波プローブを有する医療機器１Ｅでは、超音波プローブを処置具口２Fから突出させた場合には、次のような方法で、より正確に突出量Ｄを算出することができる。すなわち、超音波プローブの超音波画像を表示手段で確認しながら超音波プローブをチャンネル２Ｆ１に挿入していくと、超音波プローブの超音波素子部分が処置具口２Ｆから突出すると超音波画像の高輝度の画素、言い換えれば、白画素数が急激に増加する。すなわち、チャンネル２Ｆ１内では挿入部２Ｅの内部には金属が配設されているために、超音波は挿入部２Ｅの内部で反射する。しかし、超音波プローブの超音波素子部分が処置具口２Ｆから突出すると、超音波は管腔内の空気層に向かって送信されるために反射波が減少するため、超音波画像の白画素数が増加するため、超音波素子の出力が大きく変化する。なお、超音波プローブの先端部と超音波素子部分との間の長さは既知である。

より具体的には、最初に、超音波画像に関心領域内が設定される。そして関心領域内の所定の閾値以上の輝度の画素数をカウントし、所定の閾値以上の輝度の画素数が所定の数以上となったことにより、超音波プローブのチャンネル２Ｆ１内からの突出を検出する。なお、関心領域は、プローブを中心とした円、方形、または超音波画像全体でもよい。

以上の方法により、超音波プローブの先端の、チャンネル２Ｆ１内の処置具口２Ｆからの突出を正確に検出することができるため、より正確に突出量Ｄを算出することができる。

＜第３の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第３の実施の形態の医療機器１Ｆについて説明する。医療機器１Ｆは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。図１４は、本発明の実施の形態の医療機器１Ｆの構成を示す構成図である。なお、図１４においては、表示の関係から位置検出センサ１９Ａのブロックを体外に表示しているが、位置検出センサ１９Ａは処置具４の所定位置である先端部に配設されている。

図１４に示すように、医療機器１Ｆは、処置具４の所定位置に位置検出センサ１９Ａと、位置検出センサ１９Ａの位置を検出するための位置検出手段２２と、位置検出手段２２が検出した処置具４の位置と基準点とから、ＣＴ座標系の基準点に対する処置具４の相対位置を算出する相対位置算出手段１６を備える。

医療機器１Ｆにおいては、位置検出センサ１９Ａは磁界検出センサであり、患者７の外部に配設した複数の磁界発生アンテナ（不図示）からの磁界を検出することで、処置具４の位置を検出する。なお、磁界検出センサとして、ＭＲセンサ、ホール素子またはコイル等を用いることができる。

例えば、複数の磁界発生アンテナから、それぞれ異なる周波数の交流磁界をアンテナ駆動手段２１により発生する。位置検出センサ１９Ａは周波数の異なる複数の交流磁界を区別して検出することで、位置検出手段２２は、それぞれの磁界発生アンテナの方向が算出され、それをもとに磁界発生アンテナに対する位置検出センサ１９Ａの相対位置を検出する。処置具４の中で位置検出センサ１９Ａが配設されている場所は既知であるため、先端位置算出手段２３は、処置具４の先端位置Ｂ１を算出することができる。

そして、相対位置算出手段は、先端位置算出手段２３が算出した処置具４の先端位置Ｂ１の基準点Ａ１に対する相対位置を算出する。

医療機器１Ｆは、位置検出センサ１９Ａを有するために、医療機器１等が有する効果に加えて、処置具４の先端位置Ｂ１の基準点Ａ１に対する相対位置をより正確に算出することができる。

図１５は、医療機器１Ｆを用いた処置具４の先端位置Ｂ１の相対位置を算出する方法を説明するための説明図であり、図１５（Ａ）は先端部に位置検出センサ１９Ａが配設されている処置具４の先端Ｂ１が処置具口２Ｆにある場合を、図１５（Ｂ）は処置具４の先端Ｂ１が処置具口２Ｆから、長さＤ１だけ突出した場合を示している。

処置具４が、図１５（Ａ）に示した状態から、図１５（Ｂ）に示した状態になると、位置検出センサ１９Ａの位置が移動する。すると、図１５（Ｂ）に示した移動前の位置検出センサ１９Ａの位置１９Ａ０、および、移動後の位置検出センサ１９Ａの位置１９Ａ１が、位置検出手段２２により検出され、その検出結果をもとに先端位置算出手段２３により移動距離Ｄ１が算出される。そして、すでに図１３で説明したように、芯線情報等を用いることにより、移動距離Ｄ１から、相対位置算出手段１６により処置具４の先端Ｂ１の基準点Ａ１からの相対位置が算出される。

以上の説明のように、医療機器１Ｆでは、医療機器１等が有する効果に加えて、ＣＴ座標系による基準点Ａ１と、内視鏡座標系による処置具の先端位置Ｂ１との相対位置を、一度、算出しておけば、その後、先端位置Ｂ１が移動しても、移動後の位置をＣＴ座標系に変換することができる。

＜第４の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第４の実施の形態の医療機器１Ｇについて説明する。医療機器１Ｇは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。図１６は、本発明の実施の形態の医療機器１Ｇの構成を示す構成図である。

図１６に示すように、医療機器１Ｇは処置具４の進退量を検出する進退量検出手段１８と、進退量から先端位置を算出するための先端位置算出手段２３とを備えている。さらに、医療機器１Ｇは、内視鏡の先端部２Ｃには位置検出センサ１９Ｂを備え、磁界発生アンテナ２０と、アンテナ駆動手段２１とを備えており、位置検出手段２２にて位置検出センサ１９Ｂの位置を算出することができる。位置検出手段２２の動作は、第３の実施の形態の医療装置１Ｆと類似である。

図１７Ａおよび図１７Ｂは、本実施の形態の医療機器１Ｇにかかる処置具４の位置検出等を説明するための概略説明図である。以下、図１７Ａおよび図１７Ｂに従い、医療機器１Ｇの動作について説明する。
最初に図１７Ａ（Ａ）に示すように、第１の座標算出手段１４は、リアル画像に類似したＶＢＳ画像の視線パラメータから第１の座標点Ａ０を算出し、基準点設定手段１５は処置具４の先端が処置具口２Ｆの先端から突出する点、すなわち処置具口２Ｆの内視鏡先端の開口部である処置具口２Ｆの中心位置を基準点Ａ１と設定する。同時に、位置検出手段２２は、位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２を検出し、検出された位置Ａ２を、すでに求められた基準点Ａ１に変換することができる。

さらに、進退量検出手段１８は、処置具４の進退量Ｄを検出する。そして、図１７Ａ（Ｂ）に示すように、相対位置算出手段１６は、位置検出手段２２から入力される基準点Ａ１と先端位置算出手段２３から入力される進退量Ｄとを用いて処置具先端位置Ｂ１を算出することができる。図１７Ａ（Ｂ）では、処置具先端位置Ｂ１は芯線に従って突出すると近似する場合を示したが、処置具４が直進的に突出すると近似して算出することも可能である。

また、図１７Ｂ（Ｃ）に示すように、先端部２Ｃが先端部２Ｃ０で表示した位置から移動した場合であっても、位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２が基準点Ａ１に対応付けられた後では、位置検出センサ１９Ｂの値から基準点Ａ１を算出することができる。そして、医療機器１Ｇでは、移動後の位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２１から基準点Ａ１１が算出され、この基準点Ａ１１を新しい基準点として進退量Ｄを用いてＣＴ座標上での処置具先端位置Ｂ１１を算出することができる。

このため、医療機器１Ｇは、医療機器１等が有する効果に加えて、より正確に処置具先端位置Ｂ１を操作することができる。

＜第５の実施の形態＞
以下、図面を参照して本発明の第５の実施の形態の医療機器１Ｈについて説明する。医療機器１Ｈは、医療機器１等と類似であるため、同じ構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。図１８は、本発明の実施の形態の医療機器１Ｈの構成を示す構成図である。処置具４の先端部に配設されている位置検出センサ１９Ａは表示の関係から、位置検出センサ１９Ａを示すブロックを体外に表示し、先端部２Ｃに配設されている位置検出センサ１９Ｂは先端部２Ｃに簡略化して記載している。図１９Ａおよび図１９Ｂは、本実施の形態の医療機器１Ｈにかかる処置具４の位置検出等を説明するための概略説明図である。

図１９Ａおよび図１９Ｂに示すように、医療機器１Ｈでは、処置具４の先端近傍の所定位置に第１の位置検出センサ１９Ａを設け、かつ、先端部２Ｃの所定位置に第２の位置検出センサ１９Ｂを設け、位置検出手段２２は第１の位置検出センサ１９Ａおよび第２の位置検出センサ１９Ｂの位置を検出する。このとき、第２の位置検出センサ１９Ｂと第１の位置検出センサの物理的な位置関係がわかっていれば、医療機器１Ｈでは、第２の位置検出センサ１９Ｂが検出した位置情報を基準として、第１の位置検出センサ１９Ａが検出する位置情報を変換することができる。そして、第２の位置検出センサに対応付けられた第１の位置検出センサの位置を求めることにより、処置具先端の位置を明らかにすることができる。

すなわち、医療機器１Ｈでは、位置検出手段２２が、第２の位置検出センサ１９Ｂが検出した位置情報を基準として、第１の位置検出センサ１９Ａが検出する位置情報を変換するキャリブレーション手段としても動作する。

以下、図１９Ａおよび図１９Ｂを用いて、医療機器１Ｈの動作について説明する。
図１９Ａ（Ａ）に示すように、第１の座標算出手段１４は、最初に、リアル画像に類似したＶＢＳ画像の視線パラメータから第１の座標点Ａ０を算出し、基準点設定手段１５は処置具４の先端が処置具口２Ｆの先端から突出する点、すなわち処置具口２Ｆの内視鏡先端の開口部の中心位置を基準点Ａ１として設定する。

次に、図１９Ａ（Ｂ）に示すように、処置具先端Ｂ１の位置が、処置具口２Ｆの位置、すなわち基準点Ａ１と一致した状態で、位置検出手段２２は、第１の位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２０および第２の位置検出センサ１９Ａの位置Ａ３０を検出する。

さらに、位置検出手段２２は、第２の位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２０を基準として、第１の位置検出センサ１９Ａの位置Ａ３０を変換するキャリブレーション手段として動作する。より具体的には、位置検出手段２２は、変換ベクトルＴ０を、「Ｔ０＝Ａ３０−Ａ２０」により算出する。

次に、図１９Ｂ（Ｃ）のように処置具４を突出させると、第１の位置検出センサ１９Ａの位置は変化し、位置Ａ３１となる。このときの第２の位置検出センサの位置Ａ２１を使うと、変換ベクトルＴ１は「Ｔ１＝Ａ３１−Ａ２１」にて算出できる。そして、先端位置算出手段２３は、突出量Ｄを「Ｄ＝Ｔ１−Ｔ０」によって算出する。

そして、第２の位置検出センサ１９Ｂは先端部２Ｃに配設されているため、基準点Ａ１と位置Ａ２の相対関係は不変で容易に算出できる。すなわち、基準点Ａ１と位置Ａ２は対応付けられており、その変換ベクトルＴ１２は「Ｔ１２＝Ａ１−Ａ２」である。よって、相対位置算出手段１６は、基準点Ａ１から突出量Ｄだけ芯線上を進んだ点を処置具先端位置Ｂ１として算出することができる。

図１９Ｂ（Ｄ）に示すように、先端部２Ｃが先端部２Ｃ０で表示した位置から移動した場合であっても、移動前後の内視鏡の第２の位置検出センサ１９Ｂの位置Ａ２と位置Ａ２１とにより移動ベクトルが算出され、この移動量を用いて新しい基準点Ａ１を求めることで、先端位置算出手段２３は、処置具先端Ｂ１のＣＴ座標系による正確な位置を算出することができる。

また、医療機器１Ｈにおいては、処置具口２Ｆから前記医療器具が突出したときに、第１の位置検出センサ１９Ａおよび第２の位置検出センサ１９Ｂの位置を検出し、第２の位置検出センサ１９Ｂが検出した位置情報に、第１の位置検出センサ１９Ａが検出する位置情報を一致させるキャリブレーションを位置検出手段２２は行うことが好ましい。第１の位置検出センサ１９Ａおよび第２の位置検出センサ１９Ｂが検出する位置の情報の誤差を小さくするためである。

このため、医療機器１Ｈにおいては、術者はＣＴ座標系で表示されている目標部位９Ｇに対して、医療機器１等より、より正確に処置具を操作することができる。

なお、医療機器１Ｈにおいて、第１の位置検出センサ１９Ａおよび第２の位置検出センサ１９Ｂが共に磁界検出コイル（以下、「センサコイル」または「コイル」という。）である場合には、位置検出の際の２つの磁界検出コイルの相対位置に留意する必要がある。例えば、図２０に示すように、２つのセンサコイルの相対位置、すなわち、第１の位置検出センサ１９と第２の位置検出センサ１９Ｂとの相対位置が、図２０で示すＺ軸方向である挿入方向で重ならない状態で位置検出を行うことが好ましい。

それぞれの磁界検出コイルが磁場を攪乱するために、センサ出力が不安定となるからである。なお、センサ出力が不安定とならない、言い換えれば、磁界に影響を及ぼさない第１の位置検出センサ１９Ａと第２の位置検出センサ１９Ｂとの距離Ｌは、医療機器の構成、例えば、コイル形状および発生磁界等により変化する。このため、事前にセンサ出力が不安定とならない距離Ｌを測定しておき、第１の位置検出センサ１９Ａと第２の位置検出センサ１９Ｂとの距離がＬ以上の位置関係において位置検出を行うように設定する。例えば、センサコイル１９Ｂの長さがＬ１の場合には、Ｌは０．５×Ｌ１以上であることが好ましく、ＬはＬ１以上であることが特に好ましい。

また、上記説明の、第１の座標点算出、基準点設定、相対位置の算出、キャリブレーション、補正等は、システム全体が安定した状態で行うことが好ましい。より具体的には、例えば、第１の位置検出センサ１９Ａまたは第２の位置検出センサ１９Ｂの位置変化量、すなわち出力が予め設定した所定位置以下の場合である。また、例えば、視線パラメータの変化量が予め設定した所定位置以下の場合である。すでに説明したように、センサ出力および視線パラメータは共に、位置（ｘ、ｙ、ｚ）と角度（θｘ、θｙ、θｚ）の６つの要因を有するが、前記のキャリブレーション等を行うには、６つの全てが安定した状態が好ましい。

また、上記説明は、内視鏡として細長い挿入部２Ｅを有する内視鏡装置２を例に説明したが、本発明の医療機器は、患者７の体内の管腔を撮像可能な撮像手段２Ｄを有するカプセル型の内視鏡装置であっても、細長い挿入部２Ｅを有する内視鏡装置２と同様の作用効果を奏することができる。

本発明は、上述した実施の形態および変形例に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。

内視鏡のチャンネルに挿通された処置具を用いて、被験者の気管支の目標部位の検査または処置を行っている状態を説明するための説明図である。 第１の実施の形態の医療機器の構成を示す構成図である。 第１の実施の形態の医療機器の処理の流れを説明するためのフローチャートである。 第１の実施の形態の医療機器にかかる内視鏡の先端部の構成を説明するための図であり、（Ａ）は正面概略図であり、（Ｂ）は（Ａ）図のＩＶ−Ｂ、ＩＶ―Ｂ線での断面概略図である。 第１の実施の形態の医療機器にかかる内視鏡の先端部の構成を説明するための斜視概略図である。 第１の実施の形態の医療機器にかかる処置具が処置具口から突出した状態を示すための説明図であり、図６（Ａ）は気管支内の斜視状態図であり、図６（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図６（Ｃ）は処置具と先端部の関係を説明するための斜視図である。 第１の実施の形態の変形例１の医療機器にかかる処置具が処置具口から突出した状態を示すための説明図であり、図７（Ａ）は気管支内の斜視状態図であり、図７（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図７（Ｃ）は処置具と先端部の関係を説明するための斜視図である。 第１の実施の形態の変形例２の医療機器にかかる処置具が処置具口から突出した状態を示すための説明図であり、図８（Ａ）は気管支内の斜視状態図であり、図８（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図８（Ｃ）は処置具と先端部の関係を説明するための斜視図である。 第１の実施の形態の変形例３の医療機器にかかる処置具が処置具口から突出した状態を示すための説明図であり、図９（Ａ）は気管支内の斜視状態図であり、図９（Ｂ）は内視鏡画像を示し、図９（Ｃ）は処置具と先端部の関係を説明するための斜視図である。 第２の実施の形態の医療機器の構成を示す構成図である。 第２の実施の形態の医療機器にかかる進退量検出手段の具体例を説明するための説明図である。 第２の実施の形態の医療機器にかかる進退量検出手段の具体例を説明するための説明図である。 第２の実施の形態の医療機器にかかる処置具の進退量と先端の位置の関係について説明するための概略斜視図であり、図１３（Ａ）は、芯線情報を用いる場合、図１３（Ｂ）は処置具の方向情報を用いる場合である。 第３の実施の形態の医療機器の構成を示す構成図である。 第３の実施の形態の医療機器を用いた処置具の先端位置の相対位置を算出する方法を説明するための説明図であり、図１５（Ａ）は先端部に位置検出センサが配設されている処置具の先端が口にある場合を、図１５（Ｂ）は処置具の先端が処置具口から長さだけ突出した場合を示している。 第４の実施の形態の医療機器の構成を示す構成図である。 第４の実施の形態の医療機器を用いた処置具の位置検出等を説明するための概略説明図である。 第４の実施の形態の医療機器を用いた処置具の位置検出等を説明するための概略説明図である。 第５の実施の形態の医療機器の構成を示す構成図である。 第５の実施の形態の医療機器を用いた処置具の位置検出等を説明するための概略説明図である。 第５の実施の形態の医療機器を用いた処置具の位置検出等を説明するための概略説明図である。 センサコイルの配置状態を説明するための概略説明図である。

符号の説明

１…医療機器、２…内視鏡装置、２Ａ…内視鏡、２Ｂ…内視鏡制御手段、２Ｃ…先端部、２Ｄ…撮像手段、２Ｅ…挿入部、２Ｆ２…処置具挿入口、２Ｇ…送液口、３…挿入支援装置、４…処置具、７…患者、９…気管支、９Ｇ…目標部位、１０…画像処理手段、１１…画像検索手段、１２…仮想内視鏡画像生成手段、１３…ＣＴ画像データ格納手段、１４…第１の座標算出手段、１５…基準点設定手段、１６…相対位置算出手段、１７…画像位置算出手段、１８…進退量検出手段、１８Ａ…エンコーダ、１８Ｂ…光学的測定手段、１８Ｃ…磁気センサ、１９…位置検出センサ、２０…磁界発生アンテナ、２１…アンテナ駆動手段、２２…位置検出手段、２３…先端位置算出手段

Claims (11)

1. 被検体の管腔内で検査または処置を行う医療器具と、
   前記医療器具を挿通可能なチャンネルの開口部および前記管腔を撮像可能な撮像手段を、先端部に有する、前記管腔に挿入される挿入部と、
   予め取得した前記被検体の３次元画像データから、複数の異なる視線位置からの前記管腔における仮想内視鏡画像を生成する仮想内視鏡画像生成手段と、
   前記撮像手段が撮像する前記管腔の内視鏡画像と類似度の高い前記仮想内視鏡画像を検索する画像検索手段と、
   前記医療器具が前記開口部から突出する前に、前記類似度の高い仮想内視鏡画像の前記視線の位置に基づいて前記開口部の位置を基準点として設定する基準点設定手段と、
   前記医療器具が前記開口部から突出した後に、前記基準点に対する前記医療器具の相対位置を算出する相対位置算出手段と、を具備することを特徴とする医療機器。
2. 前記仮想内視鏡画像生成手段が、前記画像検索手段からの情報に基づいて、より類似度の高い前記仮想内視鏡画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の医療機器。
3. 前記画像検索手段が、予め前仮想内視鏡画像生成手段が生成した複数の前記仮想内視鏡画像の中から最も類似度の高い前記仮想内視鏡画像を検索し、
   前記仮想内視鏡画像生成手段が、前記画像検索手段が検索した前記最も類似度の高い前記仮想内視鏡画像の情報にもとづいて、より類似度の高い前記仮想内視鏡画像を生成することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の医療機器。
4. 前記撮像手段が撮像する前記内視鏡画像から前記医療器具の位置を検出する画像位置算出手段を有し、
   前記相対位置算出手段は、前記画像位置算出手段が検出した前記医療器具の位置と前記基準点とから、前記相対位置を算出することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の医療機器。
5. 前記医療器具が、処置具またはプローブであることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の医療機器。
6. 前記医療器具の前記チャンネル内での進退量を検出する進退量検出手段を備え、
   前記相対位置算出手段は、前記進退量検出手段が検出した前記進退量と前記基準点とから前記相対位置を算出することを特徴とする請求項５に記載の医療機器。
7. 前記医療器具の所定位置に第１の位置検出センサを有し、
   前記第１の位置検出センサの位置を検出するための位置検出手段を備え、
   前記相対位置算出手段は、前記位置検出手段が検出した前記医療器具の位置と前記基準点とから、前記相対位置を算出することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の医療機器。
8. 前記医療器具の所定位置に第１の位置検出センサを有し、かつ、前記挿入部の所定位置に第２の位置検出センサを有し、
   前記第１の位置検出センサおよび前記第２の位置検出センサにおける各々の基準位置および基準方向を相互に変換する変換パラメータを算出する変換パラメータ算出手段を備えることを特徴とする請求項５から請求項６のいずれか１項に記載の医療機器。
9. 前記医療器具の所定位置に第１の位置検出センサを有し、かつ、前記挿入部の所定位置に第２の位置検出センサを有し、
   前記開口部から前記医療器具の先端が突出したときに、前記第１および前記第２の位置検出センサの位置を検出し、前記第２の位置検出センサが検出した位置情報を基準として、前記第１の位置検出センサが検出する位置情報を変換するキャリブレーション手段を備えることを特徴とする請求項６から請求項８のいずれか１項に記載の医療機器。
10. 前記管腔が気管支であることを特徴とする請求項１から請求項９のいずれか１項に記載の医療機器。
11. 前記医療器具が超音波プローブであり、前記超音波プローブの超音波画像出力の変化により、前記超音波プローブの前記チャンネルからの突出を検出することを特徴とする請求項６から請求項１０のいずれか１項に記載の医療機器。

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