JP6108953B2 - 医療用装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴画像装置等の強磁場を利用する環境下で動作する医療用装置に関する。

磁気共鳴画像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置は、被検者の測定部位に静磁場及び特定の高周波磁場を与え、これによって測定部位内部で発生する核磁気共鳴現象を応用して、測定部位内部を画像化するものである。

特許文献１には、機能的ＭＲＩと呼ばれる特定の機能を持たせたＭＲＩを用いて脳機能測定するための視覚刺激提示装置であって、ＭＲＩ装置のボア内で動作するアクチュエータを備えた視覚刺激提示装置が開示されている。

また、非特許文献１には、ＭＲＩを利用した穿刺手術法と穿刺装置システムが開示されている。

特開２０１１−２４５２０２

ＭＲ画像誘導機能を有する小型穿刺マニピュレータシステム．日本コンピュータ外科学会誌９（２）：９１−１０１，２００７

従来、アクチュエータ等のＭＲＩ適合医療用装置を磁場環境下に配置すると、以下のような理由から、ＭＲ画像に対する影響を充分に低減できない場合があった。

医療用装置の構成材料として通常用いられるチタンは、一般的には非磁性体とされているが、ＭＲＩに対しては、必ずしも非磁性体とは言えない。チタンは、ＭＲ画像に影響を与える程度の磁化率（約１８０ｐｐｍ：ｐｐｍは百万分の一）を有するためである。このため、医療用装置の構成材料としては、チタンよりも更に一桁以上磁化率の小さい物質（理想的には水と同じ磁化率、即ち−９ｐｐｍ程度）が望ましい。しかしながら、ＭＲＩにとって十分に非磁性である材料で医療用装置を構成するとしても、その材料では、必要とする機能を満たすことができない部品や部位も存在する。例えば、アームの機構要素は、樹脂で構成することで画像への影響を極力回避することができるとしても、モータ等の一般的なアクチュエータは、（人工筋肉といった特殊な例を除外すると）一般的には樹脂で構成することは難しい。従って、従来の医療用装置が、強磁場環境であるＭＲＩのボア内に配置されて動作する以上、ＭＲ画像に対する影響をハードウェア的に完全に取り除くことは、現実的には困難である。

本発明は、以上のような課題に鑑みてなされたものであり、強磁場環境下で動作する装置のＭＲ画像に対する影響を低減する、強磁場環境に適合した医療用装置を提供することを目的とする。

本発明の医療用装置は、少なくとも１自由度を有する動作機構と、前記動作機構を駆動するアクチュエータと、前記アクチュエータを制御する制御手段とを有し、磁場環境下で動作する医療用装置であって、
前記アクチュエータの磁化率に係るデータを格納したデータ格納手段と、
前記アクチュエータが前記磁場環境に与える影響に係る情報を、前記磁化率に基いた演算により算出する演算手段と、
外部装置に前記情報を出力する通信手段とを備えることを特徴とする。

本発明によれば、ＭＲＩに代表される強磁場を使用する外部装置（外部医療機器）と組み合わせて使用される医療用マニピュレータ等の医療用装置において、医療用装置が磁場環境に与える影響に基く補正情報を外部装置へ出力することで、外部装置側で補正情報を用いた的確な画像補正を行うことが可能となる。その結果、撮影画像の精度が向上することにより、診断の精度も高められる。

また、医療用装置自身の位置や姿勢が変化する度に補正情報に関する演算を行い、更新された演算結果を、通信手段を介して外部装置に出力することで、動的に変化する医療用装置の状態に応じて、リアルタイムな画像補正を外部装置側で行うことが可能となる。

更には、医療用装置の構成に応じたソフトウェア的処理によって、医療用装置の構成に応じて画像補正できるので、より汎用性の高い医療用装置が提供できる。

本発明に係るＭＲＩ装置の外観を示す模式図である。 本発明に係る医療用装置の構成を示す模式図である。 本発明に係る医療用装置の構成を示すブロック図である。 本発明に係る円環型ＵＳＭの球による近似の概念を示す説明図である。 本発明に係る球近似による磁場解析結果を示す分布図である。 本発明に係る他の医療用装置の構成を示すブロック図である。

以下、図面を用いて本発明の実施の形態について説明する。尚、以下の実施例は特許請求の範囲に係る発明を限定するものでなく、また実施例で説明されている特長の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須のものとは限らない。

図１は、ＭＲＩ装置の外観を示した模式図であり、（ａ）が平断面図、（ｂ）が正面図、（ｃ）が側断面図である。ＭＲＩの検査空間であるボア２１は、円形の開口部を持つ。通常は、検査台２２に被検者（人体）２３が寝かされた状態で配置される（平断面図（ａ）以外は、人体２３は不図示）。座標軸は、平断面図（ａ）において、人体２３の足から頭へ向かう方向がｚ軸の正方向であり、ＭＲＩ２０の静磁場の方向と同一とする。ＭＲＩ装置は、被検者２３から放出される核磁気共鳴信号を受信し、核磁気共鳴信号に基いて、被検者の内部のＭＲ画像を表示させるための画像信号を生成する画像処理手段（不図示）を有する。画像処理手段は、下述するボア２１内の磁場環境下で動作する医療用装置から送信される情報（医療用装置のアクチュエータが磁場環境に与える影響に係る情報）に基いて、画像信号を補正する。画像信号は、ＭＲ画像を構成する画素の座標と画素値からなる。画像処理手段は、アクチュエータが磁場環境に与える影響に係る情報に基いて、画像信号の座標を補正する。ＭＲＩ装置の詳細な構成、動作原理等は公知の技術であるため省略する。

図２は、ボア２１内における医療用装置の概略構成及び設置例を示した模式図である。平面図（ａ）では医療用装置部分のみを示し、正面図（ｂ）では人体２３の足側から見たボア２１の内部を示している。医療用装置のうちボア２１内に設置するボア内設置部３０は、穿刺針４３を格納した穿刺針格納部４２と、動力伝達部４４と、それを介して穿刺針４３を駆動するアクチュエータ１０とを収めた駆動機構部４１と、駆動機構部４１の、検査台２２への固定及び位置決めを行うアーム部４０とで構成される。アクチュエータ１０としては、磁石を利用しない振動型アクチュエータ、特に円環型超音波モータ（ＵＳＭ）が用いられる。ＵＳＭの動作原理、駆動方法等は公知の技術であるため省略する。また、アクチュエータ１０以外の構成要素を高強度樹脂等の非磁性体で構成することにより、ＭＲ画像に影響を与える要素は、実質的にアクチュエータ１０のみとみなすことができる。

図３は、医療用装置の構成を示すブロック図である。医療用装置は、磁場環境下で動作する、少なくとも１自由度を有するロボティクスシステムとみなすことができる。システムは２つのブロックに分かれており、ボア２１内に設置されるブロック（ボア内設置部３０）を点線枠内で示した。もう一方は、ボア２１外に設置されるブロックである。また、二重枠線で示したＭＲＩ２０は外部装置である。制御手段１２は、不図示の指令手段から出力される動作指令に基づいて、動力伝達部４４及び穿刺針４３とで構成される動作機構１１を位置制御するためのアクチュエータ１０を、既知のＰＩＤ制御を用いて制御する。動作機構１１は、穿刺針４３の上下動（穿刺針４３を穿刺針格納部４２から引き出す動作及び穿刺針格納部４２に引き込ませる動作）を含む少なくとも１自由度を有する機構である。不図示の位置検出器によって検出された穿刺針４３の位置情報が制御手段１２に入力され、位置情報に基いて、穿刺針４３の動作がフィードバック制御される。制御手段１２は、穿刺針４３の位置情報を逐次補正情報演算手段４に出力する。光センサを用いる位置検知手段１は、アクチュエータ１０の位置を検出し、位置情報を補正情報演算手段４に出力する。ジャイロセンサを用いる姿勢検出手段２は、アクチュエータ１０の姿勢を検出し、姿勢情報を補正情報演算手段４に出力する。データ格納手段３は、少なくともアクチュエータ１０の磁性に係る情報（体積磁化率、形状データ、外部磁場強度）を格納する他、補正情報の演算に必要な各データ、例えばボア内設置部３０の各部の形状データや磁化率データが予め格納されている。通信手段５は、補正情報演算手段４とＭＲＩ２０との入出力インターフェースとして機能する。補正情報演算手段４は、各ユニット（位置検出手段１、姿勢検出手段２、データ格納手段３、通信手段５、制御手段１２）から得た各種情報に基づいて、ＭＲＩ２０に対して送信すべき補正情報を算出し、通信手段５に出力する。補正情報演算手段４は、上記各ユニットから入力される情報の少なくとも１つが更新されたことを検出する度に演算を繰り返し、新しく得られた演算結果である補正情報をその都度通信手段５を介してＭＲＩ２０に出力する。

補正情報演算手段４の動作及びＭＲＩ２０との情報授受について説明する。

補正情報の基本的な内容は、ボア内設置部３０の少なくとも一部（以下、物体Ａとする）について、物体ＡがＭＲＩ２０の磁場の影響を受けて生成する磁場の、ボア２１内における３次元空間分布（磁場分布情報）である。物体Ａとしては、樹脂等のＭＲ画像に影響を与えない材料のみで構成することが困難なアクチュエータ１０が想定される。即ち、磁場分布情報は、アクチュエータ１０が磁場環境に与える影響に係る情報である。ＭＲＩ２０側の画像再構成アルゴリズムが、磁場分布を利用して画像情報の座標を決定付けているため、このような補正情報がＭＲＩ２０の画像生成に用いられることにより、ＭＲ画像の精度が向上する。

ここで、画像再構成アルゴリズムの概要を説明する。ｚ軸方向の傾斜磁場によって人体２３の足頭方向の断面即ちスライス位置が決まる。また、ｘ軸方向の傾斜磁場によって周波数エンコードを行うことで画像のｘ軸方向の座標が決まる。周波数エンコードは核磁気共鳴スピンの共鳴周波数が磁場強度に比例する物理現象を利用したものであり、核磁気共鳴スピンの共鳴周波数が、ｘ軸方向の傾斜磁場に比例した分布を持つ。さらに、ｙ軸方向の傾斜磁場による位相エンコードを行うことで、画像のｙ軸方向の座標が決まる。核磁気共鳴スピンの位相に傾斜分布を持たせる位相エンコードの概要は、次の通りである。まず、ｘ軸方向と同様の傾斜磁場によって、核磁気共鳴スピンに一定の時間だけ周波数分布を与える。その後傾斜磁場を元に戻すと共鳴周波数も元に戻るが、一定時間分だけ共鳴周波数が傾斜分布を持っていたため、傾斜磁場強度に応じてｙ軸に沿ってリニアに核磁気共鳴スピンの位相がずれている。上記周波数及び位相エンコードによって、画像の座標が決定される。このとき、安定した画像を得るため磁場に要求される均一性およびリニアリティは、ｐｐｍオーダーである。

次に、ボア２１内に物体Ａが存在することによって静磁場の分布が均一でなく、歪が存在している場合を考える。ｘ軸方向とｚ軸方向については、傾斜磁場の分布にも同様の歪が存在し、これに比例して画像の座標が変位する。ｙ軸方向については、位相エンコードによって生じる位相回転角が、傾斜磁場の歪に比例して変化することにより、画像上の座標が変位する。そこで、補正情報として物体Ａに関する磁場分布情報を用いることにより、ＭＲＩ２０側の画像再構成アルゴリズムにおいて、画素（ピクセルやボクセル）の変位による画像歪を補正し、ボア２１内に物体Ａが存在することによるＭＲ画像への影響を低減することが可能となる。

補正情報演算手段４は、通信手段５を介してＭＲＩ２０から撮像スライス位置、撮像野、静磁場等についての情報を、外部装置に関するパラメータとして受け取ることができる。補正情報演算手段４は、このパラメータを用いて補正情報の算出を行うことにより、演算量を必要最小限とすることができる。

物体Ａによる生成磁場の空間分布の算出手法については、様々な手法が一般に知られている。しかしながら、演算精度を求めて有限要素法等を用いて解析を行おうとすると、演算量が膨大なため、データの更新に要する時間が長くなる。従って、十分な補正効果の得られる範囲で、近似法を用いて出来る限り演算量を減らすことが望ましい。

以下、アクチュエータ１０が円環型ＵＳＭである場合の近似方法について説明する。

図４は、円環型ＵＳＭを複数の球によって近似する方法の概念を模式的に示した説明図である。（ａ）は、円環型ＵＳＭを簡単なトーラス形状（所謂ドーナツ形状）と見なした円環モデル１０’で、（ｂ）は、円環形状に沿って等間隔に配置した複数の球５０によって構成される、円環モデル１０’の球近似モデルである（ここでは、球５０が８個の場合を示した）。８個の球は、その中心がｚｘ平面内にあり、原点からの距離は等しく、隣接する球の中心と原点を結んだ線分は、４５度（＝３６０度／８個）の角度をなす。

まず、球が１つだけ存在する場合を考える。このとき、球に外部磁場を印加した場合の影響は、球の中心に磁気モーメントｍ［Ｗｂ・ｍ」を配置したモデル

が成り立つことが一般に知られている。但し、Ｂ０：外部静磁場［Ｔ（テスラ）］、μｒ：比透磁率、Ｎ：反磁界係数（球の場合は１／３）、Ｖ：球の体積［ｍ^３］である。比透磁率μｒと磁化率χｍとは、以下の関係がある。
μｒ＝１＋χｍ

ここで、磁気モーメントｍが空間内の任意の点に生成する磁場Ｂｍを求めるため、磁気モーメントｍの置かれた点からｒ［ｍ］の距離にある点における磁位φ

を考える。但し、μ０：真空の透磁率、太字のｒ：ｒのベクトルである。生成磁場Ｂｍは、磁位φの勾配で表すことができ、
Ｂｍ＝−μ_０ ｇｒａｄ φ
と求められる。磁気モーメントｍの置かれた点を原点とし、ｍの方向を基線とする極座標上でこれを求め、デカルト座標に変換すると、生成磁場Ｂｍの各成分は

となり、球３０による生成磁場Ｂｍが球３０の中心からの距離ｒの関数として表される（Ｒ：球の半径）。但し、

である。

次に、上記議論を、球が複数存在する場合へと拡張する。複数の球が図４の通りｚｘ平面状に配置されているとする。各球の中心を、原点中心の半径ｄの円周上に等間隔に配置する。ｎ個の球の中心の座標をＰｉ＝（Ｐｚｉ，Ｐｘｉ），ｉ＝０，１，…，ｎ−１とすると

と表せる。ただし、η：ベクトルＰｉのｚ軸からの角度［ｒａｄ］である。

以上の議論により、複数の球による全生成磁場を、個別の生成磁場の線形和によって表すことができる。即ち、上で求めた原点にある単一球による生成磁場Ｂｍを、Ｐｉ中心の磁場となるよう平行移動させ、ｎ個分の和をとる。なお、球３０の個数を、２、４、８、１６のように、球同士が互いに重ならない範囲で増やすにつれて、得られる磁場分布がドーナツ形状モデルの場合の磁場分布に近づく。

以上の手順で算出した磁場分布の例を図５に示す。外部磁場環境下に球を１６個配置したことによる生成磁場を、原点を中心とする１辺が４０［ｃｍ］の立方体の範囲について算出し、そのうちｚ方向成分のｘｙ断面における分布をプロットしている。計算の前提条件は、外部磁場であるＭＲＩ２０の静磁場Ｂ０＝３．０［Ｔ］、原点から球の中心までの距離ｄ＝３［ｃｍ］、球の半径Ｒ＝５［ｍｍ］、球の比透磁率μｒ＝１．０２である。本近似法によれば、発明者の使用した計算機環境においては、有限要素法を用いて円環モデル１０’による生成磁場の算出を行った場合に比して、計算時間が数百分の一程度で済んだ。なお、アクチュエータ１０の位置や姿勢に変化のない場合には、補正値は固定される。

以上説明したように、医療用装置の磁場への影響を算出してＭＲＩ２０に送信することで、ボア内に物体が存在する場合のＭＲ画像劣化を低減する補正を行うことが可能となる。

補正情報の生成方法及び動作機構の自由度以外の基本的な構成は実施例１と同様であるため、詳細な説明は省略する。

図６は、本実施例における医療用装置の構成を示すブロック図である。実施例１と異なり、２自由度を持つロボティクスシステムを想定している。そのため、１自由度のアクチュエータ１０、制御手段１２、及び位置検出手段１、姿勢検出手段２は、それぞれａ，ｂの２組存在し、これによって２自由度の動作機構１１が動作する。動作機構１１は、穿刺針４３の上下動と、穿刺針格納部４２のｙ軸を含む面内での回転とを含む少なくとも２自由度を有する機構である。動作機構１１が２自由度を有することにより、穿刺針格納部４２が振子のように動くことができ、人体２３に対して斜め方向から穿刺することができる。例えば、人体２３に対して垂直に穿刺すると、患部手前の血管にあたってしまうような場合に、本実施例の医療用装置は特に有効である。

システムが２つのブロックに分かれている点は実施例１と同様であり、ボア２１内に設置される部分を点線枠内（ボア内設置部３０）で示した。また、位置検出手段と姿勢検出手段の出力信号は、ａ、ｂの組毎に便宜上一本の太線にまとめ、ベクトル信号として図示している。

データ格納手段３には、医療用装置における動作機構１１が取り得る位置及び姿勢に応じた磁場分布情報として、予め他の計算手段（パーソナルコンピュータ）で算出されたデータが、ルックアップテーブルとして収められている。データ格納手段３は、大容量の半導体メモリ又はハードディスクである。また、補正情報を別途計算するため、精度のよい解析手法を採用することで、より高精度な補正情報を用意することが出来る。このときの磁場分布は、動作機構１１が、単位静磁場（例えば１［Ｔ］）環境に置かれたと仮定して算出しておくことで、実際のＭＲＩ２０の静磁場の値を乗じれば、様々な静磁場に対応できるものとなっている。動作機構１１のとり得る位置及び姿勢の刻み幅は、ＭＲ画像の１ピクセルの一辺の長さと同程度とするか、又はそれよりも大きい刻み幅として、実使用時に適切な補間による演算を行っても良い。また、２自由度機構への対応としては、アクチュエータ１０ａ、１０ｂそれぞれについての磁場分布データをデータ格納手段３に格納しておき、補正情報演算手段４でそれぞれの磁場分布データの線形和を演算することで、動作機構１１としての磁場分布データを得ることが出来る。

各ユニット（位置検出手段１、姿勢検出手段２、データ格納手段３、通信手段５、制御手段１２）から入力される各種情報が更新される度に、新しい補正情報をその都度通信手段５を介してＭＲＩ２０に出力する。このとき、上述の補間演算以外の元となる補正情報は予め用意されているため、データの更新にかかる時間は実施例１よりも格段に短くて済む。

なお、本実施例においては、２自由度の駆動機構を有する構成としたが、３自由度以上の駆動機構を有する構成も可能である。

以上説明したように、高精度な補正情報を予め準備しておくことで、リアルタイム性、即ち高速撮像系シーケンスへの適用可能性が高まり、ＭＲ画像フィードバックによる手術等の医療行為の自動化との親和性も向上する。

３ データ格納手段
４ 補正情報演算手段
５ 通信手段
１０ アクチュエータ
１１ 動作機構
１２ 制御手段

Claims (14)

1. 少なくとも１自由度を有する動作機構と、前記動作機構を駆動するアクチュエータと、前記アクチュエータを制御する制御手段とを有し、磁場環境下で動作する医療用装置であって、
   前記アクチュエータの磁化率に係るデータを格納したデータ格納手段と、
   前記アクチュエータが前記磁場環境に与える影響に係る情報を、前記磁化率に基いた演算により算出する演算手段と、
   外部装置に前記情報を出力する通信手段とを備えることを特徴とする医療用装置。
2. 前記情報は、前記アクチュエータが前記磁場の影響を受けて生成する磁場の分布情報であることを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
3. 前記演算手段は、前記外部装置から前記通信手段を介して受け取った前記外部装置に関するパラメータを、前記演算に用いることを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
4. 前記アクチュエータの位置を検出する少なくとも一つの位置検出手段を備え、
   前記演算手段は、前記位置検出手段から出力される位置情報を前記演算に用いることを特徴とする請求項１乃至３記載の医療用装置。
5. 前記アクチュエータの姿勢を検出する少なくとも一つの姿勢検出手段を備え、
   前記演算手段は、前記姿勢検出手段から出力される姿勢情報を前記演算に用いることを特徴とする請求項１乃至４記載の医療用装置。
6. 前記演算手段は、入力される情報の少なくとも一つが更新されたことを検出する度に前記演算を行い、更新された前記演算の結果を、前記通信手段を介して前記外部装置に出力することを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
7. 前記外部装置は、ＭＲＩ装置であることを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
8. 前記情報は、前記ＭＲＩ装置の画像生成に用いられる補正情報であることを特徴とする請求項７記載の医療用装置。
9. 前記アクチュエータは、超音波モータであることを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
10. 前記演算手段は、複数の球の組み合わせによって円環形状の物体による生成磁場を近似する演算を行うことを特徴とする請求項１記載の医療用装置。
11. 少なくとも１自由度を有する動作機構と、前記動作機構を駆動するアクチュエータと、前記アクチュエータを制御する制御手段とを有し、磁場環境下で動作する医療用装置であって、
    前記動作機構が取り得る位置及び姿勢に応じた前記アクチュエータが前記磁場環境に与える影響に係る情報を格納したデータ格納手段と、
    外部装置に前記情報を出力する通信手段とを備えることを特徴とする医療用装置。
12. 前記動作機構が、２自由度を有することを特徴とする請求項１１記載の医療用装置。
13. 被検者から放出される核磁気共鳴信号を受信し、
    前記核磁気共鳴信号に基いて、前記被検者の内部のＭＲ画像を表示させるための画像信号を生成する画像処理手段を有するＭＲＩ装置において、
    前記画像処理手段は、
    少なくとも１自由度を有する動作機構と、前記動作機構を駆動するアクチュエータと、前記アクチュエータを制御する制御手段とからなり、磁場環境下で動作する医療用装置から送信される前記アクチュエータが前記磁場環境に与える影響に係る情報に基いて、前記画像信号を補正することを特徴とするＭＲＩ装置。
14. 前記画像信号は、前記ＭＲ画像を構成する画素の座標と画素値からなり、
    前記画像処理手段は、前記アクチュエータが前記磁場環境に与える影響に係る情報に基いて、前記座標を補正することを特徴する請求項１３記載のＭＲＩ装置。