JP2001524012A - 内在する医療装置の場所と向きを確定するシステムと方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者内部に内在する医療装置に連結された磁石の位置を検出する装置は、各々が公知の状態でセンサーエレメントを配置した３組以上の磁気センサーを使用している。各センサーエレメントは、磁石によって発生された磁場強さを検出して３次元空間における磁石の向きを示すデータを提供する。本装置は、磁気双極子の場所と強さに計測磁場強さと磁場勾配とを関係付ける電気と磁気の基礎等式を使用している。本装置は、磁石の実際の場所と向きとを確定する為に反復プロセスを利用する。磁石の場所と向きの初期推定は、結果的に予測磁場値を発生させることに成る。予測磁場値は、磁気センサーによって与えられた実際の計測値と比較される。予測値と計測値との間の差に基づいて、本装置は、磁石の新しい場所を推定し、新しい予測磁場強さ値を算定する。この反復プロセスは、予測値が計測値と所望の許容度合以内で合致するまで続行する。その時点で、推定場所は、所定の許容度合以内で実際の値と合致する。２次元表示器は、検出器のハウジングに対する磁石の場所のインジケーションを提供する。表示器の深度インジケータ部は、患者の内部における磁石の深度の相対的又は絶対的インジケーションを提供する為に使用され得る。

Description

【発明の詳細な説明】 内在する医療装置の場所と向きを確定するシステムと方法 技術分野 この発明は、一般に患者の身体内部に内在する医療装置の場所を検出するシス テムと方法とに関し、より具体的には、内在する医療装置に組み込まれた磁石に よって発生される磁場の強さを検知する検出装置に関する。 発明の背景 患者の内部において医療チューブの場所を検出するのが重要に成っている例は 臨床医学には多数存在している。例えば、患者の口や鼻を通して供給チューブを 位置決めする場合、供給チューブの端が、患者の胃の内部に入っていき、それが 食道内で『カール・アップ』せずに、留まっていることが重要である。もし、供 給チューブの端が胃の内部で正しく位置決めされなければ、供給溶液が患者の肺 内部へ吸い込まれることに成ろう。供給チューブに加えて、食道の狭窄部を拡張 する医療チューブや、食道運動障害を持っている疑いのある患者の胃や食道内で の圧力波を計測するチューブや、食道における拡張蛇行静脈からの出血を制御す るために患者の胃や食道に入れられるセングスターケン−ブラックモア（Sengst aken-Blakemore）チューブや、ガスによる大腸の膨張を解放補助するために患者 の大腸内に入れる大腸減圧チューブや、患者の膀胱や尿管や腎臓内に入れる泌尿 器チューブや、転位心筋の血管移植のために心臓内に挿入されるレーザチューブ や、患者の心臓や肺動脈内に入れられる血管チューブを含む各種の他の医療チュ ーブも患者の身体内で正確な位置決めを必要としている。 現在、患者の身体内での医療チューブの場所は、ごく普通に、胸部又は腹部の Ｘ−線装置等の映像設備を使って検出される。しかし、そのような処置をするに は患者をＸ−線装置まで連れてくる必要があり、又は反対にＸ−線設備を患者の ところに運ぶ必要がある。このことは患者にとって不便でもあり、且つ費用がか かるものであり、また患者が繰り返し、また不意に供給チューブ等の医療チュー ブを取り外したり、それで繰り返し再挿入したり、Ｘ−線撮影する必要があるよ うな場合には特にストレスのかかるものである。 患者の内部で医療チューブの場所を検出しようとする従来の試みは、ほんの限 定的な成功しか収めていない。例えば、ベッツ氏等に付与された米国特許第５， ０９９，８４５号では、送信器がカテーテル内に配置されていて、また送信器の 周波数に調整された受信器が患者内でのカテーテルの場所の検出のために使用さ れている。しかし、このアプローチは、送信器を駆動するために外部又は内部の いずれかの電源を必要としている。外部電源は、衝撃又は感電死に関連した大き なリスクを与えることになり、また患者内部でカテーテルを位置決めする前に電 気接続を行う必要がある。電池等の内部電源は、比較的小さくなければならない し、また制限された時間しか送信器に電力を与えられるに過ぎない。このことは 、カテーテルの場所の長時間に渡る検出を不可能にするし、また電池の液漏れや 破損のリスク等、患者内部への電池の設置に関連した付加リスクを有している。 更に送信器は、比較的複雑であり、またその固有の働きをするために必要な能動 的な電子回路（カテーテルに対して内部の又は外部のいずれかの）や各種の線や 接続部を必要としている。最後に、送信器によって発生された信号は、異なった 身体組織や骨によって別々に異なった減衰が行われることになる。この減衰によ って、患者の身体内部でのカテーテルの場所に応じて送信器の信号の強さと周波 数における調節が必要と成る。 患者の内部における医療チューブの場所を検出する別の試みについて、グレイ ゼル氏に付与された米国特許第４，８０９，７１３号に開示されている。そこで は、電気式の心臓調整カテーテルは、調整カテーテルの尖端に配置された小形磁 石と患者の胸壁上に（例えば縫合されて）配置された大形磁石との間における引 き付け力によって患者の心臓内部壁に対して所定位置に保持されている。指標が 付され、ジンパルに支持された三次元コンパスが、大形磁石に対して最良の場所 を確定するために使用されている。コンパスの動きは、コンパスを小形磁石に向 かって指向させるために小形磁石と磁化されたコンパスポインターとの間で磁力 で発生されたトルクに依存している。しかし、このコンパスは、同時に地球の周 囲の磁場に自から向きを合わせようとする。このために、小形磁石と数センチメ ートルより遠く離れた磁化されたコンパスポインターとの間の力は、コンパスを 小形磁石に正確に向ける上で十分に強いものではない。更に、コンパスは大形磁 石の位置決めを助けるが、小形磁石の位置決め、従って調整カテーテルの位置決 めにＸ−線装置や超音波装置等の映像化設備の使用を今だ必要としている。 上記理由によって、在来技術の固有の問題を無くするような、患者の身体内で の医療チューブの場所の検出装置と方法の必要性が医療チューブ技術に存在して いる。医療チューブ装置及び方法は、数センチメートルから数十センチメートル に及ぶ距離で医療チューブを検出できるようにしなければならないし、内部又は 外部の電源を持った医療チューブを必要としてはならないし、また映像化設備で 医療チューブの位置決めを独自に証明する必要を無くしなければならない。 発明の大要 本発明は、内在した医療装置に組み込まれた磁石の位置を検出するシステムと 方法に具体化されている。本システムは、磁石から発生される磁場の強さとセン サーから磁石にかけての方向の関数として一組の信号を各々が発生する複数の磁 気センサーを有している。演算装置は、三次元空間における磁石の予測位置を算 定すると共に、その予測場所における磁石の磁場強さに関連した予測値を算定す る。その演算装置は、磁気センサーによって発生された信号を使って磁石の磁場 強さに関連した実際の値を算定すると共に、予測値と実際値との間の差に基づい て三次元空間における磁石の位置を確定する。本システムは、更に、磁気センサ ーによって発生された一組の信号に基づいて推定位置を発生する神経ネットワー クを有することができる。一実施例では、演算装置は、予測位置と磁場に関連し た予測値とを算定する反復プロセスを行って、予測値と実際値との間の差に基づ いて予測位置を変更する。反復プロセスは、予測値と実際値とが所定許容値以内 で相互に合致するまで続行する。本システムは、更に、三次元空間における磁石 の位置に関連したデータの目視表示器を有している。反復プロセスで、本システ ムは、先ず初期推定値を発生しなければならない。神経ネットワークは、磁気セ ンサーによって発生された信号に基づいてその初期推定値を発生させるのに使わ れよう。 一実施例では、表示器は、ハウジングに対して磁石の位置を表示する二次元表 示器となっている。その二次元表示器の深度インディケータ部は、ハウジングか らの磁石の距離の表示を行う。その表示器は、磁石についてハウジングをセンタ ーリングする際にケアーする人を助ける目視インディケータを備えることができ る。一実施例では、表示器は、ハウジングと一体的になっており、またハウジン グの下方の患者を見られるようにする透明部を有している。代わりに、表示器は 、計測装置に電気的に接続された外部表示器とすることができる。外部表示器に よって、磁石の位置に関連したデータは、螢光透視鏡やＸ−線装置やＭＲＩ等の 従来の映像化装置によって発生された患者の体内解剖の画像と組み合わせられよ う。 センサー自身は、ホール効果センサーやフラックス−ゲートセンサー、巻き芯 誘導センサー、スキィドセンサー、磁気抵抗センサー、核歳差運動センサーから 成る磁気センサーグループから選択される。 本システムは、更に、計測装置の場所を確定するためにディジタル化アーム等 の位置検出システムを備えることができよう。この実施例では、本装置の新しい 場所が位置検出システムによって突き止められるに従って、本装置は、ケアーす る人によって容易に動かされよう。位置検出システムによって与えられる位置デ ータに基づいて、較正演算装置は、磁石が存在していても本システムを再較正す ることになろう。この実施例では、磁石の作用は、新しい場所において磁気セン サーによって計測された実際の磁場に対する影響を算定することで減じられる。 その較正によって、磁気センサーによって計測された実際の磁場と磁石から生じ る実際の磁場への影響との間の差に基づいて新しい場所での地球の磁場の作用が 確定される。位置確定システムは、更に使用者に視認点を与えるためにも使用さ れる。磁石の検出に先立って、使用者は、位置検出システムを使用して一つの以 上の視認点を表示できよう。引き続いた操作で、磁石が患者内部に挿入されるに 従って、磁石の位置に関連したデータと共に所定の視認点が表示器上に示される ことに成る。これで、使用者は視認点によって記されたルートに沿ったカテーテ ルの挿入を監視できるようになる。 磁石は、その向きを表示する磁気双極子モーメントを有している。センサーは 磁気双極子モーメントを検出することができると共に、磁石の向き示すために表 示器上に目視インジケーションを与えることができる。 一実施例では、各センサーは、第１と第２と第３の直交状態に配置されたセン サーエレメントに対応した三次元において磁場強さを検出するために直交状態に 配置された第１と第２と第３のセンサーエレメントから構成されている。 図面の簡単な説明 図１は、公知の検出装置を使用して人の患者の身体内部に位置決めされた医療 チューブの端に固定された磁石の場所を示している。 図２は、公知の検出装置で使用されているｘ、ｙ、ｚの磁気センサーの向きを 示している。 図３は、磁気センサーの一つの可能性の有る配列を図示した本発明の検出器の 頂面平面図である。 図４は、磁石の場所を確定するために図３の磁気センサー構成を使用して磁場 強さのベクトルの発生状態を示している。 図５Ａは、磁石の場所を確定するために本発明に従って構成されたシステムの 例示的実施例の機能ブロック線図である。 図５Ｂは、従来の画像化システムと関連して磁石の場所を表示するために図５ Ａのシステムの作動を図示した機能ブロック線図である。 図５Ｃは、検出器システムの場所を監視するために図５Ａのシステムの実施例 を示している。 図６Ａは、患者上の視認点場所を選定するために図５Ｃのシステムの使用状態 を示している。 図６Ｂは、選定された場所と磁石の場所の表示を示している。 図７Ａは、磁石の場所を確定するために図５Ａのシステムによって使用される フローチャートである。 図７Ｂは、図５Ａのシステムの自動較正機能を図解したフローチャートである 。 図８Ａは、図３の検出器によって使用される目視表示器の一実施例を示してい る。 図８Ｂは、図３の検出器と共に使用されるインジケータの代替実施例である。 図８Ｃは、図３の検出器と共に使用される表示器の、更に別の代替実施例であ る。 図８Ｄは、検出器からの磁石の距離を示す深度インジケータを備えた図３の検 出器の表示の更に別の代替実施例である。 図９は、図５Ａのシステムの臨床テストの結果を図示したグラフである。 発明の詳細な説明 本発明は、医療チューブと、患者の身体内部で医療チューブの場所を検出する 装置及び方法を提供する。ここで使用されているように、要語の『医療チューブ 』とは、カテーテルや案内ワイヤ、医療器具（これらに限定はされないが）を含 む患者の身体内部に挿入されるいかなるタイプのチューブや装置をも意味してい る。例えば、カテーテルは、供給チューブ、泌尿カテーテル、案内ワイヤ、拡張 カテーテル及び鼻−胃チューブ、気管内チューブ、腹部ポンプチューブ、傷ドレ ン抜き、直腸チューブ、血管チューブ、セグスタケン−ブラックモアチューブ、 結腸減圧チューブ、ｐＨカテーテル、能動性カテーテル、泌尿器チューブ等の品 目を含んでいる。案内ワイヤは、拡張器や他の医療チューブを案内し又は設置す るためにしばしば使用される。医療器具は、レーザや内視鏡や結腸内視鏡を含む ものである。要約すれば、患者身体内におけるいずれの異物の場所も、本発明に よる検出に適している手段であって、要語の『医療チューブ』内に包含されるも のである。 本発明は、医療チューブに組み込まれた永久磁石によって発生される磁場を検 知することで医療チューブの場所を検出する。ここで使用されているように、要 語の『組み込まれている』とは、医療チューブに永久的に固定されていること、 取り外し可能に取り付けられていること、又は密接していることを意味している 。一実施例では、供給チューブのように、磁石は医療チューブの端に組み込まれ ている。もう一つ別の実施例では、セングスタケン−ブラックモアチューブのよ うに、磁石は胃バルーンの上方の場所において医療チューブに組み込まれている 。もう一つ別の実施例では、セングスタケン−ブラックモアチューブのように、 磁石は、胃バルーンの上方の場所において医療チューブに組み込まれている。好 ましくは、磁石は小形で、円筒状で、回転可能に取り付けられた希土酸化物磁石 と なっている。両方共が単位体積当り高い磁場強さを発生するサマリウム・コバル トとネオジム鉄ホウ素のような希土酸化物磁石を、適当な磁石は含んでいる。寸 法に対して高い磁場強さを発生する磁石が好ましいのであるが、アルニコ（Ａｌ ｎｉｃｏ）やセラミックのようなより弱い磁石も使用されよう。 磁石は永久的なので、それは電源を必要としない。従って、磁石は、その磁場 を無期限に保持しており、それで内部又は外部の電源に関連した不利な点無しに 医療チューブの長期間に渡る位置決めと検出とができるようにする。特に電源の 使用を避けることで、電源使用に必要な望ましくない電気接続は回避される。か くして、患者に対する電気ショック（や患者に起こり得る感電死）のリスクは無 くなる。更に、磁石の静的磁場は、減衰せずに身体組織と骨を通過する。この特 性によって、本発明を使用して患者身体内部のどの場所においても医療チューブ を検出できるようになる。 患者身体内で医療チューブの場所をつきとめる一つの公知技術が米国特許第５ ，４２５，３８２号に説明されている。図１は、米国特許第５，４２５，３８２ 号に説明された技術を図解している。尖端に永久磁石１２を配置したチューブ１ ０は、患者内部に挿入されている。図１に示された例では、チューブ１０は、患 者の鼻に挿入され、食道を下がって胃に入っている。しかし、本システムは、他 のタイプのチューブと共に容易に使用され得よう。検出装置１４が、地球の周囲 の磁場２２に埋没されている間に２つの異なった距離１８、２０で磁石の静的磁 場強さ１６を検知するために使用される。２つの異なった距離１８、２０で静的 磁場強さ１６を計測することで、検出装置１４は磁場勾配を確定する。検出装置 １４が患者の身体の周りで移動されると、より大きくなったり、またより小さく なったりする磁場勾配が計測される。チューブ１０は、最大強さが検出装置によ って表示されるまで検出装置１４を動かすことで所在がつきとめられる。 米国特許第５，４２５，３８２号に説明されている検出装置１４は、第１と第 ２の磁気センサー２４、２６を各々使用している。その特許に説明されているよ うに、磁気センサー２４、２６は、各々磁場勾配を検出するフラックス−ゲート トロイダルセンサーから構成されている。代わりの磁場勾配検出システムが、米 国特許第５，６２２，１６９号に説明されている。図２は、この米国特許第５， ６２２，１６９号に説明されている磁気センサーの構成を図解している。磁気セ ンサー２４、２６は、各々３つの直交状態に配置されたフラックス−ゲートトロ イダルセンサーエレメントから構成されている。磁気センサー２４は、ｘ、ｙ、 ｚの軸で各々図２に図示されている３つの直交方向における磁場強さを計測する ために直交状態に配置された磁気センサーエレメント２４ｘ、２４ｙ、２４ｚか ら構成されている。同様に、磁気センサー２６は、ｘ、ｙ及びｚの方向における 磁場強さを各々計測する磁気センサーエレメント２６ｘ、２６ｙ、２６ｚから構 成されている。センサー２４、２６を使用して、磁場勾配はｘ、ｙ及びｚの方向 で確定されよう。３方向における磁場勾配の計測で、磁石１２の場所（図１を見 よ）は、従来のベクトル数学を使って容易に確定されよう。磁場勾配の数学符号 は、磁石１２の磁気双極子の方向を表示している。 磁石と、従って医療チューブは、周囲の同質の磁場（例えば、地球磁場）の零 位調整検出のために、他方依然磁石によって発生される磁場強さの勾配を検出す るように幾何学的に構築された少なくとも２つの静的磁場強さセンサーを含んだ 公知の検出装置を使って検出される。 図１及び２に図解されている磁石検出装置は、２つのセンサーにおける磁場強 さの差に基づいて磁石の場所を検出するものである。しかし、磁石の位置と向き に関連した付加データを提供するために異なったセンサー構成を備えた磁場検出 装置を構築することができる。本発明は、多数のセンサーアレーを使用した磁石 の検出技術と、３次元における磁石位置を正確につきとめることができる収斂ア ルゴリズムとに指向されている。本発明の例示的実施例は、図３に示された検出 器システム１００で具体化されている。検出器システム１００は、ハウジング１ ０２と、電力スイッチやリセットスイッチ等の制御スイッチ１０４と、表示器１ ０６とを有している。例示実施例では、表示器１０６は、２次元液晶表示器であ る。表示器１０６は、不透明な背景部を有するか、又は本検出器システム１００ の表面の下方にケアをする人が皮膚を見られるようにする透明領域を有すること ができよう。後でより詳細に説明するように、外側の患者の視認点を見られるよ うにしているのは、本検出システム１００を使ってカテーテルを設置する上で大 いに助けになる。代わりに、表示器１０６は、ビデオモニターのような外部表示 器とすることができよう。 更に、各々第１、第２、第３及び第４の磁気センサー１０８、１１０、１１２ 、１１４がハウジング１０２内に搭載されている。好適な実施例では、静的磁気 センサー１０８−１１２は、ハウジング１０２内で最大限分離されるように隔設 されている。例示実施例では、磁気センサー１０８−１１２は、ハウジング１０ ２内に実質的に平面状態で配列されており、またハウジングの隅の近くに配置さ れている。 磁気センサー１０８−１１４の向きは、磁気センサー１０８−１１４が各々ハ ウジング１０２の隅近くの場所Ｓ₁からＳ₄に位置決めされている図４に示されて いる。図３及び４で説明されているシステム１００は、磁気センサー１０８−１ １４のために矩形構造を示しているが、本発明の原理はいずれの多センサーアレ ーにも容易に適用可能なものである。従って、本発明は、磁気センサーの特定の 物理的構成によっては限定されない。 例示の実施例では、磁気センサー１０８−１１４の各々は、図２に図示されて いるようにｘ、ｙ及びｚの方向において３次元計測を行うように直交状態で配置 された３つの独立した磁気検知エレメントから構成されている。磁気センサー１ ０８−１１４の検知エレメントは、各磁気センサーが同じｘ、ｙ及びｚの方向に おいて静的磁場を検出するように共通の原点に対して整合されている。これで、 磁気センサー１０８−１１４の各々によって３次元空間における磁場強さの検出 ができることに成る。その磁気センサー１０８−１１４の配列は、患者内部の３ 次元空間において磁石の検出ができるようにしている。即ち、患者内部で磁石の 場所を突き止める他に、検出器システム１００は深度情報を提供する。 磁気センサー１０８−１１４の構造は、具体化された応用に対して容易に変更 される。例えば、複数の磁気センサーが、脳内の磁石１２０の場所を検出するた めに患者の頭の周りに球状配列に構築されよう。更に、磁気検知エレメントは、 直交状態に配列される必要はない。例えば、磁気検知エレメントは、特定の応用 に適した平面的なアレー構成で又は他の都合の良い構成で（例えば、球状配列で ）構築されよう。検出器システム１００の満足のいく作動のためにただ必要なこ とは、検出器システムが解かれる方程式に存在している未知数程多くのデータ提 供 の検知エレメントを有していなければならないし、また磁気検知エレメントの場 所と向きを知らなければならないと言う事である。 この場合、３次元空間において磁石１２０の位置と向きを検出することが望ま しい。このことで、ｘ、ｙ及びｚがハウジング１０２の中心のような原点に対し する３次元空間での磁石１２０の座標を表し、θがＹＺ面における磁石の角度向 きとなっていて、またφがＸＹ面における磁石の角度向きとなっているようなｘ 、ｙ、ｚ、θ及びφと都合良く考えられ得る５つの末知パラメータを結果的に生 じることになる。かくして、検出器システム１００によって使用されるモデルは 、８つの独立した計測値を必要とする８つの未知パラメータを有している。ここ で説明されている検出器システム１００の例示実施例では、オーバサンプリング を行うために一組で１２の磁気検知エレメントが使用されている。このことで、 結果的に信頼性と精度がより高まることになり、他方演算上の必要条件を合理的 レベルに維持している。 以下で提供される数学的説明は、ｘ、ｙ及びｚの方向において直交状態で配置 された磁気検知エレメントを使用するデカルト座表系に対して最も容易に理解さ れ得よう。しかし、本発明は、そのような構成に限定されるものではないことは はっきり理解されなければならない。磁気検知エレメントのいかなる配列も、磁 気センサー１０８−１１４の場所と向きが知られている限り検出器システム１０ ０と共に使用され得よう。従って、本発明は、磁気検知エレメントの特定の構成 によって限定されるものではない。 図４に図解されているように、磁石１２０は、場所ａに位置決めされている。 当技術分野で知られているように、磁石１２０は、ベクトルｍによって代表され ている磁気双極子を有している。ベクトルｍは、磁気双極子の強さと向きとを表 している。理想的条件の下では、磁気センサー１０８−１１４は、磁石１２０に よって発生された静的磁場を計測することができ、また単一の計測で場所ａの磁 石の所在を確定することができる。しかし、地球の磁場や、磁石１２０の近傍近 くに存在するような迷い磁場や、磁気センサー１０８−１１４からの内部ノイズ や、増幅器等の磁気センサーに組み込まれた電子部品によって発生される内部ノ イズが存在しているので、『理想的』条件下て計測を行うことは実質的に不可能 になっている。いろいろな形のノイズが存在している中で磁石１２０に対する正 確な位置情報を提供するために、検出器システム１００は、磁石１２０の場所と 向きを正確に読み取るように収斂する推定アルゴリズムへの入力値としての実際 のセンサー計測値に加えて、磁場強さに対する公知公式を使用している。 磁気センサー１０８−１１４からのデータを処理するために使用されるエレメ ントは、磁気センサー１０８−１１４がアナグロ回路１４０に接続されている図 ５Ａの機能ブロック線図に示されている。アナログ回路１４０の具体的形は、磁 気センサー１０８−１１４の具体的形に依存している。例えば、もし磁気センサ ー１０８−１１４が図２に示されたものと同様に、直交状態で位置決めされたフ ラックス−ゲートトロイダルセンサーであれば、アナログ回路１４０は、米国特 許第５，４２５，３８２号及び第５，６２２，６６９号で説明されているような 増幅器と積分器とを有することになろう。もう一つ別の例示実施例では、磁気セ ンサー１０８−１１４は、抵抗が磁場強さと共に変化する磁気抵抗エレメントか ら構成されている。各磁気センサー１０８−１１４は、ｘ、ｙ及びｚの方向で静 的磁場を各々検知する３つの直交配置された磁気抵抗検知エレメントから構成さ れている。 しかし、磁気センサー１０８−１１４は、どんな形の磁気センサーでもよい。 限定はされないが、ホール効果センサー、フラックス−ゲートセンサー、巻き芯 誘導センサー、スキッドセンサー、磁気抵抗センサー、核歳作運動センサー等の 幾つかの異なったタイプの磁気センサーも本発明の実施に使用されよう。集積回 路の形の市販の磁場勾配センサーも本検出器システム１００と共に使用される。 更に、磁気センサー１０８−１１４は、同じタイプのセンサーである必要はない 。例えば、磁気センサー１０８−１１２を或るタイプのセンサーとし、他方磁気 センサー１１４を別の違ったタイプとすることができよう。 アナログ回路１４０は、特定の形の磁気センサー１０８−１１４と作動するよ うな役割が与えられている。アナログ回路１４０の具体的設計は、当業者の知識 に良くあるものであり、ここでより詳しく説明する必要はない。 アナログ回路１４０の出力部は、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）１４ ２に接続されている。ＡＤＣ１４２は、アナログ回路１４０からのアナログ出力 信号をディジタルの形に変換する。ＡＤＣ１４２の作動は、当業者には良く知ら れており、ここではより詳しく説明する必要はない。本検出器システム１００は 、更に、中央演算装置（ＣＰＵ）１４６とメモリ１４８とを有している。例示実 施例では、ＣＰＵ１４６はペンティアム（登録商標）等のマイクロプロセッサと なっている。メモリ１４８は、ＲＯＭとＲＡＭの両方を含むことができる。ＡＤ Ｃ１４２やＣＰＵ１４６やメモリ１４８や表示器１０６等の各種の構成要素は、 共に母線システム１５０によって接続されている。当業者によって認識されてい るように、母線システム１５０は、一般的なコンピュータ母線システムとなって おり、データの他に電力と制御信号を搬送することになろう。 更に、推定演算器１５２が、図５Ａの機能ブロック線図に示されている。後で より詳細に説明されるように、推定演算器１５２は、磁石１２０の推定位置（図 ２を見よ）と磁気センサー１０８−１１４から引き出されたデータに基づいた磁 石１２０の計測位置との間で反復比較を行う。反復プロセスは、推定位置と計測 位置とが収斂するまで続行し、結果的に磁石１２０の場所ａ（図４を見よ）の正 確な計測値を得ることになる。推定演算器１５２は、好ましくは、メモリ１４８ に記憶され且つＣＰＵ１４６によって執行されるコンピュータ命令によって実行 されることに注目すべきである。しかし、明瞭にするために、図５Ａの機能ブロ ック線図は、推定演算器１５２が独立した機能を実行するので、独立したブロッ クとしてその推定演算器１５２を図示している。代わりに、推定演算器１５２は 、ディジタル信号演算器（図示されていない）のような他の在来のコンピュータ の構成要素によって装備される。 検出器システム１００では、磁石が点状の双極子源として扱われるように磁気 センサー１０８−１１４が磁石１２０の場所ａから十分に遠く離れているものと 想定している。更に、地球の磁場のようなどんな非本質的な磁場の空間での変化 は、点状の双極子源の存在によって発生される不均一性に比較して小さいもので あると想定されている。しかし、幾つかの周囲条件下では、地球の磁場における 動揺が、近くの電気設備や、金属製の建物構造要素等の非本質的源泉によって惹 起されよう。後で詳しく説明されるように、検出器システム１００は、そのよう な動揺を補償するように容易に較正される。 推定演算器１５２によって使われる等式は、電気と磁気に関連した物理学の基 本法則から容易に導かれる。強さｍの磁気双極子によって発生され、場所ａに配 置され且つ場所ｓで計測される静的磁場Ｂは、次によって与えられる： その場合、‖ｓ−ａ‖は行列数学で良く知られている母数値である(例えば、 ‖ｓ−ａ‖²は平方母数である)。値ａ、ｍ、ｓ、Ｂは全てベクトル値であること に注目すべきである。要語の『静的磁場』とは、時間的に変化する電磁場又は交 播磁場とは反対に成るような磁石１２０によって発生される磁場を説明するため のものである。磁石１２０は、固定された一定の（即ち、静的な）磁場を発生さ せる。検出器システム１００によって検出される磁場の強さは、磁石１２０と磁 気センサー１０８−１１４との間の距離に左右される。当業者は、磁石１２０が 患者内部で動かされるに従って、又は検出器システム１００が磁石に対して動か されるに従って被検出磁場の強さが変化するものと認識できる。しかし、検出器 システム１００と磁石１２０との間の相対移動は、必須ではない。検出器システ ム１００は、たとえ検出器システムと磁石とが互いに対して移動していない時で も３次元空間での磁石１２０の場所と向きとを容易に確定することができる。 磁気センサー１０８−１１４からの値は、場所Ｓ１−Ｓ４での磁場Ｂの強さを 各々確定するために等式（１）で使用される。距離に伴った磁場Ｂの変化は、ｓ に対するＢの導関数であるＢの勾配Ｇ（ｓ）として定義される。勾配Ｇ（ｓ）は 、等式（１）から導かれる３×３行列によって表され、次の形で表現される。 その場合、Ｔは配置行列であり、Ｉは次の形を有した３×３の単位行列である： 等式（１）は、値Ｂ、ｍ、ｓが与えられれば値ａに対して直接解かれることに なる点に注目すべきである。しかし、そのような計算は、解くことが難しくなり 、かなりの演算学力が必要となろう。後で説明する反復推定プロセスは、場所ａ を推定し、且つ推定された場所に配置された磁石１２０から生じるような予測さ れたり又は推定される磁場を、磁気センサー１０８−１１４によって計測される 実際の計測磁場と比較することで磁石１２０の場所ａと向きを確定する。反復プ ロセスは、予測磁場が計測磁場に緊密に合うまで制御された状態で推定場所を変 えていく。その時点で、推定場所と向きは、磁石１２０の実際場所ａと向きに合 致する。そのような反復プロセスは、等式（１）を使って直接的に場所ａに対し て解くように要請される外延的なコンピュータ上の計算を必要とせずに、検出器 システム１００によって非常に素早く実行される。予測磁場と実際の計測磁場と の間の差は、磁石１２０の場所ａを量的に確定するために使用されるようなエラ ー、又はエラー関数となっている。エラー関数は、磁石１２０の推定場所をより 正確にするために反復プロセスで使用される。勾配Ｇ（ｓ）を示している等式（ ２）は、推定場所におけるエラーの大きさと向きとを確定するために推定演算器 １５２（図５Ａを見よ）によって使用される。かくして、等式（１）は、予測値 を発生するために使用され、また等式（２）は、磁石１２０の推定位置をどのよ うに変えるかを推定するためにエラー結果を使う。 磁場強さＢは、磁気センサー１０８−１１４によって場所Ｓ₁−Ｓ₄の各々にお いて各々計測される。ただ４つの磁気センサーが図３から図５Ａに図示されてい るだけであるが、ｉ＝１からｎの場合には、磁気センサーの各々は点ｓ_iでＢ(ｓ_i )の計測値を提供するようにｎのセンサーに計測がまとめられ得よう。推定演算 器１５２は、量△_ij（計測）＝Ｂ（ｓ_i）−Ｂ（ｓ_j）を計算する。この計算は、 磁気センサーｉから磁気センサーｊへの勾配の尺度を与えてくれると共に、更に 磁気センサーｉと磁気センサーｊにおいて一定（即ち、勾配＝０）と成っている 地球磁場の作用を帳消しにする。推定演算器１５２は、更に、等式（１）から予 測値△_ij(予測)を計算する。値ａに対する推定は、計測値△_ij(計測)と予測値△_ij (予測)とが可能な限り緊密に合致するまで調節される。例えば、検出器システ ム１００は、当初は、磁石１２０の場所ａがハウジング１０２の下方で中心がと られていると想定でき得よう。この推定された場所に基づいて、推定演算器１５ ２は、もし磁石１２０が実際に推定場所に在ったならば結果的に生じることにな る各磁気センサー１０８−１１４における磁場強さに対して予測値を算定する。 例示実施例では、磁気センサー１０８−１１４の各々の検知エレメントは、ｉが １からｎに等しい場合に、磁場強さの値Bxi、Byi、Bziに結果的に成る３つの直 交方向における磁場Ｂの尺度を与えてくれる。同様に勾配Ｇ（ｓ）は、更に、３ つの直交方向の各々に対しても算定される。 推定演算器１５２は、更に、磁気センサー１０８−１１４の各々からの計測磁 場強さの値を使用し、△_ij(予測)を△_ij(計測)と比較する。△_ij(予測)と△_ij( 計測)との間の差に基づいて、推定演算器１５２は、磁石１２０（図４を見よ） に対して新しい推定場所を発生し、△_ij(予測)が△_ij(計測)に緊密合致するまで 予測プロセスを繰り返す。 △_ij(予測)と△_ij(計測)との間の合致度合は、△_ij(予測)と△_ij(計測)との間 の差の二乗の和から構成され且つ次にコスト関数の値を最小にする非線形の反復 最適化アルゴリズムを使用したコスト関数によって計測され得よう。コスト関数 の必要勾配は、上記の等式（２）を使って算定される。神経ネットワーク等の多 くの異なった公知のコスト関数及び／若しくは最適化技術は、△_ij(予測)と△_ij (計測)の間の所望の合致度合を達成するために推定演算器１５２によって使用さ れ得よう。 推定演算器１５２によって実行される反復計測プロセスは短時間で行われる。 一般的な計測サイクルは、秒の端数で実行される。チューブと組み込まれた磁石 １２０とが患者の内部で移動されるにつれて、磁石の場所と向きが変化すること になる。しかし、計測サイクルが非常に短いので、磁石の位置と向きにおける変 化は、いかなる所定の計測サイクル中でも非常に小さくなり、かくして磁石が患 者内部で移動されるに従って、又はハウジング１０２が患者の表面上で移動され るに従って磁石のリアルタイムな追跡を促進する。 上記で説明されているように、推定演算器１５２は、磁石の推定位置と磁石の 計測位置との間で反復比較を実行する。最初の推定場所は、ランダム選定や、最 も強い初期読取り値を持った検知エレメント１０８−１１４の下への配置や、又 は例えば、磁石１２０の場所ａがハウジング１０２の下方に中心が取られている と検出器システム１００が、最初に推定する等の幾つかの可能な技術によって導 かれ得よう。しかし、図５Ａに示されているように、神経ネットワーク１５４を 使用して磁石１２０の場所ａをより正確に最初に推定することは可能である。神 経（ニューラル）ネットワーク１５４は、好ましくは、メモリ１４８に記憶され 且つＣＰＵ１４６によって実行されるコンピュータ命令によって実行されること に注目すべきである。しかし、明瞭化のために、図５Ａの機能ブロック線図では 、神経ネットワーク１５４が独立機能を実行するので、独立したブロックとして 神経ネットワーク１５４を図示している。代わりに、神経ネットワーク１５４は 、ディジタル信号演算器（図示されていない）のような他の従来のコンピュータ 構成要素によって装備される。 神経ネットワークは、大量のデータを受信して処理できると共に、学習処理に よってどのデータが重要であるかを確定することができる。神経ネットワークの 作動は、一般に当業界では知られており、従ってここでは特定の応用に対しての み説明する。即ち、初期位置推定を行う神経ネットワーク１５４の作動を説明す る。 神経ネットワーク１５４は、学習モードと作動モードとを有している。学習モ ードでは、神経ネットワーク１５４に磁気センサー１０８−１１４からの実際の 計測データが与えられる。磁気センサー１０８−１１４の各々は、３つの異なっ た検知エレメントを有しているので、合計で１２のパラメータが神経ネットワー ク１５４への入力値として用意される。１２のパラメータに基づいて、神経ネッ トワーク１５４は磁石１２０の場所と向きとを推定する。神経ネットワーク１５ ４は、次に磁石１２０の実際の場所と向きを示すデータが与えられる。このプロ セスは、１２のパラメータに基づいて神経ネットワーク１６０が磁石１２０の場 所と向きとを正確に推定する『学習』を行うように多数回繰り返される。この場 合、上記の学習プロセス（例えば、１２のパラメータを用意し、場所を推定し、 実際の場所を提供する）は１，０００回繰り返された。神経ネットワーク１５４ は、一組の１２個のパラメータに対して最良の推定位置を学習する。検出器シス テム１００の使用者は神経ネットワーク１５４を学習モードで操作する必要がな いことに注目すべきである。むしろ、学習モードプロセスからのデータは、検出 器システム１００と一緒に用意されるものである。正規の作動では、神経ネット ワーク１５４は作動モードのみで使用される。 作動モードでは、磁気センサー１０８−１１４からの１２個のパラメータが、 神経ネットワーク１５４に与えられ、それで磁石１２０の場所と向きとの初期推 定を行う。本発明者によって実施された実験に基づくと、神経ネットワーク１５ ４は、約±２ｃｍ以内で磁石１２０の場所の初期推定を行うことができる。その ように正確な初期推定ができると、磁石１２０の場所ａを正確に確定するために 推定演算器１５２の必要とする反復回数を減らすことになる。もし磁石１２０の 場所ａが検出器システム１００から十分に遠く離れていれば、磁気センサー１０ ８−１１４は非常に低い信号レベルを与えることになる点に注目すべきである。 従って、神経ネットワーク１５４は、パラメータ（磁気センサー１０８−１１４ からの１２個の入力信号）が最低の限界値より高く成るまでは初期推定を行なは ず、従って信頼性のある信号を提供することができる。 正確な推定値が与えられれば、推定演算器１５２は上述の反復プロセスを実行 でき、±１ｍｍ以内で磁石１２０の場所ａを確定できる。本検出器システム１０ ０を使って実行された臨床研究では、本検出器システム１００の満足のいく作動 を実証した。それら臨床研究について以下に説明する。 本検出器システム１００は、更に外部表示器（図示されていない）上に磁石の 画像を表示できるようにするために図５Ａに示された表示インタフェース１５６ を有している。当業者は知っているように、ＣＰＵ１４６やメモリ１４８等の本 検出器システム１００の多くの構成要素は、従来のコンピュータ構成要素となっ ている。同様に、表示インターフェイス１５６は、本検出器システムの画像をＰ Ｃ表示器や、ライブ画像モニター１６８（図５Ｂを見よ）等の他のモニター上に 示すことができるようにする従来のインタフェースとすることができよう。 外部の表示器の一長所は、ハウジング１０２が患者に対して一定位置を維持で きる点である。この実施例では、４つの磁気センサー１０８−１１４は、磁気セ ンサーアレーを形成するためにハウジング１０２内全般に渡って一様に配分され る多数のセンサー（例えば１６個のセンサー）で代替されよう。磁石１２０がハ ウジング１０２に対して動かされるに従って、その動きは、３個以上の磁気セン サーによって検出され、磁石の位置は算定され、外部表示器上に示される。この 実施例では、使用者はハウジングを再配置する必要が無く、ただ磁気センサーア レーが磁石１２０の位置を追跡できる外部表示器をただ見るだけでよい。 外部ビデオ表示器のもう一つ別の長所は、本検出器システム１００によって発 生された画像を従来の技術によって発生された画像データと結合できる能力を有 している点である。例えば、図５Ｂは、螢光透視法システム１６０と組み合わさ った本検出器システム１００の作動を図解している。その螢光透視法システム１ ６０は、螢光透視鏡ヘッド１６２と、螢光透視画像処理器１６４と、記憶された 画像モニター１６６とライブ画像モニター１６８とを有した画像記憶システムと を備えた従来システムとなっている。更に、従来のビデオカセットレコーダ１７ ０は螢光透視法システム１６０によって発生された画像と、本検出器システム１ ００によって発生された画像とを記録することができる。螢光透視法システム１ ６０の作動は、当業界では知られており、ここではより詳しくは説明しない。 本検出器システム１００は、公知の空間関係を取って螢光透視鏡ヘッド１６２ に固定状に取り付けられている。患者のただ一枚の『スナップショット』画像が 螢光透視法システム１６０を使って得られ、例えばライブ画像モニター１６８上 に表示される。磁石１２０（図４を見よ）を収容したカテーテルが患者内に挿入 されるに従って、本検出器システム１００は、上述のように磁石１２０の場所ａ を検出し、患者のスナップショット画像に加えてライブ画像モニター１６８上に 磁石の画像を映写することができる。このように、使用者は、有利なことには、 本検出器システム１００によって与えられた実際画像データと組み合わされ、螢 光透視法システム１６０によって与えられたスナップショット螢光透視画像を利 用することができる。 本発明のこの局面の満足のいく作動のためには、螢光透視法システム１６０と 本検出器システム１００との間で固有の整合を行う必要がある。この整合、又は 『見当合わせ』は、放射線不透過マーカーが、本検出器システム１００の隅と整 合される患者の胸部上に放射線不透過マーカーを設置することによって達成され る。螢光透視法システム１６０がスナップショット画像を発生すると、本検出器 システム１００の隅は、放射線不透過マーカーによってライブ画像モニター１６ ８上に表示される。本検出器システム１００を使用して画像重ね合わせを行う長 所は、患者が螢光透視法システム１６０からの放射線にほんの瞬間的に晒される に過ぎない点である。その後、スナップショット画像は、そのスナップショット 画像の頂面上へ上乗せされた本検出器システム１００からのデータと共に表示さ れる。このプロセスは螢光透視法システム１６０に対して説明してきたが、当業 者は、本発明がＸ−線や、磁気共鳴映像法(ＭＲＩ)、陽電子放射断層撮影法（Ｐ ＥＴ）等を用いたいずれの画像案内手術法にも適用できることが理解できよう。 地球磁場も、磁気センサー１０８−１１４によって検出される。しかし、地球 磁場がハウジング１０２に渡って一定であると仮定すると、磁気センサー１０８ −１１４からの読取り値に対する地球の磁場の影響は同じになる。磁気センサー １０８−１１４の内のいずれか２つの間に差信号を発生することで、地球の磁場 の作用は効果的に帳消しされる。しかし、上で説明したように、設備や病院ベッ ドのレールや、金属製の建物構造要素等の金属構成要素によって惹起される地球 磁場の動揺や不均一が存在することがある。そのような干渉構成要素は予見不可 能な特性を持っているために、本検出器システム１００の独特の作動は較正を必 要としている。本検出器システム１００は、図５Ａに示されている較正演算器１ ５８を使って地球磁場において局部集中された動揺を補償するために容易に較正 される。較正演算器１５８は、好ましくは、メモリ１４８に記憶され且つＣＰＵ １４６によって実行されるコンピュータ命令によって実行されることに注目すべ きである。しかし、明瞭にするために、図５Ａの機能ブロック線図は、較正演算 器１５８が独立機能を実行するので、独立したブロックとして較正演算器１５８ を図解している。代わりに、較正演算器１５８は、ディジタル信号処理器（図示 されていない）等の他の従来のコンピュータ構成要素によって装備される。 最初の較正は、磁石１２０が患者内部に挿入される以前に実施される。かくし て、最初の較正は、磁石１２０によって発生される磁場が存在してい無いところ で行われる。計測は、本検出器システム１００を使って実施される。地球磁場に 何ら動揺の無い理想的な条件下では、磁気センサー１０８−１１４によって発生 される信号は同じものとなる。即ち、ｘ方向に向けられた検知エレメントの各々 は、同一の読み取りを行うことになるが、他方ｙ方向に向けられた検知エレメン トの各々も同一の読み取りを行い、またｚ方向に向けられたエレメントの各々も 同一の読み取りを行うことになる。しかし、通常の作動条件下では、地球磁場に は局部集中された動揺が存在することになろう。これらの周囲条件下では、磁気 センサー１０８−１１４の各検知エレメントによって発生された信号は、全て地 球の磁場の検出に基づいて或る異なった値を有している。磁気センサー１０８− １１４の内のいずれかの２つの読取り値は、差別的に結合され、それで理論的に 地球磁場を帳消しにすることになる。しかし、地球磁場における局部集中によっ て、読取り値に組み合わされる相殺値か存在するかも知れない。 較正演算器１５８は、磁気センサーの各々と組み合わされる相殺値を確定し、 計測サイクル中にその相殺値の補償を行う。即ち、磁気センサー１０８−１１４ の各々に対する相殺値は、ＡＤＣ１４２（図５Ａを見よ）によって発生される読 取り値から減算される。かくして磁気センサー１０８−１１４の内のいずれか２ つの間の差異に基づく読取り値は、磁石１２０が導入される以前に零となる。そ の後、磁石１２０が導入されるに従って、磁気センサー１０８−１１４からの差 異の読取り値は、磁石１２０によって発生される静的磁場によって零以外の値を 取ることになる。もし、本検出器システム１００が、図５Ｂに示されているよう に静止していれば、金属設備や建物構造要素等の外部物体によって惹起される局 部集中された動揺を含む地球磁場の作用を相殺するには一回の較正プロセスだけ で十分である。 しかし、或る実施例では、患者の表面に渡って本検出器システム１００を動か すことが望ましい。本検出器システム１００が、患者上の新しい位置へ動かされ ると、地球磁場における局部集中された動揺は、その局部集中された動揺の作用 が最早完全に相殺され得ないので、本検出器システム１００の精度に劣化を起こ すことになる。しかし、較正演算器１５８は、磁石１２０が存在していても、本 検出器システム１００の連続した自動的な再較正をできるようにしている。この ことは、本検出器システム１００がディジタル化アーム１８０に固定取り付けさ れている図５Ｃに図解されている。ディジタル化アーム１８０は、３次元での動 き可能と成っている従来の構成要素から構成されている。ディジタル化アーム１ ８０は、都合良くは、患者のベッド横に取り付けられる。好適な実施例では、本 検出器システム１００は、ディジタル化アーム１８０の３次元の動きが本検出器 システム１００のｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に各々対応するように方向付けされてディ ジタル化アーム１８０に取り付けられている。使用者が本検出器システム１００ を動かすと、ディジタル化アーム１８０は、本検出器システム１００の位置を正 確に追跡し、位置を表示するデータを発生する。本検出器システム１００は、そ れが動くにつれて磁石１２０によって惹起される計測磁場における変化を算定す るためにこのデータを利用する。このようにして、磁石１２０の局部集中作用が 除去され、本検出器システム１００の新しい位置での地球磁場の局部上の動揺が 結果的に計測で示されることに成る。 自動再較正プロセスは、一般に患者の腕に差し込まれて静脈系を介して心臓内 まで通される周辺から挿入される中央カテーテル（ＰＩＣＣ）のような場合に特 に有効である。従来の技術を使って、外科医は、一般的にカテーテルが挿入され る予想ルートに渡ってマークするために患者の胸部上にマークを設置していく。 本発明がなければ、外科医は、カテーテルを手探りで挿入して、例えば螢光透視 鏡を使ってその場所を確かめなければならない。しかし、本検出器システム１０ ０は、外科医がＰＩＣＣの設置を追跡できるようにするものである。 上記の例では、本検出器システム１００は、ＰＩＣＣが最初に挿入される患者 の腕の上に配置される。最初の較正（磁石１２０の無い状態で）に引き続いて、 本検出器システム１００が較正され、幾分かの局部集中された動揺がある地球磁 場の作用を補償する。磁石１２０が挿入されると、本検出器システム１００は、 前に説明したように磁石の場所ａを検出して表示する。外科医がＰＩＣＣ（磁石 １２０が取り付けられた状態で）を挿入する際には、本検出器システム１００を 配置し直して、それでＰＩＣＣの進行を追跡することが望ましいであろう。ディ ジタル化アーム１８０を使って、外科医は本検出器システム１００を新しい場所 へ配置し直す。例えば、本検出器システム１００がｙ方向に６インチ、ｘ方向に ３インチ動かされ、ｚ方向には動かされていないと仮定する。本検出器システム １００の新しい場所に基づき且つ上記の技術を使って、推定演算器１５２（図５ Ａを見よ）は、磁石１２０によって、新しい場所での磁場を算定することができ る。磁石１２０から結果的に生じる影響が新しい場所での磁場に与えられれば、 磁石１２０の作用を減じ去ることができる。磁石１２０からの磁場が無ければ、 残っている又は『残留』している磁場は、地球磁場に帰するものと想定される。 残留読取り値は、最初の較正に対して上述されたように処理され、それによって 本検出器システム１００を再度零にするか再度較正し、新しい場所での局部集中 された動揺を含む地球磁場に対して補償を行う。この再度の較正に引き続いて、 計測サイクルは初期化されて、磁場の計測結果はただ磁石１２０の存在によって 得られるものとなろう。 使用者は、いずれの時点でも本検出器システム１００を手動で再較正できる。 しかし、上述の技術の長所は、本検出器システム１００が使用される際に本検出 器システム１００が連続したベースで自動的に再較正される点である。ディジタ ル化アーム１８０は、本検出器システム１００の位置の連続した読取りを行い、 かくして本検出器システム１００の場所を正確に追跡できるようにしている。本 検出器システム１００が動くに従って、それは常に再較正され、地球磁場に対し て再補償を行う。上記例では、病院ベッドのレール等の外部影響が計測精度にお ける劣化の惹起を心配をしないで、ＰＩＣＣが心臓内に挿入されるような動きに 従うように随意的に本検出器システム１００は動かされ得る。再較正システムが ディジタル化アーム１８０との関連で上述されたが、他の位置検出システムも容 易に使用され得るものと認識される。 アセンションテクノロジー（Ascension Technology）＆ポルヘマス(Polhemus) によって製造され、『鳥追跡器』として知られているシステムは、６度の自由度 で計測し、５フィートの距離で１／２インチ以内の正確な計測を行い、５フィー トの距離で１／２度以内の旋回情報を提供するセンサーアレーから構成されてい る。鳥追跡器で使用されている検知エレメントは、ハウジング１０２に取り付け られ、またハウジングの位置が市販されているシステムを使って追跡される。同 様に、『３次元追跡器』として知られているポルヘマス装置は、ディジタル化ア ーム１８０を必要とせずに同様な場所計測を行う。 例えば、ディジタル化アーム１８０を使用して位置追跡するもう一つ別の用途 は、表示器上で示されるディジタル化された視認点を外科医が用意できるように するものである。カテーテルの挿入を補助する一般的な外科技術は、カテーテル が辿るルートを推定する視認点を患者の表面上に設置するようになっている。例 えば、従来の技術では、電気ペースメーカの線の挿入を補助する視認点として、 外科医はマーカペンで患者の胸部上に一連の×印を設けるようにしている。本発 明の原理によって、ディジタル化アーム１８０は、外科医によって特定された視 認点を電子的に記録するために使用される。本発明のこの局面は、コンピュータ 入力スタイラス１８２や他の電子入力装置がディジタル化アーム１８０に搭載さ れている場合の図６Ａに図解されている。コンピュータスタイラス１８２は、本 検出器システム１００に取り付けられるか、又は例えば、本検出器システム１０ ０の中心に相当した位置でディジタル化アーム１８０に取り付けられよう。磁石 １２０を備えたカテーテルの挿入に先立って、外科医は、一連の×印によって図 ６Ａに示されている視認点を電子的に発生するためにディジタル化アーム１８０ とコンピュータスタイラス１８２を利用することができる。コンピュータスタイ ラス１８２は、患者に電子的に『視認点を設ける』が、しかし患者に何ら実物の マークを設ける必要がない点に注目すべきである。心臓のペースメーカの線が挿 入される上記例では、外科医は、ペースメーカ線が挿入されるルートに従って、 首から心臓にかけて一連の電子視認点を設けることができよう。各視認点では、 ディジタル化アーム１８０は、外科医によって付標された位置を記録する。その 後に続いた操作で、磁石１２０付きのカテーテルが患者内部に挿入されると、デ ィジタル化アーム１８０は、外科医によって予じめ付標された視認点に対して磁 石１２０の場所を書き留める。視認点は、矢印で示されている磁石１２０の位置 と共に、図６Ｂに示された外部表示器１８４上に示されている。外科医が磁石１ ２０を挿入すると、その進行は、磁石１２０が視認点１から視認点２へ、視認点 ３へ等と通っていくように外部表示器１８４上に示される。この技術で、外科医 は予期されたルートからの外れを容易に検出することができる。例えば、もしカ テーテルと磁石１２０が不意に異なった血管内に反れれば、外科医は容易に付標 通路からの外れに注目し、素早くその問題を認識することになろう。カテーテル と磁石１２０は、視認点の付された通路に従って引き込まれ、再挿入されるであ ろう。 本検出器システム１００の一般的な作動は、図６Ａのフローチャートに図解さ れている。開始２００では、磁石１２０（図４を見よ）が患者内に挿入される。 工程２０１では、本システムは、初期較正を受ける。例示実施例では、磁石１２ ０が導入される以前に初期較正が実施される。かくして、本システム１００は、 磁石１２０からの影響が何らない状態で局部集中された動揺を含む地球磁場の作 用の補償を行う。代わりに、磁石１２０によって惹起される磁場の作用を知って 且つ自動再較正プロセスとの関連で上述したように相殺できるように、ハウジン グ１０２に対して知られた箇所に磁石１２０は位置決めされ得よう。即ち、その 知られた箇所における磁石１２０によって惹起される計測磁場への影響は、計測 された読取り値から引かれ、結果的に生じた残留値は地球磁場にのみ起因するこ とに成る。初期較正に引き続いて、工程２０２では、本検出器システム１００は 、磁気センサー１０８−１１４からセンサー値を計測する。工程２０４では、推 定演算器１５２（図５Ａを見よ）は、磁石１２０の場所ａと向きとの初期推定値 を算定する。その初期推定値は、工程２０８からのセンサー位置データと、工程 ２０９からの磁石較正データとを含んでいる。工程２０８で算定されたセンサー 位置データは、選定された原点に対する磁気センサー１０８−１１４の各々の位 置に関連したデータを提供する。例えば、一方の磁気センサー（例えば磁気セン サー１０８）は、他方の磁気センサー（例えば磁気センサー１１０−１１４）の 相対位置を確定する目的のために、数学上の原点として任意に選定されよう。そ の共通原点は、数学の計算目的の為の基準フレームを提供してくれる。前に説明 されたように、磁気センサー１０８−１１４は、各磁気センサーが同じｘ、ｙ及 びｚの方向における磁場を計測するように共通した原点に対して整合されている 。当業者が認め得るように、いずれの選択された原点も本検出器システム１００ と共に満足裏に使用される。 工程２０９で導かれた磁気較正データは、一般に、磁石メーカによって提供さ れるものであり、磁気双極子ｍ（図４を見よ）の強さに関連したデータと、磁石 １２０の寸法及び形状とを有している。計測されたセンサー値、センサー位置デ ータ及び磁石較正データは、工程２０４における推定演算器１５２（図５Ａを見 よ）への入力として提供される。 例示実施例では、場所ａの初期推定値は、工程２０２で導かれた計測センサー 値に基づいて神経ネットワーク１５４（図５Ａを見よ）によって提供される。前 に説明したように、神経ネットワーク１５４は、信頼性のある初期推定値を確認 するために磁気センサー１０８−１１４から最小値を求めるであろう。神経ネッ トワーク１５４は、磁石の場所と向きの初期推定値を提供する。 工程２１０では、推定演算器１５２（図５Ａを見よ）は予測センサー値を算定 する。上述のように、これは、３つの直交方向ｘ、ｙ、ｚの各々における磁気セ ンサー１０８−１１４の各組合わせに対して計測値△_ij(予測)を必要とする。工 程２１２では、推定演算器１５２は予測センサー値（即ち△_ij(予測)）を計測セ ンサー値（即ち、△_ij(計測)）と比較する。決定２１６では、推定演算器１５２ は予測センサー値と計測センサー値とが所望の許容度合以内で合致しているかど うかを確定する。もし、予測センサー値と計測センサー値とが緊密に合致してい なければ、決定２１６の結果はＮＯ（否定）である。その場合、推定演算器１５ ２は、工程２１８で磁石の場所ａと向きの新しい推定値を算定する。磁石１２０ の新しい推定場所ａの算定に引き続いて、推定演算器１５２は磁石場所と向きの その新しい推定値を使って新しい組の予測センサー値を算定するために工程２１ ０に戻る。推定演算器１５２は、緊密合致が達成されるまで、磁石１２０の推定 場所ａと向きを調節し且つ予測センサー値を計測センサー値と比較するこの反復 プロセスを続行する。予測センサー値と計測センサー値との間の緊密な合致が達 成されると、決定２１６の結果はＹＥＳ（肯定）である。その場合、工程２２０ では、本検出器システム１００は表示器１０６（図３Ａ、３Ｂ及び４を見よ）上 に磁石の場所ａと向きとを表示できる。統計上のデータに基づいて確信値を算定 することは当業界では公知であり、ここでは詳細に説明する必要はない。工程２ ２０での場所と向きのデータの表示に引き続いて、本検出器システム１０ ０は工程２０２に戻り、新しい組の計測センサー値についてのプロセスを反復す る。もし、コスト関数が余りにも高ければ、緊密な合致は決定２１６では達成さ れないであろう。そのような状況は、例えば、外来磁場が存在していると生じる 。実際には、緊密な合致は１−２の範囲のコスト関数(cost function)を有する と共に、不正確な局部的極小値に対する最小コスト関数はより大きな度合のオー ダとなっていることが確定されている。もし、緊密な合致が達成されなければ、 (即ちコスト関数が余りにも大きければ)、本検出器システム１００は、新しい推 定場所で改めて計測プロセスを開始できるか、又は受け入れ不可能な程高いコス ト関数を示すエラーメッセージを発生することができる。 図７Ｂのフローチャートは、もし自動再較正が本検出器システム１００内部で 実行される場合に、較正演算器１５８によって実行される工程を図解している。 この実行では、工程２２０の完了に引き続いて本システム１００は、図７Ｂに示 されている工程２２４へ随意的に移行でき、そこで較正演算器１５８は、本検出 器システム１００の現在の場所を示す位置データをディジタル化アーム１８０（ 図５Ｃを見よ）から得るようになっている。本検出器システム１００の新しい場 所と磁石１２０の公知の場所ａが与えられると、較正演算器１５８は磁石から生 じる磁場を算定し、磁石の作用を工程２２６における現在の計測値から減じるこ とになる。このプロセスの結果として、磁気センサー１０８−１１４（図５Ａを 見よ）によって計測された残っている残留値は、局部集中された動揺を含んだ地 球磁場の作用に依るものである。 工程２２８では、この残留値は、新しい場所での地球磁場の作用を補償するべ く本検出器システム１００を再び零にするために使用される。再較正プロセスに 引き続いて本検出器システム１００は、図７Ａに示されている工程２０２に戻り 、新しい場所での作動のために再較正された本検出器システム１００によってそ の新しい場所における付加計測サイクルを実行する。 図７Ａのフローチャートに図解されている自動再較正プロセスは、本検出器シ ステム１００を自動的に且つ連続的に再較正する点に注目すべきである。しかし 代替実施例では、較正演算器１５８は、ただもし本検出器システム１００が所定 量だけ動かされたならば、再較正プロセスを行う。これで、本検出器システム１ ００が動かされなかった場合に、不必要な再較正を防ぐ。 反復推定プロセスは、上述のように、異なった対の磁気センサー１０８−１１ ４によって与えられた磁気強さＢの差を使っている。代わりに、本検出器システ ム１００は、計測された磁場勾配値Ｇを使用できる。この実施例では、等式（２ ）は、Ｂの計測値に適合するための反復プロセスに関しては、上述のように計測 値に適合され得る。図７Ａのフローチャートに関して、工程２０２は、対の磁気 センサー１０８−１１４に関する勾配値を提供してくれる。例えば、磁場勾配計 測値は、磁気センサー１１４によって計測された磁場を残っている磁気センサー １０８−１１２の各々によって計測された磁場に対して使って算定される。工程 ２０４では、推定演算器１５２は、磁石の場所と向きの初期推定値を確定し、工 程２１０では、等式（２）を使って予測センサー値を算定する。工程２１２では 、計測センサー値は上述のコスト関数等の従来の技法を使って予測センサー値と 比較される。反復プロセスは、計測センサー値と予測センサー値とが所定の許容 度合以内で合致するまで続行する。 更に別の代替技術では、本検出器システム１００は、計測データを使用して直 接ａに対する等式（２）を解くようになっている。直接解くアプローチでは、Ｇ が正の固有値を持った対称行列となっていると言う事実を利用している。行列Ｇ の固有値と固有ベクトルとは、場所ａとｍに対して直接解答するために算定され 、代数的に利用される。この場合、ｍの大きさが、しかし方向ではないが、知ら れていることを想定している。実際には、大きさｍは、メーカによって磁石較正 データが与えられているので公知である。この技法は、磁気双極子の向きを確定 するのに追加の磁気センサーを必要とすることに注目すべきである。数学上、磁 気双極子の向きは、＋又は−の符号で示される。磁場強さＢの計測のみを必要と する追加の磁気センサーは、数学関数の符号を確定するのに使用される。更に、 磁石１２０の場所ａを確定するのに、これら各種の技法の組合わせが本検出器シ ステム１００によって使用されよう。 尚さらに別の代替例では、磁気センサー１０８−１１４によって形成される多 検出器アレーに関して磁気双極子ｍの位置を追跡するために、カルマンフィルタ ーが上記等式（１）と（２）と共に使用される。当業者には分かっているよう、 カルマンフィルターは、統計的信号処理と最適推定法を利用した統計的予測フィ ルターである。１９８８年にボストンのアカデミック出版社からのＹ．バーシャ ロム（Y.Bar-Shalom）氏と、Ｐ．Ｅ．フォートマン（Fortmann）氏による『追跡 とデータ結合』等の多数の教科書がカルマンフィルターの理論と操作について詳 述している。上述の個々の技法に加えて、これらの技法のいずれか又は全てを各 センサーのタイプのコスト関数の合計のように、組み合わせて使用することがで きる。例えば、△_ij(予測)と△_ij(計測)の間の差は、或る許容値以内で合致する ことが必要とされる。もし、全ての差値がその許容値にかなうような解答を多数 の数学的技法で明らかにできなければ、その場合、表示器１０６（図５Ａを見よ ）を使ってエラーがオペレータに信号で知らされる。各センサー計測でのエラー が独立していて小さいものと仮定すると、場所ａの推定における不確実さは、例 えばクラマー−ラオ（Cramer-Rao）結合を使って算定される。計測技法間の冗長 度は、有利なことには、本検出器システム１００によって利用される。そのよう な冗長性は、生物医学の応用に大いに望ましいことである。 図３は、磁気センサー１０８−１１４の特別構成に対する本検出器システム１ ００の作動について図解している。しかし、上述の技法は、実質的にいずれもの 一定の構成のセンサーにも普遍化され得るものである。磁気双極子ｍの強さは知 られていると想定して、Ｇ（ｓ）とＢ（ｓ）を計測するのに最少の一つの勾配セ ンサーか、又は８個の磁場センサーが必要とされる。磁気センサーは、比較的随 意的に構成され、かくして器具設計及び／若しくは他の信号又はノイズに対する 考慮に基づいてハウジング１０２（図３Ａと３Ｂを見よ）内の所定場所に容易に 位置決めされよう。 磁気センサー１０８−１１４は、地球の磁場の知られている強さを使って較正 される。何ら不均一な磁場が無い状態では(いずれの強い磁気双極子からも離れ ていれば)、全てのセンサー１０８−１１４の内のＸセンサーエレメントが同時 に読み取られる。同様に、全てのＹセンサーエレメントとＺセンサーエレメント も同時に読み取られる。いずれの構成でも、各直交方向に対する磁場強さ（即ち Bx、By及びBz）の平均的な読み取り値の二乗の和は一定であるべきである。地球 の磁場の一定値は、従来の代数学と最小二乗法の適合化方法を使って各磁気 センサーに対して適当な較正を確定するために使用される。 代替の較正技法は、磁気センサー１０８−１１４に対して一つ以上の場所に設 置される公知強さの小形磁石を使うようにしている。各磁気センサーに対して適 当な較正係数を確定するために、一箇所以上の各場所で計測が行われる。電磁か ごやヘルムホルツかご等を使う他の技法も磁気センサー１０８−１１４の較正の ために使用されよう。 表示器１０６（図３を見よ）は、ハウジング１０２に対する磁石１２０の位置 をグラフ表示する。図８Ａから８Ｄは、磁石１２０（図４を見よ）の場所ａを示 すために、本検出器システム１００によって使用される異なった技法の幾つかを 図解している。図８Ａに示された実施例では、表示器１０６は、ハウジング１０ ２に対する磁石１２０の場所ａを示すために円２５０と一対の直交線２５２ａ、 ２５２ｂとを使用している。直交線２５２ａ、２５２ｂは、何時磁石１２０が本 検出器システム１００の下方で中心が取られるかを確定するのを補助するために ケアする人に目視インジケータを提供する。 図８Ｂに示されている代替実施例では、直交線２５４ａ、２５４ｂ等の一定の インジケータ２５４は、表示器１０６の中心部上で十字線を形成している。円２ ５０や他のインジケータが、ハウジング１０２に対する磁石１２０の場所ａの目 視インジケータを提供するために使用されている。円２５０は、磁石１２０が本 検出器システム１００の真下に中心が取られている時に表示器１０６の中心部の 十字線に中心が合わされる。 図８Ｃに示されたなお更に別の実施例では、表示器１０６は、磁石１２０の場 所ａの目視インジケータを提供するために、矢印２６０等の異なったインジケー タを提供している。矢印２６０は、更に、磁石１２０の向きを示すためにも使用 されよう。 患者の表面からの磁石１２０の深さは、いろいろな具合に表示器１０６上に示 される。例えば、表示器１０６の一部分１０６ａは、図８Ｄに示されているよう に、棒グラフを使って磁石１２０の深さの目視インジケータを提供している。し かし、表示器１０６の深度インジケータ部１０６ａは、更に、センチメートル等 の絶対単位や、又は相対単位で磁石１０６の深さについての数字読取り値を提供 することができる。 かくして、本検出器システム１００は、３次元空間での磁石１２０の場所ａを 確定し、深度インジケータを含んでいて磁石の場所を容易に読み取られる目視イ ンジケータと、磁気双極子の向きとを与えてくれる。ハウジング１０２が矩形ハ ウジングとして図示され、磁気センサー１０８−１１４が該ハウジング１０２内 部に等間隔で分布されているが、矩形状は、ケアする人によって把持するのが容 易になるように選択された。しかし、ハウジング１０２は、どんな形状でも寸法 でも取ることができる。更に、表示器１０６は、液晶表示器として図示されてい るが、点マトリックス表示器等のいずれかの都合の良い２次元表示器とすること もできる。かくして、本発明は、ハウジング１０２の特定の寸法又は形状によっ て、又は表示器１０２の特定タイプによっては限定されない。更に、本検出器シ ステム１００は、いろいろな異なった磁気センサーと共に満足するように作動で きる。かくして、本発明は、本検出器システム１００で採用される磁気センサー の特定の数やタイプによって限定されることは無い。臨床研究 本検出器システム１００の作動について、患者の内部に挿入された磁石１２０ に関連した静的磁場の検出に対して説明してきた。本検出器システム１００の信 頼性は、臨床研究でテストされ、その結果を以下に説明する。以下に詳しく説明 するように、磁石の場所は、本検出器システム１００を使って確定され、引き続 き従来の螢光透過法の計測を使って証明された。臨床研究の最初の結果は、計測 システム１００によって検出された場所において比較的大きいエラーを示してい るが、これらエラーは、本検出器システム１００と螢光透視システムとの不正確 な整合によって惹起されたものと信じられている。かくして、エラーは、本検出 器システム１００における生来的な不正確さよりはむしろ不整合によるものであ る。更に信号処理ソフトウェアを改定して、以下に説明するように、臨床研究に おける後の計測においてより高い信頼性を生んだ。 本検出器システム１００の一応用では、心臓内へのカテーテルの挿入に対する ものである。大静脈の下半分において右心房の真上に周辺部挿入中央カテーテル （ＰＩＣＣ）を位置決めするのは本検出器システム１００の重要な応用である。 現在のところ、施術者は、外部解剖視認点を計り、カテーテルをその計られた深 さまで挿入することでこの種の仕事を手探りで実施している。挿入の成功又は失 敗は、数日間でき得ない胸部Ｘ線写真を得るまでは判らない。本検出器システム １００は、『手探り』設置に対する可能な解決策として動物をモデルとして評価 されていた。 従来の螢光透視法と比較してその精度をテストするために、本検出器システム １００を使って４４箇所の位置確認が実施された。本検出器システム１００は、 磁気で付標されたＰＩＣＣの場所を平均で０．４ｃｍ以内で且つ０．２から１． ２５ｃｍの範囲以内で突き止めた。本検出器システム１００は、更に、難しい挿 入を行っている間に、ＰＩＣＣ尖端の経路と向きについての貴重なリアルタイム の情報を与えてくれた。本検出器システム１００は、外部視認点に対して磁気で 付標されたＰＴＣＣを正確に場所確認して、それでカテーテル挿入を補助するそ の能力を実施証明した。本検出器システム１００によって与えられる計測能力は 、ＰＩＣＣの設定や他の医療装置の設定についてのＸ線撮影による確認の必要性 を低減又は無くし、また点滴治療におけるカテーテルに関連した問題を減じるこ とで臨床成果を改善し、健康維持コストを低減する潜在的可能性を有している。導入 ＰＩＣＣカテーテルは、患者の腕の周囲の静脈に差し込まれ、右心房上方約２ ｃｍの点まで大静脈内に通される。ＰＩＣＣを導入する現在の方法は、差し込み 点から患者胸部の右胸骨の第３肋間空間までの距離を計測し、この計測値に等し い深さまでＯＩＣＣを挿入するものである。カテーテルは、点滴や採血や輸血の ために長期間（２週間から６ケ月）に渡って静脈内アクセスを必要とする患者に 対して使用される。現在、ＰＩＣＣは、看護婦によって外来患者や家庭内処置で 用いられているが、しかし、カテーテルは、使いにくくて比較的高価で数日間治 療を遅らせるＸ線撮影によってその場所が確認されるまでは点滴や採血には使用 できない。動物モデル 飼い慣れされた雑種の豚がこの研究のために動物モデルとして使用された。豚 は、人間の心臓血管系について許容されたモデルであり、それらは、人間におけ る大静脈に類似している頭部大静脈に対して許容可能な経路を与えてくれる頭部 静脈を、それらの胸部の枝状突出部に有している。本研究に先立って、成された 死体解剖では、右胸骨の第２肋間空間が、頭部大動脈における右心房上方２ｃｍ の点の場所確認にとって良好な外部視認点となっていることが示めされた。その 研究で、更に脊椎大静脈までの胸壁は、約３０ｋｇの体重の動物では８．５ｃｍ から１０ｃｍの範囲の距離をとっていることが実地証明された。この距離は、類 似した処置において人間での距離に類似している。この最後のファクターは、本 検出器システム１００が、本研究で使用されている最小の磁気付標されたカテー テルの場所を特定する上で約１０ｃｍを距離限度としているので重要な事である 。磁石で付標されたＰＩＣＣ 市場で入手可能なＰＩＣＣカテーテルと導入器は、カテーテル尖端に一つ以上 の小形の円筒状（ＮｄＦｅＢ）磁石を設置し、カテーテルの端を滅菌していない 医療級シリコン接着剤でシールすることで改造された。２種類のカテーテル寸法 が使用された。より小さい寸法のカテーテル（４Ｆｒの６５ｃｍ長さ）は、３つ のＮ−４０でＮｉメッキされた０．８ｍｍ×２．５ｍｍの磁石を収容し、大形カ テーテル（５Ｆｒ、６５ｃｍ長さ）は、２つのＮ−４０でＮｉメッキされた１． ０ｍｍ×２．５ｍｍの磁石を収容していた。各磁気チップ付きカテーテルの磁場 強さは、３，１２９ミリガウス／ｃｍ³であった。磁場検出器 検出器システム１００について２つの異なった改訂版が本研究で使用された。 ベンチ搭載型の実施可能システムは、４４箇所の場所特定に使用され、手持ち型 の原型が２８箇所の場所特定に使用された。手持ち型装置は、４つの磁場センサ ー（例えば、磁気センサー１０８−１１４）を制御ボタンとそれらの関連電子部 品と共にプラスチックケース内に搭載していた。演算ハードウェアとソフトウェ アと電力供給部とを有した周辺装置も、検出器システム１００の手持ち型改訂版 と共に使用された。３つの異なったソフトウェアシステムを備えた一つの手持ち 型装置が使用された。８箇所の場所特定がソフトウェアの改訂版５．０で実施さ れ、１６箇所の場所特定がソフトウェアの改訂版５．１で実施され、４箇所の場 所特定がソフトウェアの改訂版５．２で実施された。以下に説明するように、手 持ち型の原型に対するソフトウェアの早期改訂版は、重要なソフトウェアのデバ ックと較正を必要とした。より信頼性の高い計測がソフトウェアの改訂版５．２ で得られた。 検出器システム１００のベンチ搭載型の改訂版は、プレキシガラス台上に４つ の磁場センサー（例えば磁気センサー１０８−１１４）をそれらの関連電子部品 と共に搭載して構成されている。検出器システム１００のベンチ搭載型の改訂版 は、３次元で磁石の位置と向きを算定し且つ磁石を尖端に付けたカテーテルを示 す画像の形で従来のＰＣモニター上に情報を表示するためにソフトウェアが使用 されているパーソナルコンピュータ（ＰＣ）に接続されていた。モニター上の位 置を被験体の外部解剖上の位置と相関させるために整合格子がプレキシガラス合 上とＰＣモニター上とに設置された。臨床処置 本研究は、９匹の健康な約２５ｋｇの体重の飼い慣らされた雑種の豚で実施さ れた。各被験体は、処置に先立って完全に麻酔がかけられ、処置の直後に安楽死 された。麻酔の開始後、各験体は４つのシーケンシャルなカテーテル処置を受け た。被験体は、静脈アクセスが腕の下を切り込んで行われた後に差し込み点から 所望の外部視認点まで外側で計測された。一本の４Ｆｒ．の磁石付きＰＩＣＣが 、右頭部静脈に導入器を介して２回差し込まれ、また一本の５Ｆｒ．の磁石付標 されたＰＩＣＣが左頭部静脈に導入器を介して２回差し込まれた。各カテーテル は中央鎖骨の頭静脈の場所に設置され、磁気付標された尖端の位置は、各場所に おいて一つのモデルの検出器システム１００によって確定され、結果的に動物当 り合計８箇所の場所特定を行った。 カテーテルの場所は、螢光透視法で確認され、また検出器システムの凡その精 度／螢光透視法の場所特定における相関が、螢光透視鏡に取り付けられた治具を 使って螢光透視鏡を検出器システム１００と整合させることで確定された。検出 器システム１００の両改訂版が、網目状アームによってカテーテルの挿入に先立 って被験体上に位置決めされ、従来のディジタル水準器を使って螢光透視鏡治具 に対して１度以内に水平が出された。検出器システム１００のベンチ搭載型改訂 版では、整合棒が治具の中心を通して設置され、ＰＣモニター上の格子に対応し たプレキシガラス台上の格子に渡って整合された。検出器システム１００の手持 ち式の原型改訂版では、紙のマークがスクリーン上の見取り表を覆って設置され 、整合棒が紙マークと整合された。 電子的に捕捉された螢光画像は、検出器システム１００によって確定された位 置と磁石体の中心とから螢光透視法によって確定されるように検出エラーを推定 するために市販の製図プログラムで分析された。この計測は、伝統的な推定法と 考えられている。磁石尖端の画像は、画像の尺度を確定するための基準として使 用され、また尖端は研究中に角度が付され得た。角度を付けた尖端は、実際より も大きな拡大率で画像の尺度を取り、かくして計測されたエラーを拡大する。こ の作用は、磁石尖端が各螢光透視画像では比較的平坦に見えるので、マイナーな ものと思われる。カテーテル位置の主観的な推定が、計測を行う外科医によって 成された。結果 検出器システム１００のベンチ搭載型の改訂版は、全ての場所特定中にうまく 機能したが、しかし最初の１２本の挿入は、検出器システム１００に対する螢光 透視境の治具を整合させるのが難しく複雑であった。その最初の１２本の挿入で は、治具を整合するのに使用された整合棒は真っ直ぐであると想定していたが、 しかし整合棒が或る角度に保持され得ることが示され、場所特定の計測エラーに 影響した。１２本目の挿入後には、整合棒の配置はそれが真っ直ぐにぶらさがら れるように変更された。また１６本目の挿入後には、整合棒を真っ直ぐに保つた めに中空のプレキシガラスのシリンダが治具台に付加された。これらの変更に続 いて、検出器システム１００は、より一貫した正確な結果を与えてくれた。 磁石付標されたＰＩＣＣは、ＰＩＣＣに付随した挿入キットに用意された導入 器を介して豚の頭大静脈に容易に挿入された。検出器システム１００は、難しい ＰＩＣＣの挿入中に２回調査を助けた。一つの場合は、検出器システム１００は 、カテーテルが頭大静脈内で自ずと二重に折り返したのを示し、カテーテルは画 像の向きが直ったのを示すまで引かれ、カテーテルは正しく挿入された。第２の 場合、ＰＩＣＣを左頭部の静脈から外側の頸静脈内に通すのは、この接続部で急 角度になっているために難しかった。これは螢光透視法を使って引き続いて証明 された。外科医は、カテーテルが解剖学的に適正な方向に向くのが明らかになる までカテーテルの捩じり、挿入及び引きを行うために検出器システム１００から のリアルタイムのフィードバックを使用した。カテーテルの尖端が鋭い角度を通 過すると、それは容易に挿入された。 検出器システム１００の手持ち式原型の改訂版からの結果は、ソフトウェアと 較正手順が変わり且つ場所特定結果が相応して変わったので、このレポートには 含まれていない事に注目すべきである。 ＰＩＣＣ尖端の設定の精度は、検出器システム１００によって確定される磁石 付標された尖端の実際の場所から螢光透視法で確定されるカテーテル尖端の実際 の場所までの距離を計測することで確定された。４４箇所の場所設定が、中央鎖 骨の頭部大静脈の位置で実施され、またこれらの場所での計測エラー間の有意味 な差は無かった(Ｐ＝０．９０)。検出器システム１００のベンチ搭載型改訂版を 使った６匹の動物での４４個所での場所特定に対する平均計測エラーは、±０． ２９ｃｍの標準的な偏差によって０．４０ｃｍであった。検出器システム１００ のベンチ搭載型改訂版の結果は、図９に示されている。計測エラーは０．０２ｃ ｍから１．２５ｃｍに及んだが、０．６ｃｍより大きなエラーを伴った６箇所の 場所特定の内から５つが、最初の１２の設定で実施された。上述したように、早 期の設定は、螢光透視鏡の治具を検出器システム１００に整合させるのが難しか ったために複雑であった。図９から容易に明かになるように、整合の困難さは場 所特定数が１２を過ぎてから解決され、結果的に計測エラーを低減した。結論 最初の８箇所の場所特定後には、外科医は他の観察者から何らインプットを得 ないで螢光透視法によってカテーテル尖端の解剖学的位置を確定するように依頼 された。磁石付き尖端のＰＩＣＣが、検出器システム１００のベンチ型改訂版を 使って設定された後は、ＰＩＣＣが全ての場所特定で所望の位置に在ったことを 外科医は確認した。 ＰＩＣＣの設定において外部の解剖視認点を使用することで、ヘルスケアの提 供者が、家庭処置から外来患者病院に及ぶ多くの異なった設定でカテーテルを挿 入できるようにしている。検出器システム１００は、付標されたカテーテルの尖 端を外部視認点に対して平均４ｍｍ以内に場所特定できたことを成功裏に実地証 明した。この研究で使用された外部視認点は、異種間の解剖における相違によっ て、人間の視認点と正確には相関していないが、検出器システム１００を使って 上述の視認点にカテーテルを設定する着想が確立されたことに成る。 本検出器システム１００は、更に、使用者がカテーテルの挿入における困難を 克服できるようにした。研究中の幾つかのケースでは、オペレータは挿入中に幾 つかの点で抵抗を感じ、カテーテルを正しく位置決めするためにリアルタイムの 位置と向きのデータを使った。この能力は、カテーテルが自ずから二重に折り曲 がった時に最も役立つものであり、それは、カテーテル尖端がその前進を止め新 しい向きに転動するので検出器システム１００を使って容易に示される。この時 点では、画像の尖端がその正しい向きを取って挿入が完了するまでオペレータは カテーテルを引いた。もう一つ別の価値ある適用力は、カテーテルが鋭角をうま く通り抜けて静脈系で湾曲する時にカテーテル尖端の画像を観察できる能力であ る。調べる人は、カテーテルが左頭部静脈から左外側の頸部静脈へ通っている間 に検出器システム１００のこの特長を使った。使用者は、壁に『突込する』よう に見える演出に相関したかなりの抵抗を感じた。カテーテルを捩り、再位置決め することで、不意に頸静脈内に通され、調べる人は、それが正しく位置決めされ て心地良さを感じた。即座のリアルタイムのフィードバックを行わないと、使用 者は、手続きが終わって患者がＸ線撮影による立証を受けるまでカテーテルが間 違ったターンや捩じれを起こしているかどうかが判らない。かくして、本研究は 、 動物モデルにおいて外部視認点に対してカテーテル尖端を正確に場所特定する検 出器システム１００の能力を図解しており、またＰＩＣＣや他の医療装置の設定 におけるその効験を証明する事を基礎としている。 上記の事から、本発明の特定の実施例は図解の目的でここに説明してきたので あって、本発明の精神と技術的範囲から逸脱しない限り各種の変更が成され得る ことが認識されよう。従って、本発明は、添付された請求の範囲による以外限定 され無い。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】平成１１年６月２日（１９９９．６．２） 【補正内容】 推定演算器１５２によって使われる等式は、電気と磁気に関連した物理学の基 本法則から容易に導かれる。強さｍの磁気双極子によって発生され、場所ａに配 置され且つ場所ｓで計測される静的磁場Ｂは、次によって与えられる。 その場合、‖ｓ−ａ‖は行列数学で良く知られている母数値である(例えば、 ‖ｓ−ａ‖²は平方母数である)。値ａ、ｍ、ｓ、Ｂは全てベクトル値であること に注目すべきである。要語の『静的磁場』とは、時間的に変化する電磁場又は交 播磁場とは反対に成るような磁石１２０によって発生される磁場を説明するため のものである。磁石１２０は、固定された一定の（即ち、静的な）磁場を発生さ せる。検出器システム１００によって検出される磁場の強さは、磁石１２０と磁 気センサー１０８−１１４との間の距離に左右される。当業者は、磁石１２０が 患者内部で動かされるに従って、又は検出器システム１００が磁石に対して動か されるに従って被検出磁場の強さが変化するものと認識できる。しかし、検出器 システム１００と磁石１２０との間の相対移動は、必須ではない。検出器システ ム１００は、たとえ検出器システムと磁石とが互いに対して移動していない時で も３次元空間での磁石１２０の場所と向きとを容易に確定することができる。 磁気センサー１０８−１１４からの値は、場所Ｓ１−Ｓ４での磁場Ｂの強さを 各々確定するために等式（１）で使用される。距離に伴った磁場Ｂの変化は、ｓ に対するＢの導関数であるＢの勾配Ｇ（ｓ）として定義される。勾配Ｇ（ｓ）は 、等式（１）から導かれる３×３行列によって表され、次の形で表現される。 その場合、Ｔは配置行列であり、Ｉは次の形を有した３×３の単位行列である： 【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】平成１１年６月１６日（１９９９．６．１６） 【補正内容】 請求の範囲 １．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 相対的に固定された位置に保持され、各々が公知の方向に向けられていて、 磁石による静止磁場の強さと方向の関数として信号を発生する複数の磁気セン サーと； ３次元空間における磁石の初期推定位置と； 推定位置に基づいて複数のセンサーの内の少なくとも一部分に対する予測 磁場強さと； 信号を使用してセンサーのその一部分に対する実際の磁場強さと； 予測磁場強さと実際の磁場強さとの間の差に基づいてエラー関数とを算定 する演算器と； ３次元空間における磁石の位置に関するデータを目視表示する表示器とから 構成されていることを特徴とする磁石の位置を検出するシステム。 ２．演算器は、少なくとも一つのセンサーの信号に基づいて初期推定位置を算定 する請求の範囲第１項記載のシステム。 ３．演算器は、所定限界値より大きい少なくとも一つのセンサーの信号に基づい て初期推定位置を算定する上記請求の範囲第１項と第２項いずれかに記載のシ ステム。 ４．更に、初期推定位置を発生し、信号を受信してそれに基づいて初期推定位置 を発生する神経ネットワークを有している上記請求の範囲第１項から第３項の いずれかに記載のシステム。 ５．神経ネットワークは、学習モードと作動モードとを有しており、また神経ネ ットワークは、学習モードにおいて複数の組の信号を受信して、第１、第２及 び第３の組の信号の複数の組の各々に対して推定位置を発生するよう機能し、 また神経ネットワークは、更に、推定位置の各々を発生した後に磁石の実際の 位置に関連したデータを受信し、作動モードにおいて機能している間に推定位 置データを発生する規則を作り出す為に複数の組の信号と推定位置データと実 際の位置データとを使用し、また神経ネットワークは、信号を受信し、それら 信号と学習モードで作動している間に作られた規則とに基づいて磁石の初期推 定位置を発生するように作動モードにおいて機能するものである請求の範囲第 ４項記載のシステム。 ６．複数の磁気センサーは、３次元計測を行う為に直交状態に配列されている上 記請求の範囲第１項から第５項のいずれかに記載の装置。 ７．磁石は、磁石の向きを表示する磁気双極子モーメントを有しており、また検 出された磁気双極子モーメントは、磁石の向きを示す為に表示器上に表示され る上記請求の範囲第１項から第６項のいずれかに記載のシステム。 ８．更に、ハウジングから構成されおり、そこで表示器は、該ハウジングによっ て支持されている上記請求の範囲第１項から第７項のいずれかに記載のシステ ム。 ９．表示器は、該表示器の少なくとも一部分が透明であって使用者が透明な部分 の下方に患者の体表面を見れるようにしている２次元表示器である請求の範囲 第８項記載のシステム。 10．更に、複数のセンサーを指示するハウジングから構成されており、表示器は 、ハウジングから隔設され且つ演算器に電気的に接続された外部表示器である 上記請求の範囲第１項から第９項のいずれかに記載のシステム。 11．患者の内部解剖の画像を発生できる画像装置と共に使用する為のものであっ て、そこで表示器は、磁石の位置に関連したデータと組み合わされた患者の内 部解剖の画像を表示するものである請求の範囲第１０項記載のシステム。 12．予測された磁場強さが所定許容値以内で実際の磁場強さと合致するのをエラ ー関数が示すまで、表示器は、推定位置と予測磁場強さとを反復して算定する 上記請求の範囲第１項から第１１項のいずれかに記載のシステム。 13．表示器は、エラー関数の一回の発生に基づいてデータの目視表示を行う上記 請求の範囲第１項から第１１項のいずれかに記載のシステム。 14．地球磁場の存在で使用する為のものであって、そこで演算器は、地球磁場の 作用を無くする為に、複数の磁気センサーの内の第１の選択されたものによっ て発生された第１の選択された信号を、複数の磁気センサーの内の第２の選択 されたものによって発生された第２の選択された信号から減算するるものであ る上記請求の範囲第１項から第１３項のいずれかに記載のシステム。 15．更に、複数のセンサーを支持するハウジングと、ハウジングの位置を検出し てそれに関連した位置データを発生する位置検出器と、ハウジングの新しい位 置への移動から結果的に生じる地球磁場における変化を補償する較正演算器と から構成されており、また較正演算器は、位置データに基づいてハウジングの 位置における変化を算定し、新しい位置における実際の磁場強さを算定し、実 際の磁場に対する磁石から結果的に生じた影響を算定するものであり、また較 正演算器は、更に地球磁場の作用を補償する為に、新しい位置における実際の 磁場強さと実際の磁場に対する磁石から結果的に生じた影響との間の差を利用 するように成っている請求の範囲第１４項記載のシステム。 16．更に、複数のセンサーを支持するハウジングと、ハウジングの位置を検出し てそれに関連した位置データを発生する位置検出器とから構成されており、ま た本システムは、使用者によって選定された複数の場所におけるハウジング位 置を記録するように作動できるものであり、また表示器は、磁石の位置に関連 したデータと組み合わされた選定場所を目視表示するものである請求の範囲第 １項から第１６項のいずれかに記載のシステム。 17．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出する方法であって： 相対的に固定された位置に保持されいて、各々が公知の方向に向けられてい て、磁石による静止磁場の強さと方向の関数として信号を発生する複数の磁気 センサーを位置決めする工程と； ３次元空間において磁石の初期推定位置を算定する工程と； その推定位置に基づいて複数のセンサーの内の少なくとも一部分に対して予 測磁場強さを算定する工程と； 上記信号を使用してセンサーのその部分に対する実際の磁場強さを算定する 工程と； 予測磁場強さと実際の磁場強さとの間の差に基づいてエラー関数を算定する 工程と； ３次元空間における磁石の位置に関連したデータを目視表示する工程とから 構成されていることを特徴とする磁石の位置を検出する方法。 18．初期推定位置の算定は、少なくとも一つのセンサーの信号に基づいている請 求の範囲第１７項記載の方法。 19．初期推定位置の算定は、所定の限界値より大きい少なくとも一つのセンサー の信号に基づいている上記請求の範囲第１７項と第１８項のいずれかに記載の システム。 20．初期推定位置の算定は、神経ネットワークによって実施され、神経ネットワ ークは、信号を受信し、それに基づいて初期推定位置を発生する上記請求の範 囲第１７項から第１９項のいずれかに記載の方法。 21．神経ネットワークは、学習モードと作動モードとを有しており、また本方法 は、学習モードにおいて複数の信号を受信して第１、第２及び第３の組の信号 の複数の組の各々に対して推定位置を発生するように機能する神経ネットワー クから構成されており、また神経ネットワークは、更に、推定位置を各々発生 した後に磁石の実際の位置に関連したデータを受信し、作動モードにおいて機 能している間に推定位置データを発生する規則を作り出す為に第１、第２及び 第３の組の信号の複数の組と推定位置データと実際の位置データとを使用し、 また神経ネットワークは、上記信号を受信し、該信号と学習モードで作動して いる間に作られた規則とに基づいて磁石の初期推定位置を発生するように作動 モードにおいて機能する請求の範囲第２０項記載の方法。 22．磁石は、磁石の向きを表示する磁気双極子モーメントを有しており、またデ ータの表示は、磁石の向きを示す為に検出された磁気双極子モーメントの表示 から構成されている請求の範囲第１７項から第２１項のいずれかに記載の方法 。 23．患者の内部解剖の画像を発生できる画像装置と共に使用する為のものであっ て、本方法は、更に、磁石の位置に関連したデータと組み合わされた患者の内 部解剖の画像を表示することから構成されている上記請求の範囲第１７項から 第２２項のいずれかに記載の方法。 24．更に、エラー関数に基づいて初期推定位置を変更し、予測された磁場強さが 所定許容値以内で実際の磁場強さと合致するのをエラー関数が示すまで、推定 位置と予測磁場強さとエラー関数とを反復して算定することから構成されてい る上記請求の範囲第１７項から第２３項のいずれかに記載の方法。 25．表示器は、エラー関数の一回の発生に基づいてデータを目視表示するもので ある上記請求の範囲第１７項から第２３項のいずれかに記載の方法。 26．地球磁場の存在で使用する為のものであって、更に、地球磁場の作用を無く する為に、複数の磁気センサーの内の第１の選択されたものによって発生され た第１の選択された信号を複数の磁気センサーの内の第２の選択されたものに よって発生された第２の選択された信号から減算することから構成されている 上記請求の範囲第１７項から第２５項のいずれかに記載の方法。 27．更に、新しい場所への複数の磁気センサーの移動から結果的に生じる複数の 磁気センサーの位置を検出して、それに関連した位置データを発生し； その位置に基づいて複数の磁気センサーの位置における変化を算定し； 新しい場所での実際の磁場強さに関連した値を算定し； 実際の磁場に関連した値に対する磁石から結果的に生じ影響を算定し； 新しい場所への複数の磁気センサーの移動から結果的に生じる地球磁場の作 用を補償する為に、新しい場所での実際の磁場強さに関連した値と実際の磁場 に関連した値に対する磁石から結果的に生じる影響との差を使用することから 構成されている請求の範囲第２６項記載の方法。 28．更に、磁気センサーの位置を検出して、それに関連した位置データを発生し ； 使用者によって選定された複数の場所における磁気センサーの位置を記録 し； 磁石の位置に関連したデータと組み合わせて、選定された場所の目視表示を 表示することから構成されている上記請求の範囲第１７項から第２７項のいず れかに記載の方法。 29．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 各々が公知の方向に向けられており、磁石による静止磁場の強さと方向の関 数として一組の信号を発生する複数の磁気センサーと； ３次元空間において磁石の推定位置を算定し、その推定位置に基づいて複数 のセンサーの内の少なくとも一部分に対して予測磁場強さに関連した値を算定 し、更に上記一組の信号を使用して実際の磁場強さに関連した値を算定すると 共に、予測磁場強さに関連した値と実際の磁場強さに関連した値との間の差に 基づいて磁石の場所に関連した値を確定する演算器と； 磁気センサーの場所を確定し、それに関連した位置データを発生する位置検 出器と； 位置データと磁石の場所に関連した値とを受信し、磁気センサーの場所が患 者に対して変わるに従って地球磁場の作用を補償する較正演算器と； ３次元空間における磁石の位置に関連した値を目視表示する表示器とから構 成されていることを特徴とする磁石の位置を検出するシステム。 30．較正演算器は、位置データに基づいて磁気センサーの場所における変化を算 定し、新しい位置における実際の磁場強さを算定し、実際の磁場に関連した値 に対する磁石から結果的に生じた影響を算定しするものであり、較正演算器は 、更に、地球磁場の作用を補償する為に、新しい位置における実際の磁場強さ に関連した値と実際の磁場に関連した値に対する磁石から結果的に生じた影響 との間の差を利用する請求の範囲第２９項記載のシステム。 31．予測磁場強さに関連した値が、実際の磁場強さに関連した値に所定の許容値 以内で合致するまで、演算器は、推定位置と予測磁場強さに関連した値とを反 復して算定する上記請求の範囲第２９項から第３０項のいずれかに記載のシス テム。 32．演算器は、初期の推定位置に基づいて第１の反復を実行し、また本システム は、更に、初期の推定位置を発生する神経ネットワークを有しており、また神 経ネットワークは、第１、第２及び第３の組の信号を受信し、それに基づいて 初期の推定位置を発生するように成っている請求の範囲第３１項記載のシステ ム。 33．演算器は、予測磁場強さに関連した値と実際の磁場強さに関連した値との一 回の算定に基づいて磁石の位置を算定する上記請求の範囲第２９項から第３０ 項のいずれかに記載のシステム。 34．演算器は、磁場強さを表わす数学等式を使用して推定位置を算定するように 成っている上記請求の範囲第２９項から第３３項のいずれかに記載のシステム 。 35．演算器は、磁場強さの勾配を表わす数学等式を使用して推定位置を算定する 上記請求の範囲第２９項から第３３項のいずれかに記載のシステム。 36．演算器は、予測磁場強さに関連した値と磁場強さに関連した計測値に関連し た値との差に基づいてコスト関数を算定し、また演算器は、更にコスト関数の 最小値を算定すると共に、所定の最小値でコスト関数の最小値を分析し、その 最小値が所定最小値より大きいか又は小さいかを示す信号を使用者に発生する ものである上記請求の範囲第２９項から第３５項のいずれかに記載のシステム 。 37．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 各々が磁石による磁場の強さと方向の関数として一組の電気信号を発生する 複数の磁気センサーと； その一組の電気信号から磁気センサーの磁場勾配計測値を算定し、磁場強さ の勾配を表わす数学等式と算定された磁場勾配計測値とを使用して３次元空間 における磁石の位置を算定する演算器と； 磁石の位置に関連したデータを目視表示する表示器とから構成されているこ とを特徴とする磁石の位置を検出するシステム。 38．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出する方法であって： 磁石に対して所定場所に複数の磁気センサーを位置決めする工程と； 磁場の強さとセンサーから磁石への方向とに関連した一組の信号を発生する 工程と； その組の信号から磁気センサーに対する磁場勾配計測値を算定して、磁場の 勾配を表わす数学等式と、算定された磁場勾配計測値とを使用して３次元空間 における磁石の位置を算定する工程と； 磁石の位置に関連したデータを表示する工程とから構成されていることを特 徴とする磁石の位置を検出する方法。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ， ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，Ｌ Ｓ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ， ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，Ｅ Ｓ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ， ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，Ｍ Ｗ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 ソモジー クリストファー ピー アメリカ合衆国 ワシントン州 98072 ウッディンヴィル トゥーハンドレッドア ンドトゥエンティース アベニュー ノー スイースト 14058 (72)発明者 ゴールデン ロバート エヌ アメリカ合衆国 ワシントン州 98033 カークランド ノースイースト シックス ティシックスス ストリート 12117 【要約の続き】 内部における磁石の深度の相対的又は絶対的インジケー ションを提供する為に使用され得る。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： ハウジングと； 該ハウジングによって支持され、各々が３つの直交方向において磁場強さを 検出するセンサーエレメントから構成されており、磁石による静止磁場の強さ と方向の関数として、各々第１、第２及び第３の組の信号を発生する第１、第 ２及び第３の磁気センサーと； ３次元空間における磁石の推定位置を算定し、推定位置に基づいて第１、第 ２及び第３のセンサーに対する予測磁場強さを算定し、更に第１、第２及び第 ３の組の信号を使用して実際の磁場強さを算定して予測磁場強さと実際の磁場 強さとの間の差に基づいてエラー関数を発生する演算器と； 上記エラー関数を使って３次元空間における磁石の位置に関するデータを目 視表示する表示器とから構成されていることを特徴とする磁石の位置を検出す るシステム。 ２．更に、推定位置を発生し、第１、第２及び第３の組の信号を受信してそれに 基づいて推定位置を発生する神経ネットワークを有している請求の範囲第１項 記載のシステム。 ３．神経ネットワークは、学習モードと作動モードとを有しており、また神経ネ ットワークは、学習モードにおいて第１、第２及び第３の組の複数の信号を受 信して第１、第２及び第３の組の信号の複数の組の各々に対して推定位置を発 生するよう機能し、また神経ネットワークは、更に、推定位置を各々発生した 後に磁石の実際の位置に関連したデータを受信すると共に、作動モードにおい て機能している間に推定位置データをを発生する規則を作り出す為に第１、第 ２及び第３の組の信号の複数の組と推定位置データと実際の位置データとを使 用し、また神経ネットワークは、第１、第２及び第３の組の信号を受信し、第 １、第２及び第３の組の信号と学習モードで作動している間に作られた規則と に基づいて磁石の推定位置を発生するように作動モードにおいて機能する請求 の範囲第２項記載のシステム。 ４．磁石は、磁石の向きを表示する磁気双極子モーメントを有しており、また検 出された磁気双極子モーメントは、磁石の向きを示す為に表示器上に表示され るように成っている請求の範囲第１項記載のシステム。 ５．表示器は、ハウジングによって支持されている請求の範囲第１項記載のシス テム。 ６．表示器は、該表示器の少なくとも一部分が透明に成っていて使用者が透明部 分の下方で患者の体表面を見れるようにした２次元表示器である請求の範囲第 ５項記載のシステム。 ７．表示器は、ハウジングから隔設され且つ演算器に電気的に接続された外部表 示器である請求の範囲第１項記載のシステム。 ８．患者の内部解剖の画像を発生できる画像装置と共に使用する為のものであっ て、そこで表示器は、磁石の位置に関連したデータと組み合わされた患者の内 部解剖の画像を表示するものである請求の範囲第７項記載のシステム。 ９．予測磁場強さが所定許容値以内で実際の磁場強さと合致するのをエラー関数 が示すまで、演算器は、推定位置と予測磁場強さとを反復して算定する請求の 範囲第１項記載のシステム。 10．演算器は、初期の推定位置に基づいて第１反復を実行し、また本システムは 、更に初期の推定位置を発生する神経ネットワークを有しており、また本神経 ネットワークは、第１、第２及び第３の組の信号を受信してそれに基づいて初 期の推定位置を発生する請求の範囲第９項記載のシステム。 11．表示器は、エラー関数の一回の発生に基づいてデータの目視表示を行う請求 の範囲第１項記載のシステム。 12．第１、第２及び第３のセンサーは、ホール効果センサーや、フラックス−ゲ ートセンサー、巻き心誘導センサー、磁場勾配センサー、スキッドセンサー、 磁気抵抗センサー、核歳差運動センサーから構成された磁気センサーグループ から選択される請求の範囲第１項記載のシステム。 13．地球磁場の存在で使用する為のものであって、そこで演算器は、地球磁場の 作用を無くする為に、第１、第２及び第３の組の信号の内の第１の選択された ものを第１、第２及び第３の組の信号の内の第１の選択されたものとは異なっ ている第１、第２及び第３の組の信号の内の第２の選択されたものから減算す るものである請求の範囲第１項記載のシステム。 14．更に、ハウジングの位置を検出してそれに関連した位置データを発生する検 出器と、ハウジングの新しい位置への移動から結果的に生じる地球磁場におけ る変化を補償する較正演算器とを有しており、また較正演算器は、位置データ に基づいてハウジングの位置における変化を算定し、新しい位置における実際 の磁場強さを算定し、実際の磁場に対する磁石から結果的に生じた影響を算定 するものであり、また較正演算器は、更に地球磁場の作用を補償する為に、新 しい位置における実際の磁場強さと実際磁場に対する磁石から結果的に生じた 影響との間の差を利用するものである請求の範囲第１３項記載のシステム。 15．更に、上記第１、第２及び第３の磁気センサーを較正する較正回路を有して いる請求の範囲第１項記載のシステム。 16．更に、ハウジングの位置を検出してそれに関連した位置データを発生する検 出器を有しており、本システムは、使用者によって選定された複数の場所にお けるハウジング位置を記録するように作動可能であり、また表示器は、磁石の 位置に関連したデータと組み合わされた選定場所を目視表示するものである請 求の範囲第１項記載のシステム。 17．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 各々が公知の方向に向けられており、磁石による静止磁場の強さと方向の関 数として一組の信号を発生する複数の磁気センサーと； ３次元空間において磁石の推定位置を算定し、その推定位置に基づいて複数 のセンサーの内の少なくとも一部分に対して予測磁場強さに関連した値を算定 し、更に一組の信号を使用して実際の磁場強さに関連した値を算定すると共に 、予測磁場強さに関連した値と実際の磁場強さに関連した値との間の差に基づ いて磁石の場所に関連した値を確定する演算器と； 磁気センサーの場所を確定し、それに関連した位置データを発生する位置検 出器と； 位置データと磁石の場所に関連した値とを受信し、磁気センサーの場所が患 者に対して変わるに従って地球磁場の作用を補償する較正演算器と； ３次元空間における磁石の位置に関連した値を目視表示する表示器とから構 成されていることを特徴とする磁石の位置を検出するシステム。 18．較正演算器は、位置データに基づいて磁気センサーの場所における変化を算 定し、新しい位置における実際の磁場強さを算定し、実際の磁場に関連した値 に対する磁石から結果的に生じる影響を算定するものであり、また較正演算器 は、更に、地球磁場の作用を補償する為に、新しい位置における実際の磁場強 さに関連した値と実際の磁場に関連した値に対する磁石から結果的に生じる影 響との間の差を利用する請求の範囲第１７項記載のシステム。 19．演算器は、予測磁場強さに関連した値が、実際の磁場強さに関連した値に所 定の許容値以内で合致するまで推定位置と予測磁場強さに関連した値とを反復 して算定する請求の範囲第１７項記載のシステム。 20．演算器は、初期の推定位置に基づいて最初の反復を実行し、また本システム は、更に初期の推定位置を発生する神経ネットワークを有しており、また本神 経ネットワークは、第１、第２及び第３の組の信号を受信してそれに基づいて 初期の推定位置を発生する請求の範囲第１９項記載のシステム。 21．演算器は、予測磁場強さに関連した値と実際の磁場強さに関連した値との一 回の算定に基づいて磁石の位置を算定する請求の範囲第１７項記載のシステム 。 22．演算器は、磁場強さを表した数学等式を使用して推定位置を算定する請求の 範囲第１７項記載のシステム。 23．演算器は、磁場強さの勾配を表した数学等式を使用して推定位置を算定する 請求の範囲第１７項記載のシステム。 24．センサーは、ホール効果センサーや、フラックス−ゲートセンサー、巻き心 誘導センサー、磁場勾配センサー、スキッドセンサー、磁気抵抗センサー、核 歳差運動センサーから構成された磁気センサーグループから選択される請求の 範囲第１７項記載のシステム。 25．更に、複数のセンサーを較正する為に較正回路を有している請求の範囲第１ ７項記載のシステム。 26．演算器は、予測磁場強さに関連した値と磁場強さに関連した計測値に関連し た値との差に基づいてコスト関数を算定し、また演算器は、更にコスト関数の 最小値を算定すると共に、所定の最小値でコスト関数の最小値を分析し、その 最小値が所定最小値より大きいか又は小さいかを示す信号を使用者に発生する ものである請求の範囲第１項記載のシステム。 27．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 互いに対して一定の位置に維持されいて、各々が公知の方向に向けられてい て、磁石による静止磁場の強さと方向の関数として信号を発生する複数の磁気 センサーと； ３次元空間において磁石の推定位置を算定し、その推定位置に基づいて複数 のセンサーの内の少なくとも一部分に対して予測磁場強さを算定し、更に信号 を使用してその部分の実際の磁場強さに関連した値を算定すると共に、予測磁 場強さと実際の磁場強さとの間の差に基づいてエラー関数を発生する演算器と ； エラー関数に基づいて３次元空間における磁石の位置に関連したデータを目 視表示する表示器とから構成されていることを特徴とする磁石の位置を検出す るシステム。 28．複数の磁気センサーは、３つの直交方向に向けられており、それらセンサー は、３つの直交方向における静止磁場強さの関数として、各々第１、第２及び 第３の組の信号を発生するものである請求の範囲第２７項記載のシステム。 29．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出するシステムであって： 各々が磁石による磁場の強さと方向の関数として一組の電気信号を発生する 複数の磁気センサーと； 複数の組の電気信号から磁気センサー対する磁場勾配計測値を算定すると共 に、磁場強さの勾配を表した数学等式と算定された磁場勾配計測値とを使用し て３次元空間における磁石の位置を算定する演算器と； 磁石の位置に関連したデータを目視表示する表示器とから構成されているこ とを特徴とする磁石の位置を検出するシステム。 30．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出する方法であって： 磁石に対して所定場所に複数の磁気センサーを位置決めする工程と； 複数の磁気センサーの各々における磁場を検出する工程と； 磁石による検出磁場に関連した一組の信号を発生する工程と； 磁石の推定位置を算定する工程と； その推定位置に基づいて複数のセンサーの磁場に関連した予測値を算定する 工程と； 複数の組の信号を使用して磁場に関連した実際値を算定する工程と； 磁石位置を確定するために磁場に関連した実際値と磁場に関連した予測値を 比較する工程と； 磁場位置に関連したデータを表示する工程とから構成されていることを特徴 とする磁石の位置を検出する方法。 31．更に、神経ネットワークを使用して一組の信号を分析して、それによってそ の一組の信号に基づいて推定位置を発生する工程を有している請求の範囲第３ ０項記載の方法。 32．更に、磁場に関連した予測値が磁場に関連した実際値に所定の許容値以内で 合致するまで、推定位置と磁場に関連した予測値とを再算定する工程を有して いる請求の範囲第３０項記載の方法。 33．最初の反復が初期の推定位置に基づいて実施され、また本方法が、更に神経 ネットワークを使用して一組の信号を分析して、それによってその一組の信号 に基づいて初期の推定位置を発生する工程を有している請求の範囲第３２項記 載の方法。 34．更に、計測場所を変更して、それによって複数の磁気センサーを再配置する 工程と、一組の信号を発生する工程と、推定位置を算定する工程と、予測値を 算定する工程と、実際値を算定する工程と、変更された計測場所に対して磁石 の位置を確定する為に予測値を実際値と比較する工程と、変更された計測場所 に対する磁石の位置に関連したデータを表示する工程とを有している請求の範 囲第３０項記載の方法。 35．複数のセンサーは、ホール効果センサーや、フラックス−ゲートセンサー、 巻き心誘導センサー、磁場勾配センサー、スキッドセンサー、磁気抵抗センサ ー、核歳差運動センサーから構成された磁気センサーのグループから選択され る請求の範囲第３０項記載の方法。 36．地球磁場の存在で使用する為のものであって、本方法は、更に、地球磁場の 作用を無くする為に、複数の磁気センサーの第１のものによって発生された組 の信号の内の選択されたものを複数の磁気センサーの内の第２のものによって 発生された組の信号の内の第２の選択されたものから減算する工程を有してい る請求の範囲第３０項記載の方法。 37．更に、新しい場所への複数の磁気センサーの移動から結果的に生じる複数の 磁気センサーの位置を検出して、それに関連した位置データを発生する工程と ； その位置に基づいて複数の磁気センサーの位置における変化を算定する工程 と； 新しい場所での実際の磁場強さに関連した値を算定する工程と； 実際の磁場に関連した値に対する磁石から結果的に生じ影響を算定する工程 と； 新しい場所への複数の磁気センサーの移動から結果的に生じる地球磁場の作 用を補償する為に、新しい場所での実際の磁場強さに関連した値と実際の磁場 に関連した値に対する磁石から結果的に生じる影響との差を使用する工程とを 有している請求の範囲第３０項記載の方法。 38．表示工程は、磁気センサーから隔設された外部表示器を使用している請求の 範囲第１７項記載の方法。 39．患者の内部解剖の画像を発生できる画像化装置と共に使用するためのもので あって、本方法は、更に、磁石の位置に関連したデータと組み合わせて、患者 の内部解剖の画像を表示する工程を有している請求の範囲第３８項記載の方法 。 40．更に、磁気センサーの位置を検出して、それに関連した位置データを発生す る工程と； 使用者によって選定された複数の場所における磁気センサーの位置を記録す る工程と； 磁石の位置に関連したデータと組み合わせて、選定された場所の目視表示を 表示する工程とを有している請求の範囲第３０項記載の方法。 41．患者の体表面上の計測場所から内在する医療装置に組み合わされた磁石の位 置を検出する方法であって： 磁石に対して所定場所に複数の磁気センサーを位置決めする工程と； 磁場の強さとセンサーから磁石への方向とに関連した一組の信号を発生する 工程と； 複数組の信号から磁気センサーに対する磁場勾配計測値を算定して、磁場の 勾配を表わした数学等式と、算定された磁場勾配計測値とを使用して３次元空 間における磁石の位置を算定する工程と； 磁石の位置に関連したデータを表示する工程とから構成されていることを特 徴とする磁石の位置を検出する方法。