JP2002122409A - 電磁的位置１軸システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 物体の位置及び方位を追跡する。 【解決手段】 シグナルプロセサーはその中に記憶され
たシステム用の望ましい精度範囲を有する。シグナルプ
ロセサーは、センサー用初期位置見積もりを確立するた
めの初期位置エスティメーターと、初期位置見積もりで
の磁場を計算するための磁場カリキュレーターと、計算
された磁場の測定された磁場への最急降下を計算するた
めの最急降下カリキュレーターと、そして最急降下に基
づきセンサーの新位置見積もりを計算するための新位置
見積もりカリキュレーターとを備えている。シグナルプ
ロセサーは、センサーの新位置見積もりがシステム用の
望ましい精度範囲内にある時はセンサーの位置を決定す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は一般的には物体追跡シス
テム（object tracking system）に関し、特に物体の位
置及び方位（position and orientation）を追跡するた
めの非接触、電磁的医療システムと方法に関する。又本
発明は非運動金属物体からの妨害（interference）の影
響を考慮出来る電磁的ベースの医療追跡システム用の新
しい校正方法に向けられている。

【０００２】

【従来の技術】磁場を発生し物体に於けるその強さを測
定することに基づき物体の位置を決定する非接触的方法
は当該技術で公知である。例えば、引用によりここに組
み入れられる米国特許第５、３９１、１９９号及びＰＣ
Ｔ特許出願刊行物第ＷＯ９６／０５７６８号は体内の医
療用プローブ又はカテーテルの座標決定用のこの様なシ
ステムを説明している。これらのシステムは該プローブ
の近位の端部に結合された信号処理回路にワイヤで接続
され、それの遠位の端部に概ね隣接する１つ以上のコイ
ルを該プローブ内に有するのが典型的である。

【０００３】引用によりここに組み入れられる米国特許
第４、７１０、７０８号は強磁性コアを有する１軸ソレ
ノイドを放射用コイルとして使用するロケーション決定
システム（location determing system）を説明してい
る。複数の磁気的コイル受信器がある。該ソレノイドの
位置（position）はそれがダイポール（dipole）として
放射すると仮定して決定される。

【０００４】引用によりここに組み入れられるＰＣＴ特
許出願刊行物第ＷＯ９４／０４９３８号は、１つのセン
シングコイルと３つの３コイル放射器の配列（array of
three, three-coil radiators）とを使用する位置探出
システム（position findingsystem）を説明している。
該放射器コイル（radiator coil）は非強磁性形品の上
に捲かれる。該センシングコイルの位置は該コイルの該
磁場へのダイポール近似（dipole approximation）に基
づいて決定されるが、そこではその順序で該センサーコ
イルの位置を決定するように該センサーコイルの方位の
見積もりが最初に使用される。加えて、各配列の放射器
コイルが時間多重化手法（time multiplexing approac
h）を使ってシーケンシャルにエネルギーを与えられ
る。興味あることに、これらの文献は位置システムの動
作速度を著しく増すために周波数多重化が使用出来る
が、その複雑さの故にこのタイプの手法には不利益があ
るとそれは明らかに示している。又この文献は１軸セン
サー位置及び方位追跡システムを開示しているが、それ
が該システムの校正用の何等かの特定的方法を述べてい
ないことに注意することは重要である。

【０００５】従って、今日まで、新しい精確な解決技術
と新しい校正方法を使用して周波数多重化により同時に
ドライブ出来る電磁的位置センサー１軸システムと方法
（aelectromagnetic position sensor single axis sys
tem and method）を提供する既知のシステム又は方法は
存在しない。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題と課題を解決するための
手段】本発明は、医療デバイスの長手軸線に沿って配置
された１つのセンサーを有する医療デバイスの位置及び
方位を決定するために使用される新しいシステムと方法
である。該システムは複数の場放射器（field radiator
s）を具備し、各場放射器は複数の放射器素子（radiato
r elements）を備える。各放射器素子は、時には”周波
数多重化（frequency multiplexing）”と称される、そ
の周波数により他と別個の磁場を発生する。該センサー
で検出された磁場を示す該センサーからのセンシング信
号を受信するために、シグナルプロセサーが該場放射器
と該医療デバイスの該センサーとに動作的に接続され
る。該センシング信号は該センサーでの測定された磁場
を規定する。又該シグナルプロセサーはその中に記憶さ
れる該システム用の望ましい精度範囲を有する。該シグ
ナルプロセサーは、該センサー用の初期位置見積もりを
確立するための初期位置エスティメーター（initial po
sition estimator）｛該ダイポール近似（dipole appro
ximation）に基づく｝と、該初期位置見積もりで該磁場
を計算するための磁場カリキュレーター（magnetic fie
ld calculator）と、該測定された磁場への該計算され
た磁場の最急降下（steepest descent）を計算するため
の最急降下カリキュレーター（steepest descent calcu
lator）と、そして該最急降下に基づいて該センサーの
新位置見積もりを計算するための新位置見積もりカリキ
ュレーター（new position estimate calculator）とを
有する。該磁場エスチメータと該最急降下カリキュレー
ターは精確な理論的な場表現と該システムにユニークな
予め記憶された校正データとを使用する。該シグナルプ
ロセサーは、該センサーの新位置見積もりが該システム
用の望ましい精度範囲内にある時、該センサーの位置を
決定する。

【０００７】又該システムは該磁場と該最急降下過程と
の計算用にそれぞれ該磁場カリキュレーターと最急降下
カリキュレーターとで使用するために予め記憶された校
正情報（calibration information）を有する。この校
正データはそのユニークなアルゴリズムと共に新しい校
正システムと方法を使用して各システム用にユニークに
得られる。又該システムは０．１ｃｍより予め決められ
記憶された望ましい精度範囲を有する（該システムの精
度）。しかしながら、前の過程からの変化が、該システ
ム用に１ｍｍより良い精度を得るために必要な０．００
１ｃｍより小さくなるや否や、該アルゴリズム用のイン
クレメンタルな過程（繰り返し）は停止される。

【０００８】複数の場放射器用の１実施例は固定配置で
配置され、ロケーションパッド（location pad）上の固
定面内に含まれる。後で説明する他の場放射器の実施例
は必ずしも同じ面内になくてもよい。第１の実施例で
は、該場照射器の該放射器素子は相互に直交的（mutual
ly orthogonal）である。この実施例では、該システム
は３つの固定放射器を有し、各放射器は相互に対し相互
直交する３つの発生器素子（generator elements ）又
はコイルを有する。

【０００９】加えて、該シグナルプロセサーは該センサ
ーの位置及び方位の両者を、該センサーの位置が５つの
自由度｛デーオーエフ（DOF）｝として一般に知られ
る、３つの異なる方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と少なくとも２つ
の方位｛ピッチとヨー（pitchand yaw）｝で得られるよ
うに、決定する。しかしながら、該５つのデーオーエフ
への制限は図示する該コイルセンサーの対称性のためで
ある。かくして、本発明により、コイルの形状を非対称
形に変えることにより６つのデーオーエフ｛Ｘ、Ｙ、Ｚ
方向と、３つの方位ロール、ピッチそしてヨー（roll,
pitch and yaw）｝を提供することも考えられる。

【００１０】該システムは更に、該センサーの位置及び
方位を表示するために該シグナルプロセサーに動作的に
接続されたデイスプレーを有する。更に該デイスプレー
は患者の解剖学的特徴に対し該センサーの位置及び方位
を表示する。これは外科的過程を実行するために患者の
身体内で外科器具をナビゲートするために有用である。
該システムは更に基準デバイスを使用するが、それは基
準のフレームを確立するために外部的に取り外し可能な
パッチとすることが出来る。該システムの１つ特別な使
用は心臓をマップ化しそれにより該心臓の３次元モデル
（3D model）を創生することである。該センサーは、例
えば、局部的賦活時間（local activation time）｛エ
ルエイテー（LAT）｝の様な生理学的条件をマップ化（m
ap）するために電極の様な生理学的センサーと共に使用
出来る。

【００１１】本発明は又既知のロケーションの複数の場
放射器に対するセンサーの位置及び方位を決定する新し
い方法を有しており、該場放射器の各々は複数の同じ場
所に配置された（co-located）放射器素子を有する。各
放射器素子は周波数多重化により全ての他の場発生素子
とは差動的な場を作る。該センサーは該センサーでの該
磁場を示すセンシング信号を作り、そして該信号から前
記センサーでの該場が計算される。該方法は、（ａ）望
ましい精度範囲を確立する過程と、（ｂ）センサーの位
置及び方位の初期見積もりを決定する過程と、（ｃ）該
見積もられたセンサーの位置及び方位で該磁場を計算す
る過程と、（ｄ）該見積もられたセンサーの位置及び方
位での該計算された磁場から該センサーでの該測定され
た場への最急降下を計算する過程と、（ｅ）該最急降下
から前記センサーの位置及び方位用に新見積もりを計算
する過程と、（ｆ）該センサーの位置及び方位の見積も
りを精密化するために過程（ｅ）の新しく計算されたセ
ンサーの位置及び方位に基づいて過程（ｃ）−（ｅ）を
繰り返す過程とを具備している。

【００１２】上記の様に、該１軸センサー位置及び方位
システム用の望ましい精度範囲は０．１ｃｍ以下である
（該システムの精度）。しかしながら、該位置及び方位
アルゴリズムのインクレメンタルな過程は、該システム
用に１ｍｍよりよい精度を得るために必要な前の過程か
らの変化が、０．００１ｃｍより小さくなるや否や停止
される。加えて、該方法は該場放射器用の校正情報の確
立、記憶及び使用を含んでいる。この校正情報は新しい
校正システムと方法を使用して得られる。該校正情報
は、該システムにより高い精度を提供するために該セン
サーの位置及び方位用に新しい見積もりを計算するため
に過程（ｃ）と（ｄ）で使用される。該方法は又過程
（ｂ）でダイポール近似法（dipole approximation）を
使用して該センサーの位置及び方位の初期スタート点を
精密化するオプションの過程を含んでいる。

【００１３】該方法は更に３つの異なる方向（Ｘ、Ｙ、
Ｚ）での該センサーの位置と少なくとも２つの方位（ピ
ッチとヨー）での該センサーの方位とを決定する過程を
含んでいる。加えて、予め得られた画像か、実時間画像
か又は関心のある解剖のモデルかの形式であり得る患者
の解剖的特徴が表示されたものにこの情報をマップ化す
る過程を含めるように該センサーの位置及び方位を表示
するためにデイスプレーがこの方法で使用される。

【００１４】又本発明は、該位置及び方位の医療システ
ムが使用される時該マップ化容積内に配置された静止金
属物体の影響を考慮する新しい校正方法を含んでいる。
該新しい校正方法は医療デバイスの位置を追跡するため
の磁場を発生出来る如何なる医療システム用にも使用さ
れる。該方法は、（ａ）該発生された磁場内でマップ化
する容積を規定する過程と、（ｂ）該マップ化容積内に
金属の物体を置く過程と、（ｃ）該マップ化容積内に第
１の点にセンサーを整合させそして第１の座標位置（Ｘ
_i，Ｙ_i、Ｚ_i）を確立するために該第１の点で該センサ
ーを用いて該磁場を測定する過程と、（ｄ）追加距離成
分（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）により１つの座標軸線に沿う次
の点（Ｘ_i＋ｄｘ、Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＋ｄｚ）に該センサ
ーを動かし、次の座標位置を確立するために該次の点で
磁場を測定する過程と、（ｅ）内挿された中間座標位置
を確立するために該第１位置と次の座標位置の間の中間
点で該磁場を内挿する過程と、（ｆ）該内挿された（in
terpolated）中間座標位置と実際の中間座標位置の間の
位置差（position difference）を決定する過程と、
（ｇ）該位置差を誤差限界（error limit）と比較する
過程と、（ｈ）もし該位置差が誤差限界内であるならば
該次の点を（Ｘ_i＝Ｘ_i＋ｄｘ、Ｙ_i＝Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＝
Ｚ_i＋ｄｚ）として（Ｘ_i，Ｙ_i、Ｚ_i）を設定し、もう１
つの座標軸線に沿って過程（ｄ）−（ｇ）を繰り返す過
程と、そして（ｉ）もし該位置差が誤差限界内にないな
らば該追加距離成分の値を減らすことにより該追加距離
成分（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）を設定し、該同じ座標軸線に
沿って過程（ｄ）−（ｇ）を繰り返す過程とを具備して
いる。

【００１５】又該方法は上記概説した過程に従って全マ
ップ化容積用に校正方法を完了する過程を具備してい
る。該誤差限界はどんな合理的な誤差範囲でもあり得る
が、最大の精度の結果用には該誤差限界が１ｍｍ以下で
あることが好ましい。加えて、該センサーは約２ｃｍか
ら約３ｃｍの範囲の距離でステップするか移動する、更
に、該センサーのステップ動作に関しては、該校正の変
動を除くために該移動距離は一定に留まるべきである。
又、過程（ｉ）は該追加距離成分の値を２の因数で割り
算すること（Ｘ_i＋ｄｘ／２、Ｙ_i＋ｄｙ／２、Ｚ_i＋ｄ
ｚ／２）により減らして達成される。

【００１６】静止金属物体を考慮した校正の第２の実施
例は、（ａ）該発生される磁場内のマップ化容積を規定
する過程と、（ｂ）該マップ化容積内に金属物体を置く
過程と、（ｃ）該マップ化容積内の第１点にセンサーを
整合させ、第１座標位置（Ｘ_i，Ｙ_i、Ｚ_i）確立するた
めに該センサーを用いて該第１点で該磁場を測定する過
程と、（ｄ）追加距離成分（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）により
１つの座標軸線に沿った次の点（Ｘ_i＋ｄｘ，Ｙ_i＋ｄ
ｙ、Ｚ_i＋ｄｚ）の磁場を外挿する（extrapolate）過程
と（ｅ）外挿された座標位置（extrapolated coordinat
e position）を確立するために該外挿された磁場に基づ
いて該外挿された次の点で（at the extrapolated next
point）該座標位置を計算する過程と、（ｆ）該外挿さ
れた座標位置と該次の点の実際の座標位置との間の位置
差を決定する過程と、（ｇ）該位置差を誤差限界と比較
する過程と、（ｈ）もし該位置差が該誤差限界内にある
ならば予め決められた距離に従って該追加距離成分（ｄ
ｘ、ｄｙ、ｄｚ）を設定し、もう１つの座標軸線に沿っ
て該マップ化容積内の新しい点に該センサーを整合さ
せ、そして新しい点の座標位置を確立するために該セン
サーを用いて該新しい点で該磁場を測定しそして該他の
座標軸線に沿って過程（ｄ）−（ｇ）を繰り返す過程
と、そして（ｉ）もし該位置差が該誤差限界内にないな
らば該追加距離成分の値を減らすことにより該追加距離
成分（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）を設定し該同じ座標軸線に沿
って過程（ｄ）−（ｇ）を繰り返すことにより中間点を
確立する過程とを具備している。

【００１７】該予め決められた距離は一定に留まり好ま
しくは約３ｃｍであるのがよい。しかしながら、該予め
決められた距離又はステップ距離はユーザーによっても
変えられる得る。加えて、該追加距離成分は、該中間点
又は位置が（Ｘ_i＋ｄｘ／２，Ｙ_i＋ｄｙ／２，Ｚ_i＋ｄ
ｚ／２）と規定されるように２の因数により減らされ得
る。

【００１８】静止金属物体の影響を考慮した何れの実施
例でも、該センサーは立方体（cube）の頂点に従って動
かされ該全マップ化容積は複数の立方体を含んでいる。
各立方体は少なくとも４つの異なる頂点から得られる距
離（measurements）で規定される。一般に該校正方法は
約２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２０ｃｍ）³の
マップ化容積用に達成されている。該校正での制御され
た精度用に、該センサーはロボットのアームで動かされ
る。

【００１９】本発明のこれら及び他の目的、特徴そして
利点は付属する図面と連携してなされた下記で表明する
詳細説明からより容易に明らかになる。

【００２０】

【実施例】本発明は１軸位置センサー（single axis po
sition sensor）と新しい位置及び方位決定方法とを使
用して、プローブ又はカテーテル（probe and cathete
r）の様な、物体の位置及び方位（position and orient
ation of object）を決定するための新しい医療用追跡
システムと方法（novel medical tracking system and
method）である。又該システムは新しい校正（calibrat
ion）システムと方法で使用される。

【００２１】本発明の新しい位置及び方位のシステム２
０の１実施例が図１で示される。該システム２０はユー
ザーにプローブ又はカテーテル２２の様な周辺医療デバ
イスの機能を観察制御させるコンソール２１を有する。
該カテーテル２２はワイヤ２８によりシグナルプロセサ
ー２５（コンピユータ）で該コンソール２１に接続され
る。該カテーテル２２は該カテーテル２２の長手軸線に
沿って該カテーテル２２の遠位の端部の近くに固定され
た１つの位置センサー２６を有するが該位置センサー２
６はワイヤ２８により該シグナルプロセサー２５に動作
的に接続されている。コンソール２１は該コンピユータ
２５内部に典型的に１つにまとまった（self-containe
d）信号処理回路を有するシグナルプロセサー（コンピ
ユータ）２５を備えるのが好ましい。デイスプレー２７
とキーボード２９は該シグナルプロセサー２５に動作的
に接続され、キーボード２９はワイヤ２９ａにより接続
される。該デイスプレー２７は該位置センサー２６での
該カテーテル２２の位置及び方位の実時間の表示を可能
にする。デイスプレー２７は器官の様な特定の解剖体の
画像又はモデルと一緒に該位置センサー２６の位置及び
方位の画像と情報とを表示するために特に有用である。
該システム２０の１つの特定的利用は心臓をマップ化し
それにより該心臓の３次元解剖用マップ（3D anatomica
l map）を創生することである。該位置センサー２６は
生理学的条件のマップ化用電極、例えば｛エルエイテー
（LAT)｝の様な生理学的センサーと一緒に使用される。

【００２２】該シグナルプロセサー２５は位置センサー
２６により発生される信号を含め、カテーテル２２から
の信号を受信し、増幅し、フイルターしそしてデジタル
化するのが典型的であるが、その後これらのデジタル化
された信号は該位置センサー２６での該カテーテル２２
の位置及び方位を計算するために該シグナルプロセサー
２５により受信され、使用される。

【００２３】又該システム２０は、該システム２０の基
準のフレーム（frame of reference）を確立するため
に、又位置センサー（図示せず）を使用する基準デバイ
ス（reference device）３０を含んでいる。該基準デバ
イス３０は患者の外面に取り外し可能に接着可能な外部
パッチであり、ワイヤ３１により該シグナルプロセサー
２５に動作的に接続されている。該基準デバイスは患者
内への内部配置用に位置センサー付き第２カテーテル又
はプローブの様な他の代替え形式から成ってもよいこと
を注意することは重要である。

【００２４】該位置センサー２６での該カテーテル２２
の位置及び方位を決定する責めを負う該位置検出システ
ム２０の部品を略図的に図解する図２を今度は参照す
る。図示の様に該位置センサー２６はコイル又は中空円
筒の形式である。しかしながら、バレル型、楕円型（非
対称形状を含めて）等の様な、該位置センサー用の他の
形式もここでは考慮されている。又該センサーコイル２
６がコアの様なフラックス集中器（flux concentrato
r）をオプションとして含むことが出来ることは本発明
により考慮されている。加えて、該センサー２６はコイ
ルの寧ろ他の形式、例えば、磁気抵抗効果式（magnetre
sistive）｛エムアール（MR）｝センサー、又はフラッ
クスゲート又はホール効果センサーであってもよい。

【００２５】上記図解及び記述の様に、該位置センサー
２６は検出用コイルの形式であり、該センサーコイル２
６が好ましくは該カテーテル２２と同軸でありそしてそ
の長手方向軸線に沿っているように該カテーテル２２の
該遠位の端部に近く位置付けされる。ここで規定される
様に、該位置センサー（position sensor）２６はオプ
ションでは位置センサー、ロケーションセンサー（loca
tion sensor）、位置及び方位センサー、センサーコイ
ル、検出用コイル（sensing coil）、コイル又は同様な
用語で引用される。好ましくは、カテーテル２２はカテ
ーテル２２の長さを延ばすルーメン（lumen）２４を有
するのがよい。好ましくは、センサーコイル２６は中空
のコアであり、センサーコイル２６の軸線がルーメン２
４内で、カテーテル２２の軸線に沿うか平行に横たわる
ように該カテーテル２２内に位置付けされるのがよい。
この構造は、該カテーテル２２の近位の端部からその遠
位の端部までセンサーコイル２６の中空のコアを通して
のアクセスを提供し、該カテーテル２２が該センサーコ
イル２６を通してのどんなタイプの治療品（therapeuti
c）の供給用の供給デバイスとして使用されることを可
能にする。センサーコイル２６とルーメン２４は該カテ
ーテル２２が何等かのタイプの治療品又は診断剤（diag
nostic agent）又はモダリテイ（modality）又は移植デ
バイス（implantable device）の供給用の供給デバイス
として使用されることを可能にする。例えば、薬剤的又
は生物学的薬品、遺伝因子（factor）、たんぱく質及び
細胞、の様な治療品、糊及び接着剤の様な組織修理又は
トリートメントポリマー（treatment polymers）、レー
ザーエネルギー供給用の光学的導波管、治療用超音波供
給のための超音波導波管、マイクロ波アンテナ及び無線
周波｛アールエフ（RF）｝導体の様なエネルギーモダリ
テイ（enerugy modality）は、該センサーコイル２６と
ルーメン２４のそのユニークな配置の故に該カテーテル
２２を通しての供給用に考慮された治療品の例のほんの
幾つかである。同様に、該カテーテル２２を通しての供
給用に好適な診断の例は、これに限定されないが、造影
剤、染料、マーキング流体又は物質を含んでいる。更に
ミニチャ電子機器、生物学的診断チップ含む移植センサ
ー、ペーシングデバイス（pacing device）、人工装具
（prosthetics）、等も又この配備に好適である。

【００２６】システム２０は更に放射器素子又はコイル
３２，３４，３６，３８，４０，４２、４４，４６，そ
して４８（発生器コイルとしても知られている）を含ん
でいる。１実施例では、該コイルはそれぞれ放射器５
６，５８、そして６０を形成する３つの直交し、同心の
コイルのセットに捲かれている。好ましくは、該コイル
３２，３４，３６，３８，４０，４２、４４，４６，そ
して４８はスプールの様な支持部材の周りに捲かれるの
がよい。この第１の実施例では、各放射器５６，５８そ
して６０は同じ場所に配置された３つのコイルを有す
る。従って、各放射器のコイルは相互に同心で、相互と
直交し合っている。該同心的配置はそれらのそれぞれの
支持部材付きコイルが各々異なる直径を有するよう形作
られた特定の放射器内に各コイルを持つことにより達成
される。例えば、放射器５６に関する例によれば、コイ
ル３６はコイル３２と３４を収納し、受け入れており、
コイル３４はコイル３２を収納し、受け入れる。かくし
て、コイル３６（その支持部材と共に）はコイル３４
（支持部材と共に）の直径より大きい直径を有し、コイ
ル３４の直径はコイル３２（支持部材と共に）の直径よ
り大きい。同様に、このタイプの同心配置は該放射器５
６，５８そして６０の全てに適用される。

【００２７】この第１の実施例では、該放射器５６，５
８そして６０は平面（plane）又はロケーションパッド
（location pad）６１を規定するよう固定的に設置され
る。該放射器５６，５８そして６０は、長さ１ｍまでの
辺を有する実質的な正３角形のそれぞれの頂点の形式で
配置の様などんな望ましい固定配置で置かれてもよい。
該放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，
４４、４６そして４８はワイヤ６２により放射器ドライ
ブ（radiator drive）６４に接続される。

【００２８】一般に、放射器ドライブ６４は周波数多重
化により放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，
４２，４４，４６そして４８の各々に同時にエネルギー
を与える。これらのコイルの各々はそれぞれの磁場｛準
静的場（quasi-stationary field）｝を作り、それはセ
ンシング信号（sensing signal）として使用される電圧
を検出用コイル２６内に誘起する。従って、各放射器コ
イル３２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４６
そして４８は異なる磁場を発生するので、該検出用コイ
ル２６で発生される該センシング信号は該放射器コイル
３２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４６そし
て４８の各々からの寄与から成る。次いで該センシング
信号はプロセサー２５へフイードバックされる。次いで
該プロセサー２５はセンシング信号の該９つの値から該
センサーコイル２６の３つの位置（position）（ｘ、
ｙ、ｚ方向）と２つの方位（orientation）｛ピッチと
ヨー（pitch and yaw）｝の座標｛５つの自由度又は５
デーオーエフ（5 DOF）｝を計算する。計算の方法は後
から下記で詳細に説明する。例えば、該検出用コイル２
６が非対称形を有する場合は、ロール方位を含め６つの
デーオーエフが計算される。

【００２９】加えて、本発明で特に有用な他の代替えの
放射器配置の実施例がある。図７で示す様に、第２の放
射器配置はそれぞれ３２，３４，３６，３８，４０，４
２，４４，４６そして４８（上述と同じコイル）を有す
る放射器５６ａ、５８ａそして６０ａを備えている。該
放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，４
４，４６そして４８はそれらのそれぞれの放射器５６
ａ、５８ａそして６０ａの中で相互に直交し合ってい
る。しかしながら、これらの放射器コイルは同心でなく
同じ場所に配置されていない。しかし寧ろ、該放射器５
６ａ、５８ａそして６０ａは隔てられた又は同じ場所に
配置されない”３つ子グループ（triplet group）”を
含んでおり、その中では各同じ場所に配置されない３つ
子グループ化のコイル間距離は該放射器コイル直径寸法
の３−４倍以下である。

【００３０】第３の放射器配置実施例が図８で示され
る。この実施例では、放射器５６ｂ、５８ｂそして６０
ｂは、同じ場所に配置されない、同心でないそして相互
に直交し合ってない放射器コイル３２，３４，３６，３
８，４０，４２，４４，４６そして４８をそれぞれ有す
る。各コイルの方位は、１つのコイルは同じ３つ子グル
ープ化５６ｂ、５８ｂそして６０ｂのもう１つのコイル
と平行でないと云う唯一の制限を有して任意である。

【００３１】図９は本発明の放射器配置の第４の実施例
を図解する。この実施例では、放射器５６ｃ、５８ｃそ
して６０ｃはそれぞれ放射器コイル３２，３４，３６，
３８，４０，４２，４４，４６そして４８用の同じ場所
に配置される配置を備えており、各放射器のコイルは図
２の放射器実施例と同様に相互に対し同心である。しか
しながら、各放射器コイル５６ｃ、５８ｃそして６０ｃ
の該コイルは相互に対し直交していない。再び、該コイ
ル方位への唯一の制限は特定の放射器配置５６ｃ、５８
ｃそして６０ｃでは１つのコイルがもう１つのコイルに
平行でないことである。

【００３２】位置及び方位の方法 図３は本発明の好ましい実施例の、検出用コイル２６の
座標を決定するための方法と付随するアルゴリズム的要
素を図解する略図的フローチャートである。一般的方法
の過程は下記で説明され、新しいアルゴリズムの特定の
過程は本開示で後から詳細に説明される。シグナルプロ
セサー２５（図１と２）はここで説明される方法により
検出用コイル２６の３つの位置（Ｘ、Ｙ、Ｚ）と２つの
方位（ピッチとヨー）の座標を決定する。何等かの医療
的過程の開始の前に、該システム２０は、該シグナルプ
ロセサー２５を通して、校正により達成される望ましい
程度の精度で予めプログラムされる。これは通常０．１
ｃｍ（該システムの精度）以下の望ましい精度範囲であ
る。しかしながら、該アルゴリズムのインクレメンタル
な過程（incremental steps）又は繰り返し（iteratio
n）は前の過程からの変化が０．００１ｃｍより小さく
なるや否や停止される。後者は１ｍｍの精度を得るため
に必要である。加えて、製造される各システム２０用に
は、それぞれそれらの発生器コイル３２，３４，３６，
３８，４０，４２，４４，４６そして４８を通して該発
生器５６，５８そして６０は、本開示で後でより詳細に
説明される新しい校正システムと方法によりユニークに
校正される。

【００３３】図１で図解される該実施例の様な、該シス
テム２０は手術スーツ（surgical suite）の様な臨床的
設定内に配置され、ロケーションパッド（locator pa
d）６１は望ましいロケーション（location）に位置付
けられる。１つの好ましいロケーションは該患者の近
く、例えば、非金属手術テーブル（図示せず）の下に、
該ロケーションパッドを位置付けることである。該シス
テム２０は賦活され、該放射器５６，５８そして６０の
該発生器コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，
４４，４６そして４８はエネルギーを同時に与えられ、
各コイルは各々が別個の周波数を有する別個の電磁場を
放射する。従って、９つの別々の磁場（準静的な）が創
られる。該ロケーションパッド６１の予め固定された配
置のために、約２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２
０ｃｍ）³の容積（volume）（４０ｃｍ×４０ｃｍ×３
７ｃｍの辺を有する３角形の配置内のロケーションパッ
ド６１内に構成された該放射器５６，５８そして６０に
基づく）をカバーする予測出来る磁場容積（magnetic f
ield volume）｛手術容積（operation volume）｝が該
患者の所に計画（projected）されるが、それは該カテ
ーテル２２の挿入と追跡用に望まれる範囲より多くをカ
バーする。これらの寸法は本発明により考慮された寸法
の図解された例の１つに過ぎないことを注意することは
重要である。より小さい又はより大きい容積も本発明に
より考えられることは明らかである。

【００３４】次いで、該カテーテル２２は患者内に置か
れ、該手術容積（operating volume）内に持って来ら
れ、該センサーコイル２６は該センサーコイル２６の所
の磁場の大きさを示すセンサー信号を作る。これらのセ
ンサー信号はワイヤ２８を通して該プロセサー２５へ提
供され、該磁場の大きさ（測定された場）が決定され、
該プロセサー２５内に記憶される。

【００３５】図３で最も良く示される様に、この点で該
シグナルプロセサー２５は任意のスタート点（位置及び
方位の双方を反映する）を使用し、この任意の点から最
急降下用のスタート点に到達するために１つの繰り返し
用のダイポール近似（dipoleapproximation）（オプシ
ョン過程）を使用するのが好ましい。該任意の点は該プ
ロセサー２５内に予めプログラムされたスタート点、例
えば通常は該マップ化容積の中心に選ばれる点である。
次いで、該シグナルプロセサー２５内の該プログラムは
近似化なしの計算に直接移る。しかしながら、最初の過
程でダイポール近似を使用することにより収束（conver
gence）は促進されかくして実際の位置により近い解が
もたらされる。そこから近似のない完全磁場が使用され
る。かくして任意のスタート点はダイポール近似用にも
使用される。

【００３６】一旦初期の位置及び方位の見積もりが該ダ
イポールアプロキシメーター（dipole approximator）
７２を用いてなされると、該プロセサー２５は磁場カリ
キュレーター（magnetic field calculator）７４を使
用して該見積もられた位置及び方位での磁場を計算す
る。この計算の後、該見積もられた位置及び方位の計算
された磁場から該センサーコイル２６の測定された磁場
までの最急降下が、ヤコビ技術（Jacobean technique）
を使う最急降下カリキュレーター（steepest descent c
alculator）７６を使用して計算される。該最急降下カ
リキュレーター７６により全ての９つの放射器コイル３
２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４６そして
４８のそれぞれについてヤコビ行列（the Jacobian）が
計算されることを注意することは重要である。該磁場エ
スティメーター７４と該最急降下カリキュレーター７６
は予め記憶された校正データのみならず精確な理論的磁
場表現を使用する。

【００３７】この計算に基づいて、最終計算がなされる
が、それは新しい見積もられた位置及び方位と該前の位
置及び方位との間の値の最急降下の変化（steepest cha
nge）を示す変化（ΔＸ）を実際に反映する（該実際の
位置及び方位は該計算の終了まで未知である）。この結
果、Δｘ、はセンサーの位置及び方位の新しい見積もり
に到達するために該センサーの位置及び方位の前の見積
もりに追加される。（本明細書において、アンダーライ
ンを引いた文字は、その上に右方向の矢印を有するもの
とする。）加えて、本発明の新しい校正のシステムと方
法に従って該シグナルプロセサー２５内に予め記憶され
て来た校正情報も又使用される（より詳細には下記で提
供される）。従って、予め決められた校正係数が該ヤコ
ビ行列と該場を調節するため使用される。

【００３８】この点で、該センサーコイル２６の位置及
び方位の新見積もりが予め決められた望ましい精度範囲
と比較される。もし該センサーコイル２６の該位置及び
方位の新見積もりがこの範囲内になければ、該新しい見
積もられた位置及び方位での該磁場の計算で開始する該
過程が繰り返される。

【００３９】加えて、図７−９で図解される代替えの放
射器配置の実施例用に、予め決められた精度範囲内にあ
る位置及び方位の新しい見積もりに到達するために大域
的コンバージャー（global converger）７７（図１０）
により大域的収束技術（global convergence techniqu
e）が適用される。特定のアルゴリズムは下記で後から
詳細に論じられる。

【００４０】位置及び方位アルゴリズム 上記説明の方法をより良く理解するために、この方法に
より使用される新しいアルゴリズムが各方法の過程に従
って特定的にここで述べられる。図解の目的で、該セン
サーコイル２６の位置及び方位が図４Ａ−４Ｃに関連し
て最も良く説明される。図４Ａに示す様に、該センサー
コイル２６の中心は点Ｐに位置付けされる。それの方位
を規定する、該センサーコイル２６の軸線は図４Ａで破
線Ａで示される。

【００４１】該センサーｘの位置及び方位は下記で規定
され、

【００４２】

【化１】

【００４３】ここでｌは図４Ｂに示す様に位置ベクトル
ＯＰのｘ、ｙ及びｚに等しい。該ベクトルｎ、該センサ
ー方位のメザー（measure）は、原点へのセンサー軸線
方位ベクトルＡの平行並進である方位ベクトルＡ’（図
４Ｃ参照）のｘ、ｙそしてｚ座標ｎ_x、ｎ_yそしてｎ_zに
それぞれ対応する。

【００４４】本発明の該システム２０の部分的略図が図
４Ｄに描かれており、そこではＱ１，Ｑ２そしてＱ３は
それぞれ３つの放射器５６，５８そして６０である。こ
れらの放射器５６，５８そして６０の各々は３つのコイ
ル（３２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４６
そして４８）を含む。図解の容易さのために、放射器Ｑ
１は放射器コイル１，２そして３（３２，３４そして３
６）を含み、放射器Ｑ２はコイル４，５そして６（３
８，４０そして４２）を含み、放射器Ｑ３はコイル７，
８そして９（４４，４６そして４８）を含む。

【００４５】この配置で、該センサーコイル２６を通し
て、各放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，４
２，４４，４６そして４８による該センサーコイル２６
での場の測定値が、下記で詳述する過程を用いた使用の
ために該プロセサー２５へ供給される。

【００４６】過程（ａ）：初期位置及び方位エスティメ
ーター７０を使用してセンサーの位置及び方位の初期見
積もりを決定する。

【００４７】センサーの位置及び方位の初期見積もり用
に、次の様に該センサーコイル２６の任意の位置を仮定
する。

【００４８】

【化２】

【００４９】便宜のために、ｘ ₀は、近似的に該システ
ムロケーション容積の中心にあるよう任意に選ばれる。
例えば、該３つの放射器Ｑ₁，Ｑ₂そしてＱ₃は３角形
（図４Ｅ）の頂点に置かれると見られてもよい。該３角
形の辺は中線（median）Ｍ₁，Ｍ₂そしてＭ₃により２等
分（bisect）される。該３次元センサー位置ｌ ₀の初期
見積もりは、該放射器により形成される面上で、距離例
えば２０ｃｍで、該放射器の中線の交点にあると選ばれ
てもよい。同様に、便宜のため、ｎ ₀は該ｚ軸線に平行
な正の単位ベクトルであるように選ばれてもよい。

【００５０】オプションの過程（ｂ）：ダイポールアプ
ロキシメーター７２を使用せる該ダイポール近似に基づ
いての該見積もられたセンサー位置及び方位の精密化。

【００５１】該センサーの位置及び方位の初期見積もり
は、下記で説明する様に、該ダイポール近似に基づく該
ダイポールアプロキシメーター７２を使用して精密化さ
れてもよい。

【００５２】図４Ｄに示す様に、我々はベクトルＲ ₁，
Ｒ ₂そしてＲ ₃を原点からそれぞれの放射器Ｑ₁，Ｑ₂そし
てＱ₃の該放射器中心までの位置ベクトルと規定する。
Ｓは該センサーコイル２６の座標を規定する。該放射器
の各々用に、我々は関係ａ_j（ｊ＝１から３）を次ぎの
様に規定するが、Ｐ _i＝Ｒ _i−Ｘ ₀、ここでＸ ₀は初期位置
であり：

【００５３】

【化３】

【００５４】我々はｉ＝１から９の時のｆ_iをコイル番
号（１）から（９）までに起因した場のセンサーＳでの
測定された場の値と規定する。各コイルに対する該磁場
の値は、引用によりここに組み入れられる、共通に譲渡
されたＰＣＴ特許出願刊行物第ＷＯ９６／０５７６８号
に概説された公知の技術で測定される。

【００５５】又我々はＪ＝１から３の時のｍ_jを該放射
器の各々を含む該コイルのために該センサーで測定され
る場の平方の和と規定する。かくして図２と図４Ｄに示
すシステム用に、次の様なｍで３つの方程式を得る。

【００５６】ｍ₁＝ｆ₁ ²＋ｆ₂ ²＋ｆ₃ ²、 ｍ₂＝ｆ₄ ²＋ｆ₅ ²＋ｆ₆ ²、そして ｍ₃＝ｆ₇ ²＋ｆ₈ ²＋ｆ₉ ²。

【００５７】該放射器コイルから遠く移された点のセン
サーは特性がダイポール的であると云われる磁場を受け
る｛例えば、引用によりここに組み入れられる１９７５
年、ニューヨーク市、ジョンウイリーアンドサン発行、
ジェーデージャクソン著、古典的電気力学、第２版、１
７８ページ（J. D. Jackson in Classical Electrodyna
mics, second edition, John Wiley & Sons, New York,
1975, page 178）参照｝。これらの条件下では、その
全体で引用によりここに組み入れられる米国特許第５、
９１３，８２０号で示される様に、各放射器が３つの同
心のそして直交する放射器コイルから成る３つの放射器
Ｑ₁，Ｑ₂そしてＱ₃の場合について、該センサーから該
放射器の各々までの距離は、ａとｍの上記で規定され計
算された値の意味で、下式により近似される：

【００５８】

【化４】

【００５９】ここでｒ₁，ｒ₂そしてｒ₃はそれぞれ該セ
ンサーから放射器Ｑ₁，Ｑ₂そしてＱ₃までの距離であ
る。我々は近似センサー位置ｌ（ｘ、ｙ、ｚ）へ３角測
量するために該３つの距離ｒ₁，ｒ₂そしてｒ₃を使用す
る。該３つの距離ｒ₁，ｒ₂そしてｒ₃の各々は該放射器
の各々の周りの球の半径と考えてもよい。該３角測量過
程はこれら３つの球の交点用に解かれ、それはｌ（ｘ、
ｙ、ｚ）で説明される近似センサーロケーション（appr
oximate sensor location）となる（図４Ｂと４Ｆ参
照）。

【００６０】該放射器コイルの各々の特性（捲き数、コ
イル直径、他）とこれらのコイルに流れる電流を知る
と、ベクトルｌにより規定される近似センサーロケーシ
ョンでの９つの放射器コイルの各々に帰せられる該ｘ、
ｙそしてｚ方向の各々での理論的場を説明するＨ
（ｌ）、[９，３]行列を計算出来る。

【００６１】図４ＦはＱに中心を置かれ、単位方位ベク
トルＯ _iを有する１ループ放射器コイルを示す。該コイ
ルは基準３次元フレームの原点から距離Ｒ _iに中心を置
かれている。ベクトルｌは該原点を、上記で論じた３角
測量からの近似センサーロケーションの、点Ｍに接続す
る。放射器コイルｉによるＭでの理論的場は次の様に見
出される：我々はベクトルｃｏｒをｃｏｒ＝ｌ−Ｒ _iの
様に規定する。

【００６２】該ベクトルｃｏｒはコイル中心、点Ｑ、と
点Ｍの間の距離に対応する大きさである。

【００６３】又我々はスカラー量ｚを、該放射器コイル
軸線を説明するベクトルＯ _iと該ベクトルｃｏｒのドッ
ト積と規定する：ｚ＝Ｏ _i・ｃｏｒ。

【００６４】図４Ｆに示す様に、量ｚはｃｏｒのＯ _i上
への投影に等しい。

【００６５】我々はスカラー量ａｂｓｒをベクトルｃｏ
ｒの絶対値と規定する：

【００６６】

【化５】

【００６７】該スカラー量ａｂｓｒは該コイル中心と点
Ｍ間の距離と等しい。

【００６８】ＰＣＴ特許出願刊行物第ＷＯ９６／０５７
６８号で概説されている様に、我々は、点Ｍでの磁束密
度の、点Ｍと該コイルとを結ぶ線に対しそれぞれ平行及
び直角な軸線に沿って分解されたベクトル成分、Ｂｒと
Ｂθを見出す。

【００６９】又我々は量ｘｖｅｃとｘｎｏｒを次の様に
規定する：

【００７０】

【化６】

【００７１】これらの関係から、図４Ｆに図解される様
に、次の様になる、

【００７２】

【化７】

【００７３】我々は次のローテーション行列を解くこと
により放射器コイル（ｘｖｅｃとＯ _i）の基準フレーム
内のロケーションＭでの磁場を決定する：

【００７４】

【化８】

【００７５】１回の捲き数を持つ放射器コイルにより図
４Ｆのｘ、ｙ、ｚ座標システムの基準フレーム内のＭで
の場Ｆ ₀は下式により与えられる：

【００７６】

【化９】

【００７７】１回より多い捲き数を持つコイルｉによる
Ｍでの計算された磁場は下式で与えられる：Ｆ _i ＝Ｆ ₀・（該コイルの有効捲き数） コイルの該有効捲き数は実際の捲き数と等しくないが、
それは、例えば、異なる半径の捲き回又は平行でない捲
き回により引き起こされる、該コイルの不等質（inhomo
geneities）のためである。コイルの有効捲き数は、例
えば、その開示がその全体で引用によりここに組み入れ
られるＰＣＴ特許出願刊行物第ＷＯ９７／４２５１７号
で開示された方法による、該コイルの校正により決定さ
れてもよい。

【００７８】上記計算はコイルｉによるＭでのｘ、ｙそ
してｚの各々の方向の磁場の大きさを提供する。この計
算は上記での規定の様に行列Ｈ（ｌ）用データを提供す
るために該コイルの各々用に繰り返される。

【００７９】我々は量ｈ（ｘ）、すなわちセンサー方位
ｎ用に修正されたＭでのセンサーの計算された場、を次
の定義式の様に定義する：

【００８０】

【化１０】

【００８１】該センサーは実際はベクトルｌにより与え
られるロケーション値（location value）に配置されて
いることの近似を行い、我々はそこで上記式のｈ（ｘ）
を、ｆ、すなわち該センサーでの該場の実際の測定値、
で置き換え次式を得る：

【００８２】

【化１１】

【００８３】この式の再配列はセンサー方位ベクトルｎ
の第１近似計算を提供する次の式を与える：

【００８４】

【化１２】

【００８５】過程（ｃ）：磁場カリキュレータ７４を使
用して該見積もられたセンサーの位置及び方位での磁場
を計算する。

【００８６】我々は上記の該定義式（the Equation）か
ら下記を呼び戻す：

【００８７】

【化１３】

【００８８】ベクトルｌで表された近似センサーロケー
ションＭでＨ（ｌ）を前に計算しており、近似センサー
方位ｎを計算したので、今度は我々は上記式を使ってｈ
（ｘ）、すなわち位置及び方位ｘ＝｛ｌ，ｎ｝での計算
された場、を計算する。ベクトルｈ（ｘ）は、近似の位
置及び方位でのセンサーに於ける９つの放射器コイルの
各々による、方位修正された磁場（orientation-correc
ted magnetic field）であり、上記説明のシステム用に
は、[９，ｌ]行列の形式である。

【００８９】過程（ｄ）：最急降下カリキュレータ７６
を使用して、該見積もられたセンサー位置及び方位での
該計算された磁場から該センサーでの測定された磁場へ
の最急降下（steepest descent）｛ヤコビ行列（the Ja
cobian）｝を計算する。

【００９０】我々はｘ＝｛ｌ，ｎ｝での該ヤコビ行列を
次の様に計算する：

【００９１】

【化１４】

【００９２】該ヤコビ行列、Ｊ_ij、は該６つの位置及び
方位変数（ｊ＝１から６）の各々に対する該９つの放射
器コイル（ｉ＝１から９）の各々用の計算されたロケー
ション及び方位ｘ＝｛ｌ，ｎ｝での該計算された場ｈ
（ｘ）の変化である。該ヤコビ行列は９行と６列とを有
する９×６の行列である。該ヤコビ行列の各要素（elem
ent）は位置ｘでの各コイルｉによる場を計算すること
により計算される。我々は該６つの位置変数の各々をΔ
だけインクレメントし、次いで該場を再計算（recalcul
ate）する。該６つの位置変数の各々に対するコイルｉ
による場の変化はコイルｉ用の該ヤコビ行列内への該６
つのエントリーを表す。該過程は９つのコイルの各々用
に繰り返される。

【００９３】実際は、これらの計算全部を行うことは全
く計算集約的である。代替えにそして好ましくは、該ヤ
コビ行列のエントリーの各々用の値は１度計算されルッ
クアップテーブルに記憶されるのがよい。そこで個別の
エントリーは該ルックアップテーブル値間を内挿により
得て、ｘの該インクレメントは該ルックアップテーブル
内で予め決められてもよい。

【００９４】我々は行列Ｌ、すなわち６×９の行列、を
次の様に規定してもよい：

【００９５】

【化１５】

【００９６】行列Ｌは該ヤコビ行列の最小２乗反転（a
mean least squares inversion ofthe Jacobian）であ
る。

【００９７】我々はｂ、すなわち該センサーでの実際の
場と該計算されたセンサーの位置及び方位での該計算さ
れた場との差を次の様に計算する：

【００９８】

【化１６】

【００９９】我々は定義式（Equation）を呼び出す：

【０１００】

【化１７】

【０１０１】実際のセンサー位置では、実際の測定され
た場は該計算された場と等しく、それは次の式を強調す
る：

【０１０２】

【化１８】

【０１０３】近似センサーロケーションでは、該近似ロ
ケーションでの場、Ｈ（ｘ）、が実際のセンサーロケー
ションでの該測定された場ｆと次の様に関係付けられ
る：

【０１０４】

【化１９】

【０１０５】次式を呼び戻す、

【０１０６】

【化２０】

【０１０７】その後、

【０１０８】

【化２１】

【０１０９】かくして、我々は６次元の位置及び方位の
変数ｘでの変化（Δｘ）を計算したいが、それは該測定
された場を該センサーの計算された位置及び方位での計
算された場に近づかせ、そして、最終的に等しくさせ
る。上記で規定されたパラメーターと式から、該計算さ
れた位置及び方位での該計算された場を該測定された場
の方向で最急に変化させる（most steeply changes）Δ
ｘの値は次の様に与えられる：

【０１１０】

【化２２】

【０１１１】該ベクトルΔｘは、それへ該計算された場
が該測定された場へより近付く該センサーの位置及び方
位の新しい見積もりに到達するために該見積もられたセ
ンサーのロケーション及び方位の６つの位置及び方位座
標の各々に付加される値を表す。

【０１１２】過程（ｅ）：新しい位置及び方位エスティ
メーター７８を使用してセンサーの位置及び方位用の新
しい見積もりを計算する：Δｘの値を計算したので、我
々は、センサーの位置及び方位の新しい見積もりに到達
するために該センサーの位置及び方位の前の見積もりに
Δｘのこの値を次の様に付加する。

【０１１３】

【化２３】

【０１１４】加えて、該新しい見積もりカリキュレータ
７８での該センサーの位置及び方位の新しい値／見積も
りに到達するために、該手術容積内の複数の点による予
め記憶された校正情報｛校正係数（a calibration fact
or）｝が該磁場カリキュレータ７４と該最急降下／ヤコ
ビ行列カリキュレータ７６に導入される。従って、該校
正データは上記で羅列された過程で使用されるがそれは
該センサーコイル２６での磁場と該ヤコビ行列の計算に
関連するからである。この校正方法は下記でより詳細に
説明される。

【０１１５】過程（ｆ）：位置及び方位の該新しい見積
もりが望ましい測定精度、例えば０．１ｃｍ（該システ
ムの精度）以下の中にあるかどうかを決定する。しかし
ながら、該アルゴリズムのインクレメンタルな過程は、
上記説明の様に前の過程からの変化が０．００１ｃｍよ
り小さくなるや否や、停止されるがそれは該システム用
に１ｍｍよりよい精度を得るために必要である。

【０１１６】該新しく見積もられたセンサーの位置及び
方位の値の必要な精度を確立するために１つ以上の基準
が指定されてもよい。１つの基準はΔｘ、すなわち該位
置及び方位修正、の絶対値を調べる。もし｜Δｘ｜が特
定のしきい値より小さければ、該位置及び方位は望まし
い精度まで計算されたと考える。例えば、｜Δｘ｜の値
が１０^-4ｃｍ以下（それは１ｍｍより高い精度となる）
であることは、大抵のバイオメデイカル応用で使用され
るセンサー用の要求精度基準を充たすと信じられる。

【０１１７】センサーの位置及び方位を決定する上記方
法は見積もられたセンサーの位置びロケーションｘ＝
｛ｌ，ｎ｝での場ｈ（ｘ）の計算を含む。我々は量Δｆ
を次の様に規定する：

【０１１８】

【化２４】

【０１１９】Δｆの値は該センサーの位置及び方位が望
ましい精度へ見出されたどうかを決定するため使用され
てもよいもう１つの基準である。例えば、Δｆの値が１
０^-4以下（１ｍｍより高い精度となる）であることは大
抵のバイオメデイカル応用には充分に精確であると分か
っている。

【０１２０】好ましくは、これらの基準の両者が位置及
び方位の値が必要な精度を有して決定されたことを決め
るために使用されるのがよい。

【０１２１】過程（ｇ）：位置及び方位の見積もりを精
密化するために新しく見積もられたセンサーの位置及び
方位で場の計算｛過程（ｃ）−（ｅ）｝を繰り返す。

【０１２２】過程（ｃ）から（ｅ）で上記で説明された
手順は、もし見積もられた位置及び方位の値が必要な精
度基準の１つ又は両方を充たさないならば、繰り返され
る。特に、過程（ｅ）からの新しく見積もられたセンサ
ーの位置及び方位の値が、新しい見積もられたセンサー
の位置及び方位での磁場を再計算するために、過程
（ｃ）で使用される。この様に計算された場の値は該最
急降下計算を精密化するために過程（ｄ）で使用され
る。該精密化された最急降下法は該センサーの位置及び
方位用の新しい見積もりを決定するために使用される。
本発明で使用される１つのフエイルセーフ機構は、もし
該アルゴリズムが何等かの理由、例えば、該センサーコ
イル２６が範囲外にあるか、又はハードウエア問題のた
めに、収束しないならば、該システム２０が無限ループ
に入らないように、繰り返し回数を最大数、例えば、１
０回の繰り返しに限定していることである。最大繰り返
し数又は繰り返し数限界も又シグナルプロセサー２５に
記憶される。

【０１２３】上記で説明されたアルゴリズムの変型は図
７−９で図解される代替えの放射器配置用に使用され
る。この変型されたアルゴリズムは、引用によりここに
組み込まれる数値的レシピー（Numerical Recipes）
｛アイエスビーエヌ（ISBN）０５２１４３１０８、３８
３ページ｝に概説された”大域的収束の（Global conve
rgent）”方法に基づいている。大域的収束技術（globa
l convergent technique）を使用することにより（図１
０に示す様に）、任意のスタート点の実際のセンサーの
位置及び方位へのより効率的収束が達成される。従っ
て、本発明の技術は現在の位置への新しい修正ΔＸを提
供する（図３の最急降下カリキュレータ７６により実行
されるヤコビ行列過程用の代替えとして）。この大域的
収束法は下記過程を含む：第１に、下式によりΔＸの方
向を決定する：ΔＸ／｜ΔＸ｜。

【０１２４】第２に、この方向に沿って場の変化ΔＦの
最小値（ΔＦ_min.）を見出す。この位置は下記により決
定される、 ΔＸ’＝Ｃ*ΔＸ （ここで０＜Ｃ＜１）。

【０１２５】第３に、下記により該センサー位置を更新
する： Ｘ＝Ｘ＋ΔＸ’。

【０１２６】もし該見積もられたセンサー位置が実際の
センサー位置値から余りに離れているならば、ΔＸ修正
は関数ΔＦを最小化しないかも知れぬことを注意するこ
とは重要である。しかしながら、ΔＸの方向はこの過程
で望まれる焦点である。かくしてΔＦ_minはΔＸの方向
に沿ってインクレメントすることにより決定される。従
って、この値は０とΔＸの間のどこかにある。

【０１２７】もし該大域的収束アルゴリズムが或るスタ
ート位置から収束しない（予め規定された繰り返し数
で）ならば、異なるスタート点を選択してもよい。例え
ば、収束があるまで、該初期のスタート点に隣接する点
が上記大域的収束アルゴリズムで使用されてもよい。

【０１２８】１つの助けとなる技術は、何れの場合も収
束を保証するために全部で６４のトライアルがあるよう
に、該手術容積又は作業空間を５ｃｍ×５ｃｍ×５ｃｍ
又は（５ｃｍ）³の副容積に分けることである。従って
この手順は唯１回実行される。かくして、第１の点を見
出しての後、該収束技術からの結果は次いで該アルゴリ
ズム用近似として使用される。

【０１２９】そこで要約すると、本発明の方法は次の過
程から成り： 過程（ａ）：初期のセンサーの位置及び方位を見積も
る；オプションの過程（ｂ）：ダイポール近似に基づい
て該見積もられたセンサーの位置及び方位を精密化す
る；過程（ｃ）：該見積もられたセンサーの位置及び方
位で該磁場を計算する。

【０１３０】過程（ｄ）：該見積もられたセンサーの位
置及び方位での該計算された場から該センサーでの測定
された場への最急降下を計算する。

【０１３１】過程（ｅ）：過程（ｃ）と（ｄ）に連携し
てシグナルプロセサー２５に記憶された予め決められ、
記憶された校正情報を使用することを含むセンサーの位
置及び方位用の新しい見積もりを計算する。

【０１３２】過程（ｆ）：新しく見積もられた位置及び
方位が該測定の望まれる精度内にあるかどうかを決定す
る。

【０１３３】過程（ｇ）：該位置及び方位の見積もりを
要求精度（予め決められ、シグナルプロセサー２５内に
記憶されてもいる）まで精密化するために該新しく見積
もられたセンサーの位置及び方位で該計算｛過程（ｃ）
−（ｅ）｝を予め記憶された最大繰り返し回数まで、す
なわち該繰り返し数限度まで繰り返す。

【０１３４】代わりに、上記過程（ｄ）は上記（図１
０）説明の大域的収束技術により置き換えられる（図７
−９に示す放射器配置について）。

【０１３５】実際に、本発明の方法は空間内の複数の点
での多数のセンサーの位置及び方位のシーケンシャルな
計算に応用される。時間的に近接して隔てられた連続的
な点の計算用には、該センサーが前に決定された値から
著しく動かされなかったと仮定されてもよい。従って、
第ｎ番の位置及び方位用の位置及び方位の初期見積もり
の良好な値は第ｎ−１番の位置及び方位で決定される該
値となる。

【０１３６】校正システム本発明の校正システム９０は
該位置及び方位の検出用システム２０に動作的に接続さ
れる（図１と２）。該校正システム９０は、手術容積内
に導入された時該センサーコイル２６（図２）の位置及
び方位の精密な決定を実行する際使用される該シグナル
プロセサー２５内に予め記憶された校正データを提供す
ることに向けられる。図５に示す様に、該校正システム
９０は、シグナルプロセサー２５，放射器ドライブ６
４，ロケーションパッド６１そしてそれぞれのワイヤ６
２と共にそれぞれ放射器又は発生器５６，５８そして６
０を形成するようスプールの周りに捲かれた放射器又は
発生器コイル３２，３４，３６，３８，４０、４２，４
４，４６そして４８を有する該位置及び方位システム２
０の主要部品を備えている。

【０１３７】該校正システム９０は更に描かれる様にそ
れぞれＸ、ＹそしてＺ座標面（座標軸）内に向けられた
３つのセンサーコイル１０２，１０４そして１０６を有
するテスト位置センサー１００を備えている。該センサ
ー１００内のコイル間のピッチ距離は１−０．０２ｃｍ
である。該テスト位置センサー１００は該テスト位置セ
ンサー１００により提供されるセンサー信号を処理する
ためにワイヤ２８によりシグナルプロセサー２５に動作
的に接続されている。加えて、該テスト位置センサー１
００はロボットアーム１１０の様な位置付けデバイスに
ワイヤ１１２により動作的に接続されている。該ロボッ
トアーム１１０は該シグナルプロセサー２５にワイヤ１
１４により動作的に接続されている。該プロセサー２５
は該３つの座標システム、例えばＸ、Ｙ、Ｚ座標軸に従
って予め決められたテスト位置をを有する。好ましく
は、約１５０のテスト位置が予め決められ、該プロセサ
ー２５内に記憶されているのがよい。これらのテスト位
置はエネルギーを与えられた時該発生器５６，５８そし
て６０により作られる手術容積と密接に整合されてい
る。該プロセサー２５はこれらのテスト位置の各々を用
いてプログラムされているので、該ロボットアーム１１
０は各テスト位置に精確にガイドされ位置付けられる。
この方法は下記でより詳細に説明された時に遙かに明ら
かになる。

【０１３８】アルゴリズムを含む校正方法 一般に、本発明の校正方法では、ロケーションパッド６
１（図５）の理論的場が特定の位置及び方位のシステム
２０の測定された場に適合される。従って、上記で述
べ、図３の略図的フロ−チャートで描かれた様にセンサ
ーコイル２６（図１と２）の位置及び方位を決定する
時、各システム２０は該ロケーション計算中に使用され
るそれ自身の校正データで特注品化される。放射器校正
（Radiator Calibration）の名称の共通に譲渡される係
属中の米国特許出願第０９／１８０，２４４号も又磁場
発生器又は放射器コイルを校正するための技術を述べて
おり引用によりここに組み入れられる。

【０１３９】図６は本発明の校正方法用の略図的フロー
チャートを示す。従って、この校正方法を用いては、手
術容積用の予め決められたテスト位置がプロセサー２５
内に記憶される。好ましくは１５０のテスト位置が使用
されるのがよいが、望まれる手術容積の寸法と必要と決
められた精度の度合に左右されて如何なる数のテスト位
置が使用されてもよい。上述の様に、これらのテスト位
置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）は手術容積、例えば、２０ｃｍ×
２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２０ｃｍ）³に実質的に従
う。ここで規定される様に、用語”マップ化容積（mapp
ing volume）”、”サンプリング容積”そして”マップ
化範囲”は”手術容積（operating volume）”用と同様
な用語であり、本開示を通して互換性を有して使用され
る。

【０１４０】最初に、９つの別個の磁場｛準静的磁場
（quasi-stationary magnetic fields）｝を創り、手術
容積を確立するために、位置システム２０の放射器又は
発生器５６，５８そして６０の放射器コイルが周波数多
重化技術を使用してエネルギーを同時に与えることによ
り賦活される。そこで該ロボットアーム１１０が各のそ
れぞれのテスト位置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）にガイドされ精
確に位置付けされ、そして該磁場のＸ、ＹそしてＺ成分
が該テスト位置センサー１００で測定される。各測定
後、該プロセサー２５は必要なサンプリング容積が達成
されたかを決定するためにこれらのテスト位置のサンプ
リングをチェックする。該サンプリング容積は該場放射
器５６，５８そして６０の手術容積に対応する。一旦望
ましいサンプリング容積が完成されると、該プロセサー
２５は各テスト位置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）での既知の理論
的磁場を各テスト位置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）での実際の測
定場と相関させる。この相関関係は数学的変換であり、
該変換は該取得点（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）での理論的磁場を
これらのテスト点（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）での測定場に対し
マップ化する。かくして、この相関関係はマップ化計算
であり、該結果は各位置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）用に記憶さ
れ、例えば、図１に描かれたシステム２０で前に説明さ
れたものの様に位置及び方位検出過程中呼び戻される。
これらの記憶された校正フアイルからの校正データは理
論的磁場を修正するため使用される。

【０１４１】該校正システム９０（図５）を使用する校
正方法の１例が下記で概説される。示される様に、校正
システム９０を使用して、該磁場のＸ、Ｙ、Ｚ成分は、
位置システム２０のプロセサー２５にセンサー信号情報
を提供する３つの直交するセンサーコイル１０２，１０
４そして１０６を有する該３軸線テスト位置センサー１
００を使用して測定される。ロケーションパッド場と理
論的場の間のマップ化を計算するために、該ロケーショ
ンパッド６１のそれぞれのコイル３２，３４，３６，３
８，４０，４２，４４，４６そして４８の各々に対して
測定の精確な座標を知る必要がある。この目的で、予め
規定されたテスト位置（Ｘ_i、Ｙ_i、Ｚ_i）を使用して、
該ロボットアーム１１０は該ロケーションパッド座標シ
ステム、例えばサンプリング容積と整合される。１つの
受け入れ可能なシーケンスは次の様である： ａ）該テスト位置センサー１００のＺコイル１０６に対
する測定用テスト位置である特定のテスト位置Ｘ₀，
Ｙ₀、Ｚ₀へロボットアーム１００を持って来る。

【０１４２】ｂ）該テスト位置センサー１００のＺコイ
ル１０６を使用して該Ｚ成分の磁場の測定を行う。

【０１４３】ｃ）テスト位置センサー１００が１ｃｍ前
に動かされるように該ロボットアーム１１０をステップ
させ（これは該Ｚコイル１０６により前に占められた同
じ点にＹコイル１０４を置く）そして該テスト位置セン
サー１００のＹコイル１０４を使用して該Ｙ成分の磁場
を測定する。

【０１４４】ｄ）該テスト位置センサー１００が再び１
ｃｍ前に動かされるように該ロボットアーム１１０をス
テップさせ（第１の測定中Ｚコイル１０６によりそして
第２の測定中Ｙコイル１０４により前に占められた点に
Ｘコイル１０２を置く）そして該テスト位置センサー１
００のＸコイル１０２を使用して該Ｘ成分の磁場を測定
する。

【０１４５】上記の様に、典型的校正過程が、該中心の
周りの２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍのサンプリング容
積内でそして該ロケーションパッド６１の上で行われ、
それは該システム２０（図１と２）が医療目的に使用さ
れる時の手術容積に対応する。加えて、２つの連続する
点／位置間のステップは、該ステップが該全べてのサン
プリング容積を通して一定である必要はないが、各方向
で２−３ｃｍである。典型的には全サンプリング容積内
では１５０のサンプル点がある。かくして、該校正法の
終わりには、我々は下記を有する。

【０１４６】

【化２５】

【０１４７】ここで該指数ｉは点の数の指数であり、ｊ
は別個の周波数の各発生器コイル用の周波数指数であ
る。かくして指数ｉは全ての該テスト位置、例えば１５
０、用の測定された場に関係する。

【０１４８】数学的変換を概説すると下記の様である。
我々は空間の何れの与えられた領域内にも測定された場
と理論的場の間のローテーション変換（rotation trans
formation）があると仮定する。かくして、下式に依存
出来る： ＯＢ_Th＝Ｂ_M （６） ここでＯは下式で与えられる３×３ローテーション行列 Ｏ＝Ｂ_MＢ_th ^-1 （７） Ｂ_mとＢ_thの両者は[３×１５０]行列であり、該数学的
変換は最小２乗法の意味（in the least mean square s
ense）でＢ_mとＢ_thを出来るだけ近くマップ化すること
を注意することは重要である。又、式（７）では、該同
じ変換が全空間容積に適用されることを我々が仮定して
いることを注意する。事実、我々のマップ化空間の各副
容積（subvolume）へ別々のローテーション行列を有し
てもよい。例えば、該マップ化容積を５ｃｍ×５ｃｍ×
５ｃｍの副容積、例えば（５ｃｍ）³である副立方体（s
ub-cube）に分けて、該副立方体の各々に関係するロー
テーション行列を計算することも出来る。このローテー
ション行列は次いで空間内のその位置に関する校正情報
と共に該シグナルプロセサー２５内に記憶される。この
手順は各放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，
４２，４４，４６そして４８用に行われる。典型的に
は、各コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，４
４，４６そして４８用に約２０−３０の３×３行列を得
ることが出来る。

【０１４９】従って、もしスタート点ｘで始めるなら、
該点での理論的場Ｂ _th（ｘ）は本発明のアルゴリズムに
より計算出来る。そこで”新しい”理論的場は下記表現
で与えられる：

【０１５０】

【化２６】

【０１５１】ここでＯ（ｘ）は点ｘに於ける関係変換
（relevant transformation）である。そして該計算さ
れた理論的ヤコビ行列をＪ（ｘ）とすると、該”新し
い”計算されたヤコビ行列は下式で与えられる：Ｏ(ｘ)
Ｊ(ｘ)。

【０１５２】従って、該校正されたＢ（磁場）とＪ（ヤ
コビ行列）の両者が非校正版が使用されると同じ仕方で
本発明のアルゴリズム内で使用される。しかしながら、
追加された校正情報（校正されたＢ）を伴い、該システ
ム２０は医療過程で特に有用な、より高い位置精度を有
することになる。

【０１５３】静止金属補償付き校正方法本発明は又、マ
ップ化又は手術容積内に置かれた非運動又は静止金属物
体の起こす妨害の影響を補償出来る、位置及び方位シス
テム２０（図１）の放射器５６，５８そして６０用の新
しい校正方法を含んでいる。該校正方法は精度を保証す
るためにロボットアーム１１０を含む図５に示す校正シ
ステム９０と連携して使用される。更に、この校正方法
は、図５，７，８そして９に示す放射器配置実施例を含
む放射器５６，５８そして６０の種々の配置用に有用で
ある。

【０１５４】従って、蛍光透視鏡デバイス（fluoroscop
ic device）のＣ形アーム（C-arm）の様な、金属物体
（示されてない）が該放射器５６，５８そして６０によ
り発生される意図されたマップ化容積内に置かれる。こ
の過程の目的はそれぞれ放射器５６，５８そして６０の
該放射器コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，
４４，４６そして４８により発生される磁場の大きさと
方向とへの、該金属物体により提供される妨害影響を考
慮した該シグナルプロセサー２６の記憶用校正データを
確立することである。

【０１５５】上記の様に、好ましいマップ化容積は範囲
約２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２０ｃｍ）³の
内側の磁場である。本発明の校正方法は該マップ化容積
内に配置された何等かの金属物体により作られる磁場を
考慮する。一旦該磁場が、下記で詳細に説明する、例え
ば、該システム２０に付随した１軸センサーアルゴリズ
ムを使用する、本発明の方法でマップ化されると、例え
１つ以上の金属物体が在っても、恰もそれが完全に妨害
されない磁場状況、すなわち金属物体の妨害の存在なし
の状況であるかの様に、該システム２０を使用出来る。

【０１５６】本発明の方法の１実施例は図１２の略図的
なフローチャートに図解されている。最初に、意図され
たマップ化容積が規定され、１つ以上の静止金属物体が
該意図されたマップ化容積内に置かれる。もう１度、こ
れらの金属物体は患者の無菌の場内にそしてマップ化容
積内に配置された物体である。典型的非運動金属物体の
１つの例は蛍光透視鏡デバイスのＣ形アームである。従
って、該Ｃ形アームは該マップ化容積内に置かれる。

【０１５７】今度は図５と１１に戻り、該ロボットアー
ム１１０は、マップ化校正立方体（mapping calibratio
n cube）２００ａを創ることによりマップ化及び校正手
順を始めるために該位置センサー１００をスタート点へ
動かす。例えば、該スタート点は（３ｃｍ）³の容積を
有する立方体の頂点で始まる位置又は点である。例え
ば、適当な最初の点又はスタート位置は図１１に示す該
立方体２００ａの点２１０である。

【０１５８】センサー１００は該マップ化校正立方体２
００ａ（該マップ化容積内の）内の３次元座標（Ｘ_i、
Ｙ_i，Ｚ_i）により表される第１の点又は座標位置２１０
に整合され、シグナルプロセサーを通して該センサー１
００で該第１の座標位置２１０を確立するために放射器
コイル３２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４
６そして４８の磁場が該第１の点で読まれ測定される。
次いで該センサー１００は該第１の位置と追加された距
離成分（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）とにより規定される次の又
は第２の点２２０（Ｘ_i＋ｄｘ、Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＋ｄ
ｚ）へロボットアーム１１０によりステップ又は移動さ
せられる。次いで次の第２の座標位置を確立するために
該第２点２２０の磁場が該シグナルプロセサー２５を通
して読まれ、測定される。

【０１５９】該シグナルプロセサーは（３ｃｍ）³の容
積の立方体の頂点（２１０，２２０，２３０，２４０，
２５０，等）である該校正立方体２００ａの校正位置で
予めプログラムされている。該ロボットアーム１１０
は、２−３ｃｍ間に及ぶインクレメンタルな予め決めら
れた距離で該センサー１００をステップさせる（好まし
いステップ距離は３ｃｍ）。該精確なステップ距離は予
め決められており、この校正マップ化手順を通して一定
に留まり、唯一の例外は特定の位置の金属の妨害影響を
考慮する場所に於いてである。ステップ距離へのこの修
正は下記で特に述べる。

【０１６０】例えば、図１１で略図的に図解される手順
用には、各頂点又は位置２１０，２２０，２３０，２４
０そして２５０用には該ステップ距離は３ｃｍ（座標軸
Ｘ、Ｙ又はＺの１つに沿って）である。加えて、該ロボ
ットアーム１１０は該立方体２００ａの縁に沿って矢印
の方向にセンサー１００をステップさせる（各座標軸に
沿って）。

【０１６１】一旦、第１点２１０、例えば第１座標位置
（Ｘ_i、Ｙ_i，Ｚ_i）で、そしてｄｘ＝３ｃｍである追加
距離成分ｄｘ、ｄｙ、ｄｚを反映して、該次のすなわち
第２点２２０、例えば次のすなわち第２座標位置（Ｘ_i
＝Ｘ_i＋ｄｘ、Ｙ_i＝Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＝Ｚ_i＋ｄｚ）で該
磁場が測定され、該位置が決定されると、該第１位置２
１０と第２位置２２０の間の中間点２２０ａでの該磁場
は内挿され、該中間点２２０ａの該位置座標は該シグナ
ルプロセサー２５により計算される。該中間点２２０ａ
はステップされた距離の座標軸線に沿って、例えば頂点
２１０と２２０の間のＸ座標軸線に沿って３ｃｍの距離
内にある。

【０１６２】該中間点２２０ａの磁場の内挿と該中間点
の位置の計算（該位置及び方位アルゴリズムを使用して
計算された中間位置）との後に、該シグナルプロセサー
２５は計算された中間位置と実際の中間位置との差を取
る。該中間位置差（intermediate position difference
）（ε）は次いで該シグナルプロセサー２５内に又予
め記憶された誤差限界（error limit）と比較される。
該誤差限界はどんな値であってもよいが、１ｍｍ以下の
誤差限界が納得の行く受け入れ可能な誤差限界であると
分かっている。

【０１６３】もし該位置差（ε）が該誤差限界（≦１ｍ
ｍ）内にあれば、次の又は第２の点（Ｘ_i、Ｙ_i，Ｚ_i）
は該シグナルプロセサー２５により（Ｘ_i＝Ｘ_i＋ｄｘ、
Ｙ_i＝Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＝Ｚ_i＋ｄｚ）とセットされ、該ロ
ボットアーム１１０は該センサー１００をもう１つの点
２３０、例えばもう１つの座標軸線、例えば、Ｙ軸線に
沿った第３のすなわち更に次の点（第３の座標位置）へ
ステップさせる（ステップ距離ｄｙ＝３ｃｍに沿った立
方体２００ａの第３頂点）。

【０１６４】もし該中間の位置差（ε）が誤差限界内に
ない、例えばεが≦１ｍｍでないならば、該シグナルプ
ロセサー２５は追加距離成分の値を減じ、例えば、ｄ
ｘ、ｄｙ、ｄｚをｄｘ＝ｄｘ／２、ｄｙ＝ｄｙ／２，ｄ
ｚ＝ｄｚ／２にセットする。例えば、該追加距離成分ｄ
ｘは１．５ｃｍ（３ｃｍ÷２そしてその際ｄｙ＝ｄｚ＝
０）に減じられ、該ロボットアーム１１０は該ステップ
を同じ座標軸線、例えば、Ｘ軸線に沿って新しい第２点
２２０ａに繰り返す。従って、該センサー１００は該新
しい第２点／頂点２２０ｂの方へｄｘ＝１．５ｃｍの追
距離加成分だけステップされそれにより該磁場は点２２
０ｂで読まれ、その位置は決定される（新しい第２座標
位置）。次いで新しい中間点２２０ｃ、例えば、新しい
第２位置２２０ｂと第１位置２１０の間の点／位置用に
該磁場が内挿され、該中間点２２０ｃの位置が該位置及
び方位アルゴリズムを使用して計算される（新しい中間
位置）。そして、丁度前と同じ様に、この差（ε）が誤
差限界（≦１ｍｍ）内にあるかどうかを決定するために
該新しい中間の計算された位置は該中間点２２０ｃの実
際の位置と比較される。もし該位置差（ε）が誤差限界
内にあれば、該ロボットアームは該センサー１００を、
追加距離成分ｄｙ＝３ｃｍだけ、もう１つの座標軸線、
例えば、Ｙ軸線に沿って、該立方体２００ａのなおもう
１つの点頂点（point vertice）２３０ａ｛位置頂点（p
osition vertice）｝へステップさせ、立方体２００ａ
の各頂点用に上記概説した過程を繰り返す。

【０１６５】上記の様に、該中間点の追加距離成分は、
もし該位置が誤差限界内にないならば該追加距離成分の
値を減じるころにより設定される。該方法の過程は該追
加される距離成分の削減調節をした後繰り返される。

【０１６６】静止金属補償を考慮するこの校正マップ化
過程は、第２の隣接立方体２００ｂのマップ化で始まる
１連の又は複数の創生されたマップ化校正立方体に従っ
て、２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２０ｃｍ）³
の完全マップ化容積が完全にマップ化され、該マップ化
容積内にある金属物体を考慮して校正がなされるまで、
続けられる。該マップ化校正立方体２００ａ、２００
ｂ、等の各々が、特定の立方体のマップ化中に遭遇する
金属物体の影響で等しい長さでない辺を有する立方体で
あってもよいことを注意することは重要である。

【０１６７】本発明の校正方法の第２の実施例は次の点
で磁場の外挿を使用する。図１３に示す様に、特に、第
１に、該金属物体が意図されたマップ化容積内に置かれ
る。再び、該ロボットアーム１１０は該第１の点２１０
（スタート又は第１の位置Ｘ _i、Ｙ_i、Ｚ_i）にセンサー
１００を位置付けそして第１座標位置を決定するために
この第１の点の磁場が該シグナルプロセサー２５により
読まれ、測定される。次ぎに、該シグナルプロセサー２
５は、次のすなわち第２の点２２０、例えば、追加距離
成分ｄｘ、ｄｙ、ｄｚを適当に含む（Ｘ_i＝Ｘ_i＋ｄｘ、
Ｙ_i＝Ｙ_i＋ｄｙ、Ｚ_i＝Ｚ_i＋ｄｚ）と規定された次のす
なわち第２座標位置での該磁場を外挿する。この場合、
追加距離成分（ｄｘ）は該Ｘ座標軸線に沿った３ｃｍの
距離である。

【０１６８】一旦該第２点（該次の点）用磁場が外挿さ
れると、該位置及び方位アルゴリズムを使用してこの点
２２０（計算された第２位置）の位置座標が計算され、
該位置差（ε）を決定するために該第２点２２０の実際
の位置座標と比較される。もし該位置差（ε）が該シグ
ナルプロセサー２５内に記憶された予め規定された誤差
限界内にあれば、該ロボットアーム１１０は該センサー
１００をもう１つの座標軸線、例えば、Ｙ軸線に沿って
新しい点２３０（次の頂点）へ動かし、上記過程は該Ｙ
座標軸線等に沿って続けられる。もし該位置差（ε）が
１ｍｍの該誤差限界内にないならば、該磁場は中間の点
２２０ｂ、例えば、該第２点２２０、例えば第２座標位
置と第１点２１０、例えば、第１座標位置（なお同じ座
標軸線に沿って）との間の中間位置座標（Ｘ_i＋ｄｘ／
２、Ｙ_i＋ｄｙ／２、Ｚ_i＋ｄｚ／２）、用に外挿され
る。この例では、該追加距離成分ｄｘは２の因数で減少
されたが、該追加距離成分を減じるために如何なる充分
な因数も充足する。次いで該位置及び方位アルゴリズム
を使用して該中間の位置座標を決定するために該センサ
ー１００とシグナルプロセサー２５を用いて該中間点２
２０ｂで磁場測定が行われる。該中間の位置２２０ｂ
（実際には新しい第２の又は次の点）から、該中間点２
２０ｂ（新しい第２点）の位置差（ε）の決定とε≦１
ｍｍであるかどうかの決定を含む該過程の残りがシーケ
ンスで続けられる。

【０１６９】該マップ化校正手順は図１３に示す方法過
程に従って続けられ、それにより該全体のマップ化容積
｛約２０ｃｍ×２０ｃｍ×２０ｃｍ又は（２０ｃ
ｍ）³｝が完了するまで新しいマップ化立方体２００
ｂ、等を創る。

【０１７０】この開示を通して概説された方法の過程と
アルゴリズムは例としての目的のためだけに役立つ上記
説明のシーケンスと異なったシーケンスであってもよい
ことは本発明により考慮されていることは明らかであ
る。これらの過程の順序付けは変えられても、何等かの
場合は、オプションとして省略されてもよく、それでも
本発明の新しい要求を充たすことが考慮されていること
は明らかである。

【０１７１】上記で説明された好ましい実施例は例とし
て引用されており本発明の全体の範囲は請求項のみによ
り限定されることは認められるところである。

【０１７２】本発明の特徴及び態様を示せば以下の通り
である。

【０１７３】１．センサーを有する医療デバイスの位置
を決定するシステムに於いて、前記システムが、複数の
場放射器を具備しており、各場放射器は複数の放射器素
子を備えており、各放射器素子は前記放射器素子にエネ
ルギーを同時に与えることにより相互に別個の磁場を発
生し、前記システムは又、前記場放射器と前記医療デバ
イスの前記センサーとに動作的に接続されたシグナルプ
ロセサーを具備しており、前記シグナルプロセサーは前
記センサーで検出された磁場を示す前記センサーからの
センシング信号を受信しており、前記センシング信号は
前記センサーでの測定された磁場を規定しており、前記
シグナルプロセサーは又その中に記憶された前記システ
ム用の望ましい精度範囲を有しており、前記シグナルプ
ロセサーは、（ａ）前記センサー用の初期位置見積もり
を確立するための初期位置エスティメーターと、（ｂ）
前記初期位置見積もりでの該磁場を計算するための磁場
カリキュレーターと、（ｃ）前記測定された磁場への前
記計算された磁場の最急降下を計算するための最急降下
カリキュレーターと、そして（ｄ）前記最急降下に基づ
いて前記センサーの新位置見積もりを計算するための新
位置見積もりカリキュレーターとを備えており、前記シ
グナルプロセサーは、前記センサーの前記新位置見積も
りが前記望ましい精度範囲内にある時、前記センサーの
前記位置を決定することを特徴とするセンサーを有する
医療デバイスの位置を決定するシステム。

【０１７４】２．上記１のシステムに於いて、前記シグ
ナルプロセサーが予め記憶された校正情報を備えること
を特徴とするシステム。

【０１７５】３．上記１のシステムに於いて、前記望ま
しい精度範囲が０．０００１ｃｍ以下であることを特徴
とするシステム。

【０１７６】４．上記２のシステムに於いて、前記望ま
しい精度範囲が０．０００１ｃｍ以下であることを特徴
とするシステム。

【０１７７】５．上記１のシステムに於いて、前記場放
射器が固定配置で配置されていることを特徴とするシス
テム。

【０１７８】６．上記５のシステムに於いて、前記シグ
ナルプロセサーが前記センサーの位置及び方位を決定す
ることを特徴とするシステム。

【０１７９】７．上記６のシステムに於いて、前記位置
が３つの異なる方向（Ｘ、Ｙ、Ｚ）と少なくとも２つの
方位（ピッチとヨー）にあることを特徴とするシステ
ム。

【０１８０】８．上記７のシステムに於いて、前記場放
射器の前記放射器素子は相互に直交していることを特徴
とするシステム。

【０１８１】９．上記７のシステムに於いて、前記場放
射器の前記放射器素子は相互に直交していないことを特
徴とするシステム。

【０１８２】１０．上記８のシステムに於いて、前記場
放射器の前記放射器素子が同じ場所に配置されてないこ
とを特徴とするシステム。

【０１８３】１１．上記９のシステムに於いて、前記場
放射器の前記放射器素子が同じ場所に配置されてないこ
とを特徴とするシステム。

【０１８４】１２．上記８のシステムに於いて、前記場
放射器の前記放射器素子が同じ場所に配置されているこ
とを特徴とするシステム。

【０１８５】１３．上記９のシステムに於いて、前記場
放射器の前記放射器素子が同じ場所に配置されているこ
とを特徴とするシステム。

【０１８６】１４．上記７のシステムに於いて、前記シ
ステムが更に、前記センサーの前記位置と前記方位とを
表示するために前記シグナルプロセサーに動作的に接続
されたデイスプレーを具備することを特徴とするシステ
ム。

【０１８７】１５．上記１４のシステムに於いて、前記
デイスプレーは患者の解剖学的特徴に対する前記センサ
ーの前記位置と前記方位とを表示することを特徴とする
システム。

【０１８８】１６．上記１５のシステムに於いて、前記
システムが更に、基準のフレームを確立するために基準
デバイスを具備することを特徴とするシステム。

【０１８９】１７．センサーを有する医療デバイスの位
置を決定するシステムに於いて、前記システムが、複数
の場放射器を具備しており、各場放射器は複数の放射器
素子を備えており、各放射器素子は前記放射器素子にエ
ネルギーを同時に与えることにより相互に別個の磁場を
発生し、前記システムは又、前記場放射器と前記医療デ
バイスの前記センサーとに動作的に接続されたシグナル
プロセサーを具備しており、前記シグナルプロセサーは
前記センサーで検出された磁場を示す前記センサーから
のセンシング信号を受信しており、前記センシング信号
は前記センサーでの測定された磁場を規定しており、前
記シグナルプロセサーは又その中に記憶された前記シス
テム用の望ましい精度範囲を有しており、前記シグナル
プロセサーは、（ａ）前記センサー用の初期位置見積も
りを確立するための初期位置エスティメーターと、
（ｂ）前記初期位置見積もりでの該磁場を計算するため
の磁場カリキュレーターと、（ｃ）該初期位置見積もり
の方向に基づき前記センサーでの最小場を決定するため
の大域的コンバージャーと、そして（ｄ）前記最急降下
に基づいて前記センサーの新位置見積もりを計算するた
めの新位置見積もりカリキュレーターとを備えており、
前記シグナルプロセサーは、前記センサーの前記新位置
見積もりが前記望ましい精度範囲内にある時、前記セン
サーの前記位置を決定することを特徴とするセンサーを
有する医療デバイスの位置を決定するシステム。

【０１９０】１８．上記１７のシステムに於いて、前記
シグナルプロセサーが予め記憶された校正情報を備える
ことを特徴とするシステム。

【０１９１】１９．上記１８のシステムに於いて、前記
望ましい精度範囲が０．０００１ｃｍ以下であることを
特徴とするシステム。

【０１９２】２０．既知のロケーションの複数の場放射
器に対するセンサーの位置及び方位を決定する方法であ
るが、前記場放射器の各々は複数の同じ場所に配置され
た放射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器
素子にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個
の磁場を発生しており、前記センサーが前記センサーで
の測定された磁場を示すセンシング信号を作っている
が、前記方法は、（ａ）望ましい精度範囲を確立する過
程と、（ｂ）センサーの位置及び方位の初期見積もりを
決定する過程と、（ｃ）該見積もられたセンサーの位置
及び方位で磁場を計算する過程と、（ｄ）該見積もられ
たセンサーの位置及び方位での該計算された磁場から該
センサーでの測定された磁場への最急降下を計算する過
程と、（ｅ）前記最急降下から前記センサーの位置及び
方位用の新見積もりを計算する過程と、（ｆ）該センサ
ーの位置及び方位の見積もりを精密化するために過程
（ｅ）の前記新しく計算されたセンサーの位置及び方位
の見積もりに基づき過程（ｃ）−（ｅ）を繰り返す過程
とを具備することを特徴とする既知ロケーションの複数
の場放射器に対するセンサーの位置及び方位を決定する
方法。

【０１９３】２１．上記２０の方法に於いて、前記望ま
しい精度範囲が０．０００１ｃｍ以下であることを特徴
とする方法。

【０１９４】２２．上記２１の方法に於いて、前記場放
射器用の校正情報を確立し、記憶する過程を具備するこ
とを特徴とする方法。

【０１９５】２３．上記２２の方法に於いて、前記セン
サーの位置及び方位用の新見積もりを計算するために前
記校正情報が過程（ｃ）と（ｄ）で使用されることを特
徴とする方法。

【０１９６】２４．上記２３の方法に於いて、過程
（ｂ）の後にダイポール近似を使用してセンサーの位置
及び方位の前記初期見積もりを精密化する過程を具備す
ることを特徴とする方法。

【０１９７】２５．上記２４の方法に於いて、３つの異
なる方向（Ｘ、Ｙ、Ｚ）での前記センサーの位置と少な
くとも２つの方位（ピッチとヨー）での前記センサーの
方位とを決定する過程を具備することを特徴とする方
法。

【０１９８】２６．上記２５の方法に於いて、前記セン
サーの前記位置と方位とを表示する過程を具備すること
を特徴とする方法。

【０１９９】２７．上記２６の方法に於いて、患者の解
剖学的特徴に対する前記センサーの前記位置と方位とを
表示する過程を具備することを特徴とする方法。

【０２００】２８．既知のロケーションの複数の場放射
器に対するセンサーの位置及び方位を決定する方法であ
るが、前記場放射器の各々は複数の同じ場所に配置され
た放射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器
素子にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個
の磁場を発生しており、前記センサーが前記センサーで
の測定された磁場を示すセンシング信号を作っている
が、前記方法は、（ａ）望ましい精度範囲を確立する過
程と、（ｂ）センサーの位置及び方位の初期見積もりを
決定する過程と、（ｃ）該見積もられたセンサーの位置
及び方位で磁場を計算する過程と、（ｄ）大域的収束技
術を使用して該初期位置見積もりの方向に基づき前記セ
ンサーでの最小磁場を決定する過程と、（ｅ）前記最小
磁場に基づき前記センサーの位置及び方位用の新見積も
りを計算する過程と、（ｆ）該センサーの位置及び方位
の見積もりを精密化するために過程（ｅ）の前記新しく
計算されたセンサーの位置及び方位の見積もりに基づき
過程（ｃ）−（ｅ）を繰り返す過程とを具備することを
特徴とする既知ロケーションの複数の場放射器に対する
センサーの位置及び方位を決定する方法。

【０２０１】２９．上記２８の方法に於いて、前記望ま
しい精度範囲が０．０００１ｃｍ以下であることを特徴
とする方法。

【０２０２】３０．上記２９の方法が、前記場放射器用
校正情報を確立し記憶する過程を具備することを特徴と
する方法。

【０２０３】３１．上記３０の方法に於いて、前記校正
情報が、前記センサーの位置及び方位用の新見積もりを
計算するために、過程（ｃ）と（ｄ）で使用されること
を特徴とする方法。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の位置検出システムの１実施例の斜視図
である。

【図２】図１の位置検出部品の略図的図解である。

【図３】本発明の好ましい実施例の位置及び方位の座標
を見出すため使用される方法を示す略図的フローチャー
トである。

【図４】図３の方法のグラフ的図解である。

【図５】本発明の校正システムの略図的図解である。

【図６】図５の校正システムの方法を示す略図的フロー
チャートである。

【図７】同じ場所に配置されないが相互に直交する放射
器コイルを有する本発明の放射器配置用の代替えの実施
例の略図的図解である。

【図８】同じ場所に配置されず相互に直交しない放射器
コイルを有する本発明の放射器配置用のもう１つの代替
えの実施例の略図的図解である。

【図９】同じ場所に配置されるが相互に直交しない放射
器コイルを有する本発明の放射器配置用のもう１つの代
替えの実施例の略図的図解である。

【図１０】本発明のもう１つの好ましい実施例で、図７
−９の放射器配置を有する位置及び方位座標を見出すた
め使用される方法を示す略図的フローチャートである。

【図１１】図５の校正システム用の新しい校正方法で使
用される校正立方体の略図的図解である。

【図１２】図５の校正システムを使用して、非運動金属
物体の影響を考慮するための新しい校正方法の１実施例
を図解する略図的フローチャートである。

【図１３】図５の校正システムを使用して、非運動金属
物体の影響を考慮するための新しい校正方法の第２の実
施例を図解する略図的フローチャートである。

【符号の説明】

２０ システム ２１ コンソール ２２ プローブ又はカテーテル ２４ ルーメン ２５ シグナルプロセサー（コンピユータ） ２６ 位置センサー ２７ デイスプレー ２８ ワイヤ ２９ キーボード ２９ａ ワイヤ ３０ 基準デバイス ３１ ワイヤ ３２，３４，３６，３８，４０，４２，４４，４６，４
８ 放射器素子又はコイル又は発生器コイル ５６，５６ａ、５６ｂ、５６ｃ、５８，５８ａ、５８
ｂ、５８ｃ、６０、６０ａ、６０ｂ、６０ｃ 放射器 ６１ ロケーションパッド ６２ ワイヤ ６４ 放射器ドライブ ７０ 初期位置及び方位エスティメーター ７２ ダイポールアプロキシメーター ７４ 磁場カリキュレーター ７６ 最急降下／ヤコビ行列カリキュレーター ７７ 大域的コンバージャー ７８ 新位置及び方位エスティメーター ９０ 校正システム １００ テスト位置センサー １０２，１０４，１０６ センサーコイル １１０ ロボットアーム １１２、１１４ ワイヤ ２００ａ マップ化校正立方体 ２００ｂ 第２の隣接立方体 ２１０ 第１の点又は座標位置又は立方体の頂点 ２２０ 第２の点又は立方体の頂点 ２２０ｂ 新しい第２位置 ２２０ｃ 中間点 ２３０，２４０，２５０ 立方体の頂点 ２３０ａ もう１つの点頂点

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 センサーを有する医療デバイスの位置を
   決定するシステムに於いて、前記システムが、 複数の場放射器を具備しており、各場放射器は複数の放
   射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器素子
   にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個の磁
   場を発生し、前記システムは又、 前記場放射器と前記医療デバイスの前記センサーとに動
   作的に接続されたシグナルプロセサーを具備しており、
   前記シグナルプロセサーは前記センサーで検出された磁
   場を示す前記センサーからのセンシング信号を受信して
   おり、前記センシング信号は前記センサーでの測定され
   た磁場を規定しており、前記シグナルプロセサーは又そ
   の中に記憶された前記システム用の望ましい精度範囲を
   有しており、前記シグナルプロセサーは、 （ａ）前記センサー用の初期位置見積もりを確立するた
   めの初期位置エスティメーターと、 （ｂ）前記初期位置見積もりでの該磁場を計算するため
   の磁場カリキュレーターと、 （ｃ）前記測定された磁場への前記計算された磁場の最
   急降下を計算するための最急降下カリキュレーターと、
   そして （ｄ）前記最急降下に基づいて前記センサーの新位置見
   積もりを計算するための新位置見積もりカリキュレータ
   ーとを備えており、前記シグナルプロセサーは、前記セ
   ンサーの前記新位置見積もりが前記望ましい精度範囲内
   にある時、前記センサーの前記位置を決定することを特
   徴とするセンサーを有する医療デバイスの位置を決定す
   るシステム。
2. 【請求項２】 センサーを有する医療デバイスの位置を
   決定するシステムに於いて、前記システムが、 複数の場放射器を具備しており、各場放射器は複数の放
   射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器素子
   にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個の磁
   場を発生し、前記システムは又、 前記場放射器と前記医療デバイスの前記センサーとに動
   作的に接続されたシグナルプロセサーを具備しており、
   前記シグナルプロセサーは前記センサーで検出された磁
   場を示す前記センサーからのセンシング信号を受信して
   おり、前記センシング信号は前記センサーでの測定され
   た磁場を規定しており、前記シグナルプロセサーは又そ
   の中に記憶された前記システム用の望ましい精度範囲を
   有しており、前記シグナルプロセサーは、 （ａ）前記センサー用の初期位置見積もりを確立するた
   めの初期位置エスティメーターと、 （ｂ）前記初期位置見積もりでの該磁場を計算するため
   の磁場カリキュレーターと、 （ｃ）該初期位置見積もりの方向に基づき前記センサー
   での最小場を決定するための大域的コンバージャーと、
   そして （ｄ）前記最急降下に基づいて前記センサーの新位置見
   積もりを計算するための新位置見積もりカリキュレータ
   ーとを備えており、前記シグナルプロセサーは、前記セ
   ンサーの前記新位置見積もりが前記望ましい精度範囲内
   にある時、前記センサーの前記位置を決定することを特
   徴とするセンサーを有する医療デバイスの位置を決定す
   るシステム。
3. 【請求項３】 既知のロケーションの複数の場放射器に
   対するセンサーの位置及び方位を決定する方法である
   が、前記場放射器の各々は複数の同じ場所に配置された
   放射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器素
   子にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個の
   磁場を発生しており、前記センサーが前記センサーでの
   測定された磁場を示すセンシング信号を作っているが、
   前記方法は、 （ａ）望ましい精度範囲を確立する過程と、 （ｂ）センサーの位置及び方位の初期見積もりを決定す
   る過程と、 （ｃ）該見積もられたセンサーの位置及び方位で磁場を
   計算する過程と、 （ｄ）該見積もられたセンサーの位置及び方位での該計
   算された磁場から該センサーでの測定された磁場への最
   急降下を計算する過程と、 （ｅ）前記最急降下から前記センサーの位置及び方位用
   の新見積もりを計算する過程と、 （ｆ）該センサーの位置及び方位の見積もりを精密化す
   るために過程（ｅ）の前記新しく計算されたセンサーの
   位置及び方位の見積もりに基づき過程（ｃ）−（ｅ）を
   繰り返す過程とを具備することを特徴とする既知ロケー
   ションの複数の場放射器に対するセンサーの位置及び方
   位を決定する方法。
4. 【請求項４】 既知のロケーションの複数の場放射器に
   対するセンサーの位置及び方位を決定する方法である
   が、前記場放射器の各々は複数の同じ場所に配置された
   放射器素子を備えており、各放射器素子は前記放射器素
   子にエネルギーを同時に与えることにより相互に別個の
   磁場を発生しており、前記センサーが前記センサーでの
   測定された磁場を示すセンシング信号を作っているが、
   前記方法は、 （ａ）望ましい精度範囲を確立する過程と、 （ｂ）センサーの位置及び方位の初期見積もりを決定す
   る過程と、 （ｃ）該見積もられたセンサーの位置及び方位で磁場を
   計算する過程と、 （ｄ）大域的収束技術を使用して該初期位置見積もりの
   方向に基づき前記センサーでの最小磁場を決定する過程
   と、 （ｅ）前記最小磁場に基づき前記センサーの位置及び方
   位用の新見積もりを計算する過程と、 （ｆ）該センサーの位置及び方位の見積もりを精密化す
   るために過程（ｅ）の前記新しく計算されたセンサーの
   位置及び方位の見積もりに基づき過程（ｃ）−（ｅ）を
   繰り返す過程とを具備することを特徴とする既知ロケー
   ションの複数の場放射器に対するセンサーの位置及び方
   位を決定する方法。