JP2004154556A - 位置および配向の磁気測定 - Google Patents

Abstract

【課題】生存している対象の身体内におけるプローブ位置及び配向を画像に重畳して得ることができる装置を実現する。
【解決手段】磁気による位置および配向測定系は、検出空間の対向する側部に配置されたヘルムホルツコイル３４、３６、３８からの均一な場と、同じコイルが発生するグラジェント場からなるのが望ましい磁場を使用する。これらの磁場の印加の際にプローブ５０において検出される場成分を監視することにより、場におけるプローブ５０の位置および配向を推測することができる。プローブ５０の表示１０８を被検体の別に取得された画像に重畳して、被検体に対してプローブ５０の位置および配向を示すことができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、磁場により対象の位置および配向を測定する装置および方法に関するものであり、磁場により医療患者の身体内のプローブの位置を監視する装置および方法を含むものである。

空間内の対象の位置および配向（ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）を測定するのに種々の方法が利用されている。例えば、患者の身体内の医療器具の位置および配向を測定するのに、例えば、カテーテル、内視鏡その他のプローブの位置および配向を監視することがしばしば必要となる。内部器官を示す画像のような患者の絵に重畳された、対象を示すデータを提供することが所望されている。これを行なう簡単な方法の１つとして、患者と挿入されたプローブの双方を示すＸ線透視画像のような直接Ｘ線画像を得る方法がある。この方法は、プローブが動かされる場合には、患者の画像を得る画像処理操作全体を繰り返さなければならないという欠点がある。Ｘ線透視法のようなＸ線画像処理は、幾つかの外科処置の際に行なうことができるが、患者を望ましくない電離放射線に必ず曝すことになる。ＭＲＩ画像処理のような幾つかのタイプの画像処理操作があるが、これらの操作は外科その他の治療処置の際に繰り返すことができない。

例えば、英国特許出願第２，０９４，５９０号および米国特許出願第５，１８６，１７４号に記載のように、プローブは、プローブの位置が固定された基準フレーム（ｆｒａｍｅ ｏｆ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）に対して連係されるように機械的に連係を受け即ちアームまたはフレームに結合することができる。プローブの画像は、固定基準フレームから得られる位置データを使用して患者の画像に重畳することができる。しかしながら、これらの系は、プローブを柔軟性のないものとするので、医療処置において著しい不利益をもたらすことになる。例えば、かかる系の１つに、プローブを問題の領域まで直線状に進行させなければならないものがある。かかる特性の系は、身体の内部よりもむしろ身体の外部にプローブを配置するのに適している。

ブライヤ等の米国特許第４，６９７，５９５号およびメディカル・アンド・バイオロジカル・エンジニアリング・アンド・コンピュータ、第２２巻、第３号（１９８４年）、第２６８−２７１頁に掲載のブライヤ等の「超音波によるマークが付されたカテーテル／エコグラムカテーテルの位置の確実な識別方法」と題する論文には、いずれも、超音波検出器を備えた心内カテーテルが開示されている。カテーテルの位置は、患者の外部の超音波変換器からカテーテルまでの飛翔時間の測定値から推測され、この推測位置が超音波により得られた画像に重畳される。

ファン・ステインバイク等の米国特許第４，１７３，２２８号、ファイラ等の米国特許第５，０４２，４８６号およびデュムーラン等の米国特許第５，２１１，１６５号にはいずれも、身体に挿入された医療カテーテルの先端の１つのアンテナと身体の外部の幾つかのアンテナとの間で電磁信号が伝搬される構成が開示されている。カテーテル先端の位置と配向は、これらのアンテナ間を伝送される信号から測定されるとされている。即ち、相対的な位置と配向が、例えば、一方のアンテナから他方のアンテナへの伝送の際の信号の減衰の程度のような、これらのアンテナ間の信号伝搬路の特性から推定される。バン・ステインバイクの特許においては、磁場とホール効果変換器センサを使用する可能性が認められているが、これを実際の装置においてどのように実施するかについての詳細な説明はされていない。デュムーランの特許には、カテーテルチップの無線周波数由来の位置を、画像処理系により得られる画像に重畳することができると記載されている。

磁場を使用して人間の身体の外部に物品を配置する数多くの系が提案されている。即ち、ブラッドの米国特許第４，９４５，３０５号、第４，８４９，６９２号および第４，６１３，８６６号にはいずれも、配置されるべき磁性コイルと固定された基準フレーム内の固定コイルとを使用し、３次元空間における対象の位置および配向を測定する系が開示されている。この種の別の系には、ボアザンの米国特許第５，１７２，０５６号および第５，１６８，２２２号、コンスタントの米国特許第４，３９６，８８５号、カンタローブの米国特許第５，１０９，１９４号、ウィード等の米国特許第４，３１７，０７８号、ハンセンの米国特許第４，６４２，７８６号並びにモーガンスターンの米国特許第５，０４７，７１５号が含まれる。これらの系は、一般に、鉄心を中心に直交する軸線に巻回された幾つかのコイルを含む磁場送信機と、受信機として使用される同様の構造体とを採用している。送信機のコイルは逐次および／または異なる周波数で作動され、受信機のコイルにより検出される信号は受信機に対する送信機の位置および配向を測定するために分析される。かかる系においては、ヘルメットの位置と配向を検出するためのコンピュータおよび系の３次元データ入力装置が使用されている。

更に、ＩＥＥＥトランザクションズ・オン・バイオメディカル・エンジニアリング、第ＢＭＥ−３４巻、第４号、１９８４年４月、第３８８−３９０頁に掲載の「膜研究コイル技術を使用した安価な眼球運動モニタ」と題するレメルの論文に開示されているように、眼球の回転を追及しようとする研究者は、縫合によりあるいはコイルをコンタクトレンズに組み込むなどして、小型のループ状検出コイルを眼球の表面に取着している。かかるコイルを有する被験者は、２つの異なる周波数を有する高周波交流電流で励磁される対をなした直角配向のヘルムホルツコイル間に配置される。眼球のコイルに誘起される電圧は、双方の周波数の成分を含み、これらの成分の相対的な大きさは目の配向によるものとされ
る。

本技術分野における上記したいずれの努力にも拘らず、空間における対象の位置および配向を測定する改良された装置および方法、特に、生存している対象の身体内におけるプローブの位置および配向を測定する改良された装置および方法が依然として待望されている。

本発明は、これらの要望に対処するものである。
本発明の一の観点によれば、プローブの位置と配向を測定する装置および方法が提供されている。本発明の一の観点に係る装置は、複数の異なる磁場を発生するように選択的に動作する磁石手段を有しており、各磁場は「擬線形」即ち検出空間（ｓｅｎｓｉｎｇ ｖｏｌｕｍｅ）における基準方向の距離に対して一定、線形または略線形をなす大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）をもつ少なくとも１つの非ゼロ成分を有する。

本発明の装置はまた、所定のシーケンスで異なる場を発生するように磁石手段を作動させる制御手段と、検出空間内の監視されるべき対象とともに動くことができるように対象に接続されたセンサとを有する。センサは、センサに対して少なくとも２つの、好ましくは直交する局部（ｌｏｃａｌ）方向の磁場成分を検出するように構成されている。望ましくは、センサは、センサに対して３つの異なる、望ましくは直交する局部方向の磁場成分を検出するように構成されている。局部方向とは、センサの基準フレーム内の方向であり、磁石手段の基準方向とは通常異なる。本発明の装置は更に、磁石手段が種々の磁場を発生するように動作されているときに、センサにより検出される磁場成分から磁石手段に対するセンサの位置および配向を決定する計算手段を備えている。

検出空間内の場は、均一のあるいは距離とともに著しく直線的に変化する擬線形成分を有するので、感知可能で、測定可能な場および単位距離当たりの磁場成分の大きさの感知可能な変化率を、最大の場が比較的低い場合においても、比較的大きな検出空間全体に亘って、例えば、約３０ｃｍ以上の最小寸法を有する検出空間全体に亘って得ることができる。これにより、適宜の感度を有する磁場センサにより配向および位置を精確に監視することができる。従って、これにより、カテーテル、内視鏡その他の医療用プローブのチップ（ｔｉｐ）内に収容することができる著しく小形のセンサ、好ましくはソリッドステートセンサを使用することができる。

望ましくは、磁石手段は、検出空間内の第１の基準方向の第１の略均一な磁場を発生するように構成される。磁石はまた、検出空間内の第１の基準方向とは異なる第２の基準方向の第２の略均一な磁場を発生するように選択的に動作自在となっている。好ましくは、第２の基準方向は、第１の基準方向と直交する。磁石手段はまた、検出空間内に第１および第２のグラジェント場（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｆｉｅｌｄ）を発生するように選択的に動作自在となっており、第１のグラジェント場は検出空間内の第１の基準方向に所定の変化パターンを有している。第２のグラジェント場は、検出空間内に所定の変化パターン、望ましくは、第２の方向に所定の変化パターンを有している。

好ましくは、磁石手段はまた、場の成分が第１および第２の基準方向とは異なる、好ましくはこれらの方向と直交する第３の基準方向に所定の変化パターンをもって変化するように作動自在となっており、また計算手段は、第３の方向とともに、第１および第２の方向のプローブの位置を決定するように配設されている。第３の方向に変化する成分は、第１および第２のグラジェント場とは異なりかつ均一な場とは異なる第３のグラジェント場の一部として得ることができる。あるいは、第３の方向に変化する成分は、第１のグラジェント場、第２のグラジェント場あるいはこれらの双方で得ることができる。磁石手段はまた、第３の基準方向に第３の均一な場を発生するように配設ことができる。

最も好ましくは、磁石手段は、検出空間の対向側部に配置された一対の場方向づけ（ｆｉｅｌｄ−ｄｉｒｅｃｔｉｎｇ）素子をそれぞれが有する複数のセットを有する。場方向づけ素子は、互いに同方向に束を向けて検出空間内に略均一な場を形成するとともに、互いに逆方向に束を向けて検出空間内にグラジェント場を提供するように構成することができる。かかる各対をなす場方向づけ素子は、導電性コイルであるのが望ましく、最も好ましくは、各対をなす軸線が１つの基準方向に延びるように互いに略共軸をなして配置されたヘレルムホルツコイルである。

本発明の別の観点に係る装置は、少なくとも２対のヘルムホルツコイルを有する磁石構造体を備え、かかる各対のコイルは互いに略共軸をなすとともに、対軸線（ｐａｉｒ ａｘｉｓ）を画成する。かかる各対のコイルは、種々の対のコイルの軸線と互いに略直交するように、検出空間の対向側部に配置される。装置はまた、対をなす双方のコイルにおいて対軸線を中心とする同方向の電流が流れる均質な場状態において前記各対をなすヘルムホルツコイルを作動させることにより、対軸線と平行をなしかつ検出空間内に略均一な強度を有する磁場を発生する。制御手段はまた、対軸線と平行をなしかつ検出空間に略線形のグラジェントの大きさをもつ成分を有する磁場を発生させるように、対のコイルに逆方向に電流が流れるグラジェント場状態で各対をなすヘルムホルツコイルを作動させるように動作を行なう。

制御手段は、対をなすコイルが所定の時間シーケンスに従って異なる状態に作動されるように磁石構造体を作動させるが、一般には、コイルは一対だけが常に１つの状態にだけ作動される。本発明のこの観点に係る装置はまた、検出空間内で可動のセンサを有するのが好ましく、センサは、センサに対して少なくとも２つの、好ましくは３つの、互いに直交する局部方向の磁場成分を測定するように配設される。かくして、センサは、コイル対が上記した均質場状態にあるときには局部方向の均質場局部成分を測定し、更に、センサは、コイル対が上記グラジェント場状態にあるときにはセンサに対して局部方向のグラジェント場局部成分を測定する。

本発明のこの観点に係る装置はまた、均質場局部成分から対軸線に対するセンサの配向を決定するとともに、均質場局部成分およびグラジェント場局部成分から検出空間内のセンサの位置を決定する計算手段を備えている。最も好ましくは、制御手段は、磁石手段が検出空間において場を提供しない非動状態に磁石手段を置くように構成され、計算手段は、磁石手段がオフ状態にあるときに検出空間により測定される上記局部方向の磁場成分のベースライン値を登録するように構成される。かくして、計算手段は、磁石手段が他の状態にあるときには、ベースライン値を差し引くなどして、測定された局部成分を補正するように構成される。

望ましくは、上記装置において使用されるセンサは、最大寸法が約５ｍｍ未満、好ましくは約１ｍｍ未満の磁気感知即ち感応素子を有する。最も好ましくは、センサ全体は、長さを約３ｍｍ以下、該長さと交差する方向の幅寸法を約０．７５ｍｍ以下とすることができる。即ち、センサは、３．０ｍｍ３ 以下、より望ましくは２．０ｍｍ３ 以下の容積を有する空間に配置することができる。好ましくは、センサは、カテーテル、内視鏡などのような人間の患者の身体内に配置されるようになっているプローブのごときプローブに取着される。例えば、プローブは、基端部と先端部とを有する細長い構造体を組み込むことができ、センサは、先端部が身体に挿入されたときに先端部の位置および配向を測定することができるように先端部に取着することができる。

装置は更に、プローブの表示が患者の身体内のプローブの位置に対応する身体の画像上の位置で重畳されるように、患者の身体の画像を重畳されるプローブの表示とともに表示する重畳手段を備えることができる。重畳手段は、磁石手段の基準方向により画成される基準フレームとは異なる身体画像基準フレームの身体画像を表示する身体画像データを受ける手段と、身体画像基準フレームと磁石手段基準フレームとの間の関係を示す関係データを受ける手段と、共通の基準フレームにおいてプローブ位置データおよび身体画像データを得るように磁石手段基準フレームにおけるプローブの位置、身体画像データまたはこれらの双方を変換する手段とを有することができる。装置は、１つ以上の基準マーカと、重畳手段により表示されるべき画像が各基準マーカの画像を含むように患者の身体に前記各基準マーカを取着する手段とを組み込むことができる。本発明の装置はまた、磁石手段基準フレームにおける各基準マーカの位置を決定する手段を含むことができる。特に好ま構成においては、各基準マーカは磁場成分を測定するセンサを含み、計算手段は、基準マーカのセンサにより測定される磁場から各基準マーカの位置と配向を決定するように構成されている。かくして、関係データは、所要の場合には、磁場測定値から得られる各基準マーカの位置および配向と画像データに示されるような基準マーカの位置および配向との差に関するデータを含む。

本発明の更に別の観点によれば、検出空間におけるセンサの位置および配向を測定する方法が提供されている。本発明のこの観点に係る方法は、検出空間において複数の磁場を形成する工程を備えており、各磁場は上記したような１つ以上の擬線形成分を有する。所望の場合には、複数の磁場は、検出空間を通じて第１および第２の方向に略均一な大きさの非ゼロ成分を有する第１および第２の均質磁場を含むとともに、所定の変化パターンで変化する第１および第２のグラジェント場を含む。装置に関して上記したように、検出空間に配置されたセンサは、これらの各場の印加の際にセンサに対して少なくとも２つ、好ましくは３つの異なる局部方向の磁場成分を測定する。均質な場の基準方向に対するプローブの配向は、均質場の印加の際にセンサにより測定される均質場局部成分から測定され、グラジェント場の基準方向のプローブの位置は、均質場局部成分と、第１および第２のグラジェント場の印加の際に測定されるグラジェント場局部成分とから決定される。

本発明のこの観点に係る方法は、装置に関して上記したのと同様の利点を提供することができる。最も好ましくは、この方法は、装置による全ての場の発生を停止させるとともに、地球の磁場、漂遊磁場などからのような成分を検出するようにセンサを作動させる工程を含む。このベースライン成分データは、センサにより取得される他のデータを補正するのに使用することができる。最も好ましくは、センサは、上記したような小形のセンサであり、生存する被験者に挿入されるプローブに取着される。プローブの画像は、Ｘ線、ＭＲＩまたはＣＡＴ画像のような被験者の画像に重畳することができる。

本発明の別の観点によれば、生存している被験者内の監視プローブの位置を表示する方法が提供されている。本発明のこの観点に係る方法は、被験者に対して固定された位置に少なくとも１つの基準マーカを配設する工程と、基準マーカの表示を含む被験者の画像を取得する工程とを含む。この方法は更に、基準マーカおよび監視プローブへ送られまたは基準マーカおよび監視プローブから送られる磁場を測定することにより、共通の基準フレームにおける各基準マーカおよび監視プローブの位置を決定する工程を含み、これにより基準マーカに対する監視プローブの位置を知ることができる。望ましくは、本発明のこの観点に係る方法は、磁場により測定されるような、基準マーカに対する監視プローブの位置に対応する基準マーカの表示に対する位置において、被験者の画像に監視プローブの表示を重畳する工程を含む。これらの方法は更に、磁場における共通の基準フレームにおいて監視プローブと基準マーカの配向を決定する工程と、被験者の画像に重畳された監視プローブの重畳された表示を配向させる工程を含み、従って、重畳された画像における基準プローブの表示に対する監視プローブの表示の配向は、基準プローブに対する監視プローブの実際の配向に対応したものとなる。

本発明の更に別の観点によれば、身体部分、手術器具などのような外科または医療処置において存在する要素を表示する方法が提供されている。本発明のこの観点に係る方法は、要素に対して実質上固定された位置にセンサを配設する工程と、要素が第１の配向状態にあるときに要素の画像を取得する工程とを備える。この方法はまた、プローブにまたはプローブから送られる磁場を監視することによりプローブの配向を監視する工程を備え、これにより要素が第１の配向とは異なる被動後の配向状態にあるときの要素の配向を監視することができる。この方法はまた、第１の配向状態にある要素の画像を被動後の配向状態にある要素の画像に変換するとともに、変換された画像を表示する工程を含む。好ましくは、監視、変換および表示工程は、要素が各被動後の配向状態にあるときに各被動後の配向に対応する変換された画像が実質上リアルタイムで表示されるように、要素が所定の範囲の被動後の配向状態を通して動かされるときに繰り返される。

この方法は、複数の要素を用いて同時に実施することができる。かくして、別々のセンサを複数の各要素に固着することができるとともに、要素の画像を取得する工程は、それぞれの第１の位置における要素の全ての画像を取得する工程を含むことができる。センサの配向を監視するとともに、要素の配向を決定する工程は、全てのセンサの配向を監視するとともに、各要素に関して別々の被動後の配向を決定する工程を含むことができる。画像を変換する工程は、各要素の画像をそれぞれの被動後の配向状態にあるこの要素の画像に変換する工程を含むことができる。表示工程は、変換された画像の全てを同時に表示するように実施することができるので、変換された画像の互いに対する配向を要素の互いに対する配向に対応させることができる。例えば、要素が骨格の関節において互いに接続された骨である場合には、医師は骨の変換された画像を監視することができ、かくして、骨が動かされたときに、医療処置の際の関節構成要素の相対的な配向を、別のＸ線処置を行なうことなく監視することができる。

好ましくは、この方法は、要素がそれぞれ当初の配向状態にあるときおよび要素がそれぞれの被動後の配向状態にあるときに、固定された基準フレームにおける各センサの位置を決定する工程を含み、従って、画像を変換しかつ表示する工程は、表示され変換された画像の互いに対する位置を調整して、要素の相対的な動きを補償することができる。かくして、表示された画像は、要素の互いに対する位置を正しく表示するものとなる。

本発明の更に別の観点によれば、生存している被験者の身体内の生理学的因子をマップ処理する（ｍａｐ）方法が提供されている。本発明のこの観点に係る方法は、プローブを身体内または身体に配置する工程と、プローブの変換器素子により生理学的因子を検出する工程と、プローブの磁場センサへまたは磁場センサから向けられる磁場を監視することによりプローブの位置を決定して、位置に関連する生理学的因子の測定値を得る工程とを含むのが望ましい。最も好ましくは、本発明のこの観点に係る方法は、上記工程を繰り返して複数の位置に関する複数の測定値を得ることにより、複数の位置に亘る生理学的因子のマップを提供する工程を更に含むことができる。この方法は更に、他の画像処理により得られる他の特徴とともに、あるいはかかる特徴とは離れて、可視画像のようなマップを、例えば、一組の輪郭線、異なる色彩の領域またはコントラストが異なる領域として表示する工程を含むことができる。例えば、体温、酸素レベルその他の生理学的因子のマップを、ＭＲＩ、ＣＡＴその他の画像に重畳することができる。

本発明の更に別の観点によれば、場基準フレームに１つ以上の磁場を発生させて、かかる磁場の少なくとも１つが場基準フレームにおけるある位置からある位置までの距離に対して擬線形をなす少なくとも１つの非ゼロ因子を有するように構成された手段を備える装置が提供されている。本発明のこの観点に係る装置は更に、患者の身体内に配置されるようになっているプローブと、患者の身体にプローブが配置されているときにプローブにおいて作用する磁場を監視するとともに、このように監視されている場の少なくとも１つの因子を示す信号を送るようにプローブに取着されたセンサとを備える。装置は更に、プローブが患者の身体内に配置されているときに場センサ手段により得られる信号から場基準フレームにおけるプローブの位置を決定する計算手段を備えるのが望ましい。この装置はまた、プローブの表示が、計算手段により得られるプローブ位置データに対応する身体画像上の位置において表示された画像に重畳されるように、プローブの表示とともに患者の身体の画像を表示する重畳手段を備えることができる。望ましくは、プローブは、基端部と先端部を有する細長い構造体を備え、磁場センサ手段は細長い構造体の先端部において作用する磁場を監視するように動作する。かかる装置は、例えば、内視鏡外科処置をはじめとする内視鏡処置において使用することができる。本発明の更に別の観点によれば、上記したような装置を操作する方法が提供されている。

本発明の更に別の観点によれば、磁気センサ、磁気および生理学組み合わせセンサ、並びに、これらのセンサを製造する方法が提供されている。本発明のこの観点に係るセンサは、シート状支持体と、複数の磁気感応素子とを備えることができ、各素子は所定の感応方向を有し、支持体に配置される。支持体は、磁気感応素子が非共面となるように折り曲げられる。支持体は、矩形または方形の中央パネルを、中央パネルの異なる縁部からいずれも延びて略十字形状を形成する２つの側部パネル、先端パネルおよび細長いストリップとともに有することができる。感応素子は、種々のパネルに取着することができ、パネルは誘電コアに折り重ねることができる。センサは、生理学的因子に感応性を有する生理学因子感応素子を組み込むのが最も好ましく、この感応素子は磁気感応素子と同じ支持体に取着される。装置全体は著しくコンパクトになる。

本発明の一の実施例に係る装置は、検出即ち患者収容空間を実質上包囲するフレーム構造体３０を備えている。フレーム構造体３０は、３対のヘルムホルツコイル３４、３６および３８がそれぞれ互いに直交する３つの対軸線Ｘ、ＹおよびＺに互いに軸線を共通にして即ち共軸をなして配置されるように、これらのコイルを支持している。かくして、交差するこれらの対軸線は、検出空間の中心に原点３９を有し、かつ、Ｘ、ＹおよびＺ軸のそれぞれに沿って原点から正および負の方向を有する通常の直角座標を画成している。各対をなすコイルは、検出空間３２の対向する側に配置されている。コイルはいずれも円形で、直径が等しく、かつ、同じ巻数を有している。各対をなす２つのコイルは、互いに同じ方向に巻回されている。かくして、Ｘ軸に沿って配置された各コイル３４は、Ｘ軸を中心に、Ｘ軸の正の端部から見て右手即ち反時計廻り方向に巻回された巻線を有している。コイル間の間隔は、図１の図示を明確にするように誇張されている。好ましくは、対をなす軸線に沿って測定した対をなすコイル間の間隔は、各コイルの直径の約０．５乃至約１．４倍である。均一な場を提供するとともに、略線形のグラジェントを有する場を提供するヘルムホルツコイルの構成の態様が、アメリカン・ジャーナル・オブ・フィジックス、第５４（７）巻、第６６６−６６７頁（１９８６年）に掲載の「小形双極子を磁気駆動するようにしたヘルムホルツコイルの構成」と題するピー・ルーカスの論文に記載されており、本明細書においては、この論文を引用してその説明に代える。コイルは、フレーム３０とともに、生存している患者の身体部分を検出空間３２に挿入することができるように構成配置されている。フレームは、種々のコイルと共軸をなす開口４０を有しており、患者の身体をかかる開口４０の１つを介して検出空間３２に挿入することができるとともに、患者が検出空間内に入っているときに医師が他の開口を介して患者にアクセスすることができるようにするのが望ましい。フレームは、剛性材料から実質上構成することができる。誘電材料は磁場が変化したときに渦電流を形成しないので、誘電材料が好ましい。フレームは、種々のコイルとフレーム素子との間にクイックリリースまたは破断自在の接続部を有することができる。これにより、医師は、全く妨害されない患者へのアクセスを必要とする緊急の場合に、コイルおよびフレームを患者から遠ざけることができる。

コイルはいずれも、コイルドライバ４２に接続され、このドライバは出力インターフェース４４を介してコンピュータ４６に接続され、コンピュータ４６からの出力を受けるようになっている。コンピュータ４６は、ワークステーションまたは専用コンピュータと一般に云われているタイプのデジタルコンピュータとすることができる。出力インターフェース４４は、コンピュータからの指令を受けるとともに、各指令に応答してコイルドライバ４２を駆動するように構成されている。コイルドライバ４２は、従来のＤＣ電源４７と、インターフェース４４を介してコンピュータ４６により指令されたときに順配位（ｆｏｒｗａｒｄ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）または逆配位で各対をなすコイルを電源４７に接続する、参照番号４８で概略示されている従来の切換装置とを有している。順配位の場合には、コイルは、この対をなすコイルの双方を通る電流が、対軸線を中心に同じ方向に流れるように直列援用（ｓｅｒｉｅｓ−ａｉｄｉｎｇ）構成で接続されている。例えば
、Ｘ軸コイルセットのコイル３４が順即ち直列援用配位にあるときには、双方のコイルを通る電流がＸ軸の正の端部から見てＸ軸を中心に反時計廻り方向に流れるように直列に接続される。対をなす２つのコイルが逆配位にあるときには、コイルは電流が直列をなす双方のコイルを通るが、対をなす２つのコイルにおいて軸線を中心に反対方向に流れるように、直列対向で接続される。電流は、一方のコイル３４においてはＸ軸を中心に時計廻り方向に流れるが、他方のコイル３４においてはＸ軸を中心に反時計廻り方向に流れる。

装置は更に、患者監視プローブ５０を有する。監視プローブ５０は、基端部５４と、患者の身体に挿入されるようになっている先端部５６とを有する細長い本体５２を有している。図示の特定の実施例においては、プローブ本体５２は、従来の内視鏡５３の内部に嵌挿されるようになっている細長くて柔軟なシャフトを有しており、シャフトは身体に導入することができるようになっている。内視鏡５３は、手術器具、流体などを患者の身体に導入することができるように、これらを案内する１つ以上の孔または通路を有している。かかる孔または通路は、内視用手術器具その他の治療装置または物質を通すのに使用することもできる。あるいはまたは更には、プローブ本体５２または内視鏡５３は、ビデオカメラおよび繊維光学束のような、端部５６を包囲する組織の局部画像を提供する公知の電気、光学または電気光学装置を含むことができる。内視鏡は、流体を導入しおよび／または引き出し、電気または電気光学装置によりチップを包囲する組織を観察し、更に身体に挿入されるプローブを介して広く行なわれる他の従来の医療処置を行なうように従来の医療治療装置５８に接続することができる。

センサ６０は、先端部５６に隣接してプローブ本体５２に取着されている。図２に明瞭に示すように、センサ６０は、複数の平面検出素子６２、６４および６６を有している。素子６２は、共通のセンサ軸線Ｘ’と直交して配置されている。かくして、センサのＸ’軸上を延びる図２に示すベクトルＸ’は、平面検出素子６２と直交している。同様に、素子６４はセンサのＹ’方向と直交し、素子６６はＺ’方向と直交している。方向Ｘ’、Ｙ’およびＺ’は、互いに直交し、従って、素子６２、６４および６６の面も互いに直交している。各検出素子は、この検出素子が該特定の検出素子の面と直交するセンサに近接する磁場の成分と比例する出力電圧を発生するように、ホ−ル効果を有する材料を内蔵している。かくして、検出素子６２は、表面に砒化インジウム、砒化ガリウムなどのような電流磁気材料の薄膜を有するとともに、該膜の２つの対向する縁部に接続された一対の励起リード６８と、残りの縁部に接続された一対の出力電圧リード７０とを有している。動作においては、電流が縁部６８間を通され、かつ、磁場がセンサに近接して存在すると、センサの表面に直交する場の成分に比例する電圧がリード７０間に現われる。即ち、Ｂが局部磁場のベクトルであり、Ｘ’が素子６２に直交するセンサの軸線に沿ったＸ’のベクトルである場合には、素子６２からの出力電圧Ｖ０６２ は、
Ｖ_０６２＝Ｋ（Ｂ・Ｘ’）＋Ｖ_Ｉ６２
である。

上記式において、Ｖ_０６２は出力電圧であり、Ｋは比例因子であり、ＶＩ６２ は印加される磁場が零である場合の素子６２からの出力電圧である。素子６４は、同様のリード（図示せず）を有するとともに、出力電圧
Ｖ_０６４＝Ｋ（Ｂ・Ｙ’）＋Ｖ_Ｉ６４
を同様に発生する。

上記式において、Ｖ_０６４は素子６４からの出力電圧であり、Ｙ’はＹ’方向の単位ベクトルであり、Ｖ_Ｉ６４は印加磁場が零である場合の素子６４からの出力電圧である。同様に、素子６６は出力電圧Ｖ_０６６
Ｖ_０６６＝Ｋ（Ｂ・Ｚ’）＋Ｖ_Ｉ６６
を発生する。

上記式において、Ｚ’はＺ’方向の単位ベクトルであり、Ｖ_Ｉ６６は印加磁場が零である場合の素子６４からの出力電圧である。センサはプローブ本体５２の先端チップ５６内に配置されているので、センサ６０の位置と配向は、フレーム構造体３０とコイル３４−３８のＸ、ＹおよびＺ基準方向に対して固定されない。かくして、センサの局部軸Ｘ’、Ｙ’およびＺ’は、コイルとフレーム構造体のＸ、ＹおよびＺ軸に対して任意に配向することができる。

リード６８および７０並びに他の検出素子（図示せず）に連係する他のリードをはじめとするセンサ６０のリードは、プローブの本体５２を介して延びるケーブル７５を介して駆動および増幅装置７２（図１）に接続されている。駆動増幅装置７２は、適宜の励起電圧をセンサ６０の素子に印加するとともに、種々の検出素子の出力電圧Ｖ_０６６、Ｖ_０６４、Ｖ_０６２を増幅するように配設されている。駆動増幅装置７２はアナログ／デジタル変換器に接続され、変換器はコンピュータ４６の入力部に接続されている。接続は１つだけが図示されているが、変換器７４はマルチチャンネル装置であり、センサ６０の検出素子の全てからコンピュータ６４への全ての出力信号のデジタル表示を配給する多数の接続部および／または多重化構成体を有している。

装置は更に、センサ８０とマーカ本体７８を組み込んだ基準マーカ７６（図１）を備えている。マーカ本体７８は、患者の身体部に対して実質上固定された位置において患者の身体部に取着されるようになっている。かくして、マーカ本体７８は、該本体を患者の頭部、四肢または胴の外部に固定するためのクランプ、バンド、リングまたはストラップを有することができる。あるいはまたは更には、本体７８は、縫合糸、ピン、手術用ステープルその他の留め装置を受ける孔またはノッチを有することができる。基準マーカの本体はまた、従来の手術用接着テープ、包袋などで患者の身体に留めることができる。マーカ本体７８のような基準マーカの少なくとも一部、センサ８０またはこれらの双方は、Ｘ線、磁気共鳴画像形成法（「ＭＲＩ」）、コンピュータ化体軸断層撮影法（「ＣＡＴ」）その他の広く利用されている画像処理法のような患者の画像処理技術において検出可能な材料から形成される。基準マーカのセンサ８０は、監視プローブ５０のセンサ６０と実質上同じである。センサ８０は、駆動および増幅装置８２に接続され、装置８２はアナログ・デジタル変換器８４を介してコンピュータ４６に接続されている。装置８２と変換器８４は、駆動増幅装置７２およびアナログ・デジタル変換器７４と同じである。

本発明の装置は更に、患者、即ち、患者の身体部分の画像をデジタルの形態で記憶する画像記憶装置８６を有している。一般に、画像記憶装置８６は、従来のコンピュータメモリ装置を有している。画像入力装置８８も設けられている。入力装置８８は、Ｘ線装置、ＭＲＩ、ＣＡＴまたはビデオ装置のような適宜の画像処理装置からデジタル形態で画像を受けるとともに、入力された画像を画像記憶装置８６に移送する、ディスクドライブ、データ通信リンクなどのような従来のデジタルデータ入力装置を備えることができる。表示モニタ９０がコンピュータ４６に結合されている。表示モニタ９０には、ノブ９２、９４および９６のような手動入力装置が装備されているとともに、これらのノブの設定をコンピュータに連絡することができるようにコンピュータ４６に結合されている。データ入力装置は更に、マウス、トラックボール、ジョイスティックまたはキーボードを有することができる。

本発明の一の実施例に係る方法においては、頭部のような患者の身体部分が、ＭＲＩ、ＣＡＴ、Ｘ線などのような従来の画像処理装置を使用して画像処理されるとともに、基準マーカ７６がこの身体部分に取着される。かくして、このようにして知得された画像データは、基準マーカの表示を含む。この場合には、実施例の方法のこの段階では、基準マーカ全体を患者の身体に取着することは重要ではない。かくして、磁気センサ８０がマーカ本体７８から取り外される場合およびマーカ本体７８を使用される画像処理法により視認化することができる場合には、センサ８０は、本方法のこの段階でマーカ本体との接続から外すことができる。更に、基準マーカのセンサは、本発明の方法のこの段階で装置の残りの部分から取り外すことができる。実施例の方法のこの段階においては、患者は、フレーム３０または画像処理空間３２内に配置する必要はなく、一般には、配置されない。多くの場合、患者は全く別の部屋または施設において画像処理を受ける。この画像処理工程の後に、基準マーカは方法の残りの工程全体を通して患者の所定の位置に残される。基準マーカ７６の表示を含む患者の身体部分を示す画像データは、入力装置８８を介して画像記憶装置８６に移送される。画像データは、１つの面の画像、より望ましくは、複数の面の画像即ち身体部分の一部を組み込んだ完全な３次元空間全体に亘って放射線不透過または磁気共鳴活性を有するマップのような完全な３次元画像を含むことができる。画像データは、個々のデータ要素が画像の絵表示に表示されるべき密度または色彩を表示する出力データとして記憶することができる。あるいは、画像は、絵表示を再構成することができる磁気共鳴信号または未処理の断層撮影データの時間領域、あるいは周波数領域表示のような入力データの形態で記憶することができる。

本方法の次の段階において、患者の身体は検出空間３２内に配置される。プローブ５０は、医療技術の分野の通常の技術を使用して患者の身体の中へ挿入される。コンピュータ４６は、コイルを所定の繰返しシーケンスで動作させるようにコイルドライバ４８を作動させる。シーケンスは、全てのコイルがオフされ、かつ、検出空間３２の磁場が地球の磁場、付近の物体からの漂遊磁場などのような外部源により導入される磁場である場合の空（ｎｕｌｌ）状態を含む。更に、シーケンスは、各組のコイルについての順段階即ち均質場段階を含む。各セットのコイルが双方のコイルに同方向の電流が流れる上記した直列援用形態において順段階で駆動されている場合には、このセットはその軸線に沿って配向される実質上均質な単方向の磁場を提供する。例えば、順状態にあるＸ方向のコイル３４は、検出空間の中心位置即ちＸ、ＹおよびＺ軸の原点即ち交点３９に隣接して、Ｘ軸と平行する方向をなしかつ検出空間３２の中央領域を通して略同等の大きさを有する束から実質上なる場を提供する。多くの場合、場は、原点から延びかつコイル間の距離の約６２％を包囲するとともに、コイルの直径の約２５％に等しい距離だけ軸線から側部外方へ延びる領域に亘って約１％以内に均質である。これら３つのコイルは、かかるシーケンスにおいて異なる時間に別々に作動されるので、所定の時間では、１つのコイルセットだけが順モードで活動状態にある。

シーケンスはまた、各コイルセットのグラジェント形態即ち逆形態の作動モードを含む。逆モード即ちグラジェントモードにおいては、電流が各セットの２つのコイルに逆方向に流れ、各コイルセットが発生する場は、コイル間を軸線に沿って方向づけられ、かつ、この軸線に沿って略線形の均一なグラジェントを有する成分を含む。例えば、Ｘ方向のコイル３４がグラジェントモードで作動される場合には、場は、図３、４および５に示す形態を有する。図３において、Ｒ_ｘは、Ｘ方向即ちＸ軸と平行をなす逆即ちグラジェント磁場の成分である。図３に示すように、この成分は、検出空間の一方の端部に低い負の値を有する。Ｘ方向の成分Ｒ_ｘは、Ｘの値の増加とともに単調にかつ直線状に増加し、Ｘ＝０即ち原点３９において０を通過する。Ｘ軸に沿った所定の位置におけるＸ方向の成分の値即ち大きさは、ＹおよびＺの場合と同じである。Ｒ_ｘはかくしてＸだけの関数であり、ＹおよびＺに対して一定である。

Ｘ軸コイル３４が発生する逆即ちグラジェント場はまた、Ｘ軸と直交するラジアル（ｒａｄｉａｌ）成分を有する。ラジアル成分は、Ｘ軸を中心に対称であり、Ｘ軸から離れる方向を向いている。ラジアル成分は、Ｙ方向成分およびＺ方向成分に分解する。図４に示すように、Ｘコイル３４が発生する逆即ちグラジェント場のＹ方向成分Ｒ_ｙはＹとともに単純に変化し、Ｙ＝０即ちＸ−Ｚ面で０に達する。Ｘコイルの逆即ちグラジェント場のＺ方向成分Ｒ_ｚは、同様の形態を有する（図５）。かくして、Ｒ_ｚはＺに比例する。Ｒ_ｙ対Ｙの比例定数即ち勾配は、Ｒ_ｘ対Ｘの比例定数の約３分の１である。同様に、Ｒ_ｚ対Ｚの比例定数即ち勾配もまた、Ｒ_ｘ対Ｘの比例定数の約３分の１である。

図３、４および５に関する上記説明は、Ｘ軸コイル３４が発生する１つの逆即ちグラジェント場の種々の成分についてのものである。Ｙ軸コイル３６およびＺ軸コイル３８が発生する逆即ちグラジェント場は、同じ形態を有するが、異なる軸線に沿っている。かくして、Ｙ軸が発生する逆即ちグラジェント場は、Ｙの値の増加とともに単調に増加する（とともに、＋Ｙ方向へＹ軸に沿って変位が大きくなり）、Ｙの所定の値においてＸまたはＺとともに実質上変化しない成分Ｒ_ｙを有する。この成分はまた、Ｙ＝０点即ち原点３９において、かつ、Ｘ−Ｙ面に沿って約０の値を有する。同じＹ軸グラジェント場は、Ｙ軸に直交するラジアル成分を有する。ラジアル成分は、Ｘに比例するＸ方向の成分と、Ｚに比例するＺ方向の成分とに分解する。ＸおよびＹの距離を有するＸおよびＺ成分の比例定数はそれぞれ、Ｙ距離を有するＹ成分の比例定数の約３分の１である。

同様に、Ｚ軸コイル３８によって得られる逆即ちグラジェント場は、Ｚとともに単調に変化し、かつ、原点（Ｚ＝０）において約０に達するＺ方向成分を有し、この成分は、検出空間３２の中央領域内においてＸおよびＹに関して一定である。コイル３８が発生する逆即ちグラジェント場は、Ｘに比例するＸ方向成分と、Ｙに比例するＹ方向成分とを有し、これらの比例定数はいずれも、Ｚ方向の成分の比例定数よりも小さい。

逆即ちグラジェント場の場合にも、個々のコイルセットは、互いに異なる時間に別々に作動されるので、いずれの所定の時間にも１つのコイルセットだけが作動されるとともに、いずれのコイルセットともグラジェント場モードでは作動せず、別の組は均質モードにある。種々の動作がサイクルとして繰り返される。各サイクル内の特定のシーケンスは重要ではない。かくして、各サイクルにおいては、それぞれの均一な場を形成するように各コイルセットを作動させ、次いで、逆即ちグラジェント場を形成するように各コイルセットを作動させ、その後、全てのコイルを非活動状態とする。あるいは、シーケンスは、Ｘ方向コイルを作動させて均一な場を形成し、次いで、逆即ちグラジェント場を形成し、更に、ＹおよびＺコイルセットを同様の作動させるとともに、全てのコイルセットの作動を止めるというパターン、あるいはこれらのパターンの任意の組み合わせを含むことができる。しかしながら、コンピュータ４６は、シーケンスにおける各時点のコイルの作動を記録するので、センサ６０および８０からの入力データを特定のコイルセットの作動と連係させることができる。各シーケンスに要する時間が約１０乃至約１００ミリ秒となるように、シーケンス全体が素早く繰り返される。
場がシーケンスにおいて切り換えられると、コンピュータ４６は、各場を示す信号が各切換サイクルの所定の取得時間に取得されるように、センサ６０および８０からのデータの取得を制御する。かくして、各コイル対が特定のモードでオンに切り換えられると、このコイル対が発生する場の大きさは、式
Ｍ_ｊ＝Ｍ_ｃ（１−ｅ^{（−ｔ／ｔａｕ）}）
に従って一定値まで指数関数的に上昇する。上記式において、ｔは時間、Ｍ_ｊは時間ｔにおける瞬時の場の大きさ、Ｍ_ｃは定数即ち定常状態の大きさ、ｔａｕはコイルセットのインダクタンスに比例しかつ直列抵抗に逆比例する時定数である。取得時間は全ての切換えサイクルについて同じであるので、取得時間における瞬時の場の大きさＭｉ は常に、定常状態の場の大きさＭ_ｃの一定の割合である。例えば、切換えサイクルの開始と取得時間との間の遅れは、時定数ｔａｕの１倍に等しく、即ち、実質上定常状態に達するのに必要とされる遅れ時間の約２０パーセントである。この構成においては、各サイクルにおける獲得時間における瞬時の場の大きさは、定常状態の値の約６３パーセントである。各切換えサイクルは終了させることができ、しかも新しい切換えサイクルは獲得時間の直後に開始されるので、かかる構成は、各コイル対がデータの取得前に定常状態に入ることができる別の構成の場合と比べて、単位時間当たりの測定を一層多くすることができる。このスキームの変形例においては、取得時間はコイルセットを流れる瞬時電流を監視することにより制御することができる。このシステムは、作動状態にある特定のコイルセットの瞬時電流が平衡電流よりも低いのが好ましい所定のトリガ値まで上昇すると、各サイクルにおいてセンサ６０および８０かデータを取得するように構成されている。かかる構成の場合にも、センサのデータサンプルは、サイクル間で一貫した場の大きさで得られる。コイルは繰り返し作動されるが、信号はセンサ６０および８０から得られ、増幅され、デジタル化されて、コンピュータ４６に供給される。この信号は、Ｘ、ＹおよびＺ座標系の検出空間３２内において、センサおよび取着プローブの配向および位置を確認するのに使用される。各サイクルの各段階において、コンピュータはセンサ６０のＸ’、Ｙ’およびＺ’方向の場の成分を示すデータを取得するので、各コイルの作動の際にこのような各局部方向の場の別のデータエントリがある。各データエントリは、同じサイクルにおけるコイルがオフの状態即ち空場状態の対応するデータエントリを差し引くことにとり補正される。例えば、Ｘ’方向の場を与える素子６２の読みは全て、空場状態にあるときに取得されるＸ’方向の場成分の値を差し引くことにより補正される。これにより、コイルにより印加される場以外の場の影響が取り除かれる。センサの読みの「空補正」（”ｎｕｌｌ−ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ”）値についての以下の説明は、このようにして補正される値について云うものである。均質場の発生の際に取得されるセンサの読みの空補正値は、「Ｈ_ｍ，ｎ」とされ、ｍはどの検出素子が値を取得したかを示し、ｎは値の取得の際にどのコイル対が均質場を発生させたかを示す。表示を下記の表Ｉに示す。

表Ｉ
均質な場に関する検出素子の読み
Ｘ Ｙ Ｚ
検出素子 コイル対 コイル対 コイル対
Ｘ’−６２ Ｈ_ｘ’，_ｘ Ｈ_ｘ’，ｙ Ｈ_ｘ’，ｚ
Ｙ’−６４ Ｈ_ｙ’，_ｘ Ｈ_ｙ’，ｙ Ｈ_ｙ’，ｚ
Ｚ’−６６ Ｈ_ｚ’，_ｘ Ｈ_ｚ’，ｙ Ｈ_ｚ’，ｚ

かくして、均質場の全てにおいて取得される値は、３ｘ３マトリックスを形成する。これらの値は、各値を、特定の対が発生する束の大きさ、即ち、コイル対により印加される全束ベクトルの大きさで割ることにより正規化される（ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ）。この大きさは、個々のセンサの読みの二乗の合計の平方根である。

Ｈｘ＝ｓｑｒｔ［（Ｈ_ｘ’，ｘ）⁻２＋（Ｈ_ｙ’，ｘ）⁻２＋（Ｈ_ｚ’，ｘ）⁻２］
Ｈｙ＝ｓｑｒｔ［（Ｈ_ｘ’，ｙ）⁻２＋（Ｈ_ｙ’，ｙ）⁻２＋（Ｈ_ｚ’，ｙ）⁻２］
Ｈｚ＝ｓｑｒｔ［（Ｈ_ｘ’，ｚ）⁻２＋（Ｈ_ｙ’，ｚ）⁻２＋（Ｈ_ｚ’，ｚ）⁻２］

上記式において、Ｈ_ｘは、均一な場の作動の際にＸ軸のコイルセット３４により印加される磁束の大きさであり、Ｈ_ｙ２およびＨ_ｚ３は、Ｙ軸のセット３６およびＺ軸のセット３８によりそれぞれ印加される束の同様の大きさである。上記式において、「ｓｑｒｔ］は括弧内の値の「平方根」を意味し、⁻２は先行する値の二乗を意味する。これらの大きさは、正規化された値をコンピュータ処理するのに使用される。即ち、所定の均質場作動の際に得られる各センサの読みは、かかる作動の際に発生される束の大きさにより除される。

Ｈ’_ｘ’，ｘ＝Ｈ_ｘ’，ｘ／Ｈ_ｘＨ’_ｘ’，ｙ＝Ｈ_ｘ’，ｙ／Ｈ_ｙＨ’_ｘ’，ｚ＝Ｈ_ｘ’，ｚ／Ｈ_ｚ
Ｈ’_ｙ’，ｘ＝Ｈ_ｙ’，ｘ／Ｈ_ｘＨ’_ｙ’，ｙ＝Ｈ_ｙ’，ｙ／Ｈ_ｙＨ’_ｙ’，ｚ＝Ｈ_ｙ’，ｚ／Ｈ_ｚＨ’_ｚ’，ｘ＝Ｈ_ｚ’，ｘ／Ｈ_ｘＨ’_ｚ’，ｙ＝Ｈ_ｚ’，ｙ／Ｈ_ｙＨ’_ｚ’，ｚ＝Ｈ_ｚ’，ｚ／Ｈ_ｚ

センサの配向、即ち、フレーム３０とコイルセットのＸ、ＹおよびＺ軸に対するセンサのＸ’、Ｙ’およびＺ’軸の角度は、正規化された値から直接定めることができる。これらの値のいずれよりも小さい値が、均質な場の全てから配向を算出するのに必要とされる。この系は、算出に使用される最大の大きさを有する値の組、従って、最大の信号対ノイズ比を選択する。

コイルのＸ、ＹおよびＺ座標系に対するセンサの配向は、数多くの態様で表わすことができる。しかしながら、この配向は、ピッチ（ｐｉｔｃｈ）、ロール（ｒｏｌｌ）およびヨー（ｙａｗ）と呼ばれる３つの角度で表わすのが好ましい。これらはいずれも、センサのＸ’、Ｙ’およびＺ’局部方向が、コイル系のＸ、ＹおよびＺの基準方向と整合する、仮想の「ホーム」即ち零位置を云うものである。ピッチは、センサのＺ’局部方向とＺ基準方向との間の角度９３（図２）である。これは、
ピッチ＝ａｒｃｃｏｓ（Ｈ’_ｚ’，ｚ）
として算出される。ヨーは、Ｘ−Ｙ面におけるセンサのＺ’軸の投影とＹ基準方向との間の角度９４である。これは、
ヨー＝ａｒｃｔａｎ（Ｈ’_ｚ’，ｘ／Ｈ’_ｚ’，ｙ）
として算出される。この表示において、ヨーは零ピッチ状態に関しては不確定である。ロールは、センサの局部方向Ｘ’と系の基準Ｚ方向との間の角度９５として定義される。これは、
ロール＝ａｒｃｔａｎ（Ｈ’_ｙ’，ｚ／Ｈ’_ｘ’，ｚ）
として算出することができる。任意の他の内部的に一致した角度の組を使用して、配向を特定することができる。更に、センサの配向は、Ｘ、ＹおよびＺ基準座標系に基づいてセンサの局部座標系のいずれか２つのベクトルを特定することにより十分に特定することができる。単なる一例として、
Ｘ’＝ｉ（Ｈ_ｘ’，ｘ）＋ｊ（Ｈ’_ｘ’，ｙ）＋ｋ（Ｈ’_ｘ’，ｚ）
があり、該式において、Ｘ’はＸ’方向の単位ベクトルであり、ｉ、ｊおよびｋは、Ｘ、ＹおよびＺ基準方向の単位ベクトルである。

系はまた、グラジェント場の印加の際に取得されるセンサの読みを表わすデータを取得する。上記した均質な場の発生の際に取得されるデータの場合と同様に、グラジェント場のデータは、各センサの空場の値を差し引くことにより補正される。補正された値は、センサの読みを表わすデータ、従って、異なるコイルセットによりグラジェント場の印加の際の特定のＸ’、Ｙ’およびＺ’方向の場成分として捉えられる。かくして、下記の表ＩＩに示すように、Ｒ_ｘ’，ｘはＸ’センサの読み、従って、Ｘ軸コイルが逆即ちグラジェント場モードで作動しているときのセンサ６０のＸ’局部方向の場成分を示し、Ｒ_ｘ’，ｙはＹ軸コイル対のグラジェント場作動の際のＸ’局部方向の同様の成分を示す。以下同様である。

表ＩＩ
Ｘ Ｙ Ｚ
検出素子 コイル対 コイル対 コイル対
Ｘ’−６２ Ｒ_ｘ’，ｘ Ｒ_ｘ’，ｙ Ｒ_ｘ’，ｚ
Ｙ’−６４ Ｒ_ｙ’，ｘ Ｒ_ｙ’，ｙ Ｒ_ｙ’，ｚ
Ｚ’−６６ Ｒ_ｚ’，ｘ Ｒ_ｚ’，ｙ Ｒ_ｚ’，ｚ

グラジェントモードでの各コイルセットの作動の際にセンサ６０の全束ベクトルの大きさは、コンピュータ４６により次の通り算出される。
｜Ｂｘ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｘ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｘ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｘ）⁻２］
｜Ｂｙ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｙ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｙ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｙ）⁻２］
｜Ｂｚ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｚ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｚ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｚ）⁻２］

上記式において、｜Ｂｘ｜は、グラジェント即ち逆モードにおけるＸ軸コイルセット３４の動作の際のセンサの束の大きさであり、｜Ｂｙ｜はＹ方向コイルセット３６のグラジェント場作動の際のセンサ６０の束ベクトルの大きさであり、｜Ｂｚ｜はＺ方向コイルセット３６の作動の際のセンサの束ベクトルの大きさである。

各グラジェント場の全束ベクトルの大きさは、グラジェント場のセンサの読みＲ_ｘ’，ｘ・・・Ｒ_ｚ’，ｚから上記のように容易に算出することができるが、コイルにより画成されるＸＹＺ基準座標系におけるグラジェント場束ベクトルの方向は、これらの値だけからは確認することができない。かくして、Ｒ_ｘ’，ｘ・・・Ｒ_ｚ’，ｚの値は、センサのＸ’、Ｙ’およびＺ’局部方向の成分を表わす。正規化された均質場の値Ｈ’_１１・・・Ｈ’_３３は、各コイルセットのグラジェント場成分の値に関して使用されて、各コイルセットの軸線に対するこのコイルの全グラジェント場ベクトルの投影を導き出し、かくして、このグラジェント場を形成するように作動されたコイルセットの軸線のグラジェント場ベクトルの成分を引き出す。

先づ、系は、全グラジェント場ベクトルと同じコイル対が発生する正規化された単位大きさの均質場ベクトルとの間の差ベクトルの大きさをコンピュータ処理する。例えば、図６に示すように、系は、グラジェントモードにあるＸ軸コイルセットの作動の際の全束Ｂｘ と均質場モードにあるＸ軸コイルセットの作動の際の束の方向の単位ベクトルを示す正規化された単位長ベクトルＨ’ｘとの間のベクトル差を示す差ベクトルｄｘの大きさをコンピュータ処理する。後者の方向がコイルセットのＸ軸に沿っているのは当然である。センサのＸ’、Ｙ’およびＺ’座標系の差ベクトルの成分は、グラジェントモードにあるＸコイルセットの作動の際に取得されるグラジェント場センサの値Ｒｘ’，ｘ、Ｒｙ’，ｘ、Ｒｚ’，ｘおよび均質場モードにある同じコイルセットの作動の際に取得される正規化された均質場センサ値Ｈ’_ｘ’，ｘ、Ｈ’_ｙ’，ｘ、Ｈ’_ｚ’，ｘから直接算出することができる。かくして、
｜ｄｘ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｘ−Ｈ’_ｘ’，ｘ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｘ−Ｈ’_ｙ’，ｘ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｘ−Ｈ’_ｚ’，ｘ）⁻２］
となる。

上記式において、｜ｄｘ｜は、差ベクトの大きさである。グラジェント場全束ベクトルＢｘの単位ベクトルＨ’ｘの大きさと差ベクトルｄｘの大きさがいずれも既知である場合には、これらのベクトル間の角度は、余弦則を適用することにより算出することができる。特に、グラジェントモードにあるＨ方向のコイルセットの作動の際のセンサの全グラジェント場ベクトルＢｘと単位ベクトルＨ’ｘとの間の角度Ｔｘは、
Ｔｘ ＝ａｒｃｃｏｓ［（１＋｜Ｂｘ｜⁻２−｜ｄｘ｜⁻２）／（２＊｜Ｂｘ｜）］
として算出することができる。

Ｘ軸コイルセットが発生する均質場は磁束がＸ軸に沿って方向づけられているので、角度Ｔｘはグラジェント場全束ベクトルＢｘとＸ軸との間の角度を表わす。Ｘ軸基準方向のグラジェント場全束ベクトルの成分は単に、
Ｒ_ｘ＝（｜Ｂ_ｘ｜）ｃｏｓ（Ｔ_ｘ）
となる。これは、逆場モードにおけるＸ軸コイルセット３４の作動の際のセンサ６０におけるＸ方向の束の成分を表わす。上記したように、Ｘ方向コイルセットのこの動作の際の束の成分は、Ｘ方向の位置に実質上比例する（図３）。かくして、
Ｘ位置（ｍｍ）＝（Ｍ_ｘ）（Ｒ_ｘ）
となる。

上記式において、Ｍ_ｘは変換因子である。変換因子は、束Ｒ_ｘのＸ成分をＸ方向の距離に関連させる関数の勾配を示す。Ｍ_ｘはまた、センサの種々の素子の感度と、種々の増幅チャンネルのゲインとが全てのセンサに関して同等であるとした場合に、これらの因子を考慮するように設定する（ｓｃａｌｅ）ことができる。あるいは、別の感度設定因子を適用して、各検出素子から得られる電圧Ｖ_０６２、Ｖ_０６４、Ｖ_０６６を磁束成分の実際の数値に変換することにより、別の設定因子を、異なる検出素子からの読みに適用することができる。

差ベクトルおよび角度は、グラジェントモードにおけるＹ方向コイルセットの動作の際のセンサ６０において検出される束ベクトルＢｙのＹ軸成分Ｒｙを引き出すとともに、Ｚ軸コイルのグラジェント動作の際のＺ方向のＺ軸成分Ｒｚを引き出すように、著しく類似した態様でコンピュータ処理される。差ベクトルの大きさは、
｜ｄｙ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｙ−Ｈ’_ｘ’，ｙ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｙ−Ｈ’_ｙ’，ｙ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｙ−Ｈ’_ｚ’，ｙ）⁻２］
および
｜ｄｚ｜＝ｓｑｒｔ［（Ｒ_ｘ’，ｚ−Ｈ’_ｘ’，ｚ）⁻２＋（Ｒ_ｙ’，ｚ−Ｈ’_ｙ’，ｚ）⁻２＋（Ｒ_ｚ’，ｚ−Ｈ’_ｚ’，ｚ）⁻２］
として算出される。

上記式において、｜ｄｙ｜および｜ｄｚ｜は、Ｙ軸およびＺ軸コイルに関する差ベクトルの大きさであり、上記｜ｄｘ｜と同じ態様で算出される。角度ＴｙおよびＴｚは、余弦則を使用して、Ｔｘと同じ態様で、
Ｔ_ｙ＝ａｒｃｃｏｓ［（１＋｜Ｂｙ｜⁻２−｜ｄｙ｜⁻２）／（２＊｜Ｂｙ｜）］
および
Ｔ_ｚ＝ａｒｃｃｏｓ［（１＋｜Ｂｚ｜⁻２−｜ｄｚ｜⁻２）／（２＊｜Ｂｚ｜）］
として算出される。Ｙ方向およびＺ方向の位置は、Ｘ方向の位置と全く同じ態様で、これらの成分および角度から算出される。かくして、
Ｒｙ＝（｜Ｂｙ｜）ｃｏｓ Ｔ_ｙ
Ｒｚ＝（｜Ｂｚ｜）ｃｏｓ Ｔ_ｚ
Ｙ位置＝（Ｍ_ｙ）（Ｒ_ｙ）
Ｚ位置＝（Ｍ_ｚ）（Ｒ_ｚ）
かくして、コイルが空、均質およびグラジェント状態を循環するたびに、コンピュータ４６は、センサ６０の位置と配向を再計算する。センサ６０がプローブ本体５２の先端チップ（ｔｉｐ）５６に取着されているので、これらの計算により、プローブ本体の先端チップの位置および配向がわかる。

上記説明においては、Ｘ方向の位置をＸ方向成分Ｒｘの大きさに関連させる変換因子Ｍｘは、ＹおよびＺの全ての値について完全に一定でありかつ完全に均一であると想定されている。同様に、Ｙ方向の位置をＹ方向磁束成分の大きさに関連させかつＺ方向の位置をＺ方向磁束成分の大きさに関連させる対応する変換因子も一定であるとされている。位置決定の精度は、検出空間における種々の位置の実際の変換因子のマップを得るように装置を較正することにより高められる。較正工程においては、各軸線方向の場の成分の実際の大きさは、該軸線に連係するコイルセットの逆即ちグラジェント場動作の際に、種々の既知の値のＸ、ＹおよびＺで測定される。例えば、Ｙ軸成分は、Ｙ軸コイルセットのグラジェント場動作の際の既知の場所で測定される。各グラジェント場は、連係するコイルセットの軸線を中心に略対称をなしている。従って、較正測定値は、コイルセットの軸線を含む１つの面上の位置で得られ、同じ値がコイルセットの軸線を中心とする実際の測定位置の回転に対応する位置に適用されると想定することができる。測定された大きさは、既知の各位置において適用することができる実際の変換因子を得るのに使用される。同じデータが、較正において取得されるデータの全てに最もよく適合する所定の方向の１つの因子を見出すことにより、検出空間に全体として適用することができる各方向の平均変換因子を得るのに使用される。

動作においては、センサのＸ、ＹおよびＺ座標が、平均変換因子と、グラジェント場成分Ｒｘ、ＲｙおよびＲｚの測定値とを使用して、第１の近似値として定められる。これらの第１の近似座標は、次に、方法の較正工程の際に測定値を得る最接近した位置の実際の変換因子間で補間を行なうことにより実際の変換因子を定めるのに使用される。得られた変換因子は、第２の近似座標を定めるのにグラジェント場成分Ｒｘ、ＲｙおよびＲｚの測定値とともに使用され、第２の近似座標は較正データにおける補間による実際の変換因子の新たな値を定めるのに使用される。これらの工程は、近似値が、位置の最良の近似値を示す、種々の座標の一定値に収斂するまで繰り返される。

全く同様にして、コンピュータは、基準マーカ７６のセンサ８０の検出素子から束成分の値を取得する。コイルの各サイクルにおいて、コンピュータは基準マーカの位置および配向も駆動する。

コンピュータ４６は、記憶装置８６から患者の身体部分の画像を画成するデータを得る。先行する画像処理工程の際に得られた患者の身体部分の画像は、基準マーカ７６の表示を含んでいるので、表示される画像Ｉは、基準マーカ７６の絵表示１０２を含んでいる。コンピュータはまた、モニタースクリーン上の所定の場所に基準マーカ７６の絵表示１０４を表示するようにモニター９０を作動させる。表示１０４は、ＸＹＺ基準フレーム内の位置即ち磁場測定値から得られる基準マーカの位置に対応する位置に表示される。表示１０４の配向は、磁場測定値から定められる基準マーカの配向に対応するように設定される。基準マーカの表示１０４がモニタースクリーン上の同じマーカの表示１０２と整合する場合には、これは、患者の身体部分の画像が、ＸＹＺ基準座標系内の身体部分の位置および配向に対応するモニタースクリーン上の位置および配向で表示されていることを示すものである。

表示工程の開始時には、患者の身体部分の画像Ｉは、多くの場合、不整合即ち位置ずれを生じている。かくして、画像に組み込まれている基準マーカの表示１０２は、位置および配向の磁気データから得られる基準マーカの表示１０４との整合から外れている。使用者は、適宜の入力を手動入力装置９２、９４および９６に加え、表示１０２が表示１０４に重なるまで、かつ、これら２つの絵要素が互いに精確に整合するように、画像を変位させかつ回転させることにより画像を再配向させるように、コンピュータに手動で指示を与える。記憶された画像が身体部分を通る複数の面の画像即ち「スライス」を含む場合には、画像処理面がセンサを介して切断している基準センサの表示１０２を実際のサイズで示すように、正しい面内において画像を選択するように画像に対する手動調整行なわれる。これらの手動制御入力により、使用者は、画像の初期の基準フレームと系のＸ−Ｙ−Ｚ基準フレームとの間の関係を系に知らせるように、系に関係データを入力し、系は、この画像をＸ−Ｙ−Ｚ基準フレームの画像に変換する。

基準マーカの表示１０４と表示１０２とが互いに重なるように手動制御体を作動させると、別の「ロック」信号がキーボード１０６のような従来のデータ入力装置を介してコンピュータに送られ、かかる整合が行なわれたことを指示する。コンピュータは、「ロック」信号を受信すると、画像内の基準マーカの表示１０２を基準マーカの磁気データ誘導表示１０４と継続して整合保持する。かくして、磁場測定により得られた基準マーカ７６の位置および配向データが、基準マーカ７６の位置、配向またはこれら双方の変更を示すときには、コンピュータはモニター９０の基準マーカの磁場誘導表示１０４を変位させ、従って、基準マーカの表示１０２を含む画像Ｉを同じようにして変換させる。かくして、患者を、処置の際に固定状態に保持する必要はなくなる。

例えば、図１に示す特定の画像Ｉは、Ｙ−Ｚ軸と平行する切断面で得られる。磁場測定値から得られる基準マーカ７６の位置および配向データは、画像が最初に整合されているので、患者の身体部分が＋Ｙ方向に移動しかつ＋Ｘ軸を中心に時計廻り方向へ回転したことを示し、次いで、コンピュータ４６は画像を変換しかつモニター９０を作動させて、対応する方向へ変位されかつ回転された画像をモニタースクリーン上に示す。変位および回転を２次元および３次元で示すように記憶画像を変換させる方法は、本技術分野において周知であるので、本明細書において詳細に説明する必要はない。しかしながら、かかる方法は、任意に入力される変位および位置に応答して変換される画像を示すのに広く使用されている。本明細書においては、変換技術は、磁場監視系により測定される身体部分の実際の変位と回転に応答して適用される。

この時点では、患者の身体部分の画像Ｉは、フレームとコイルのＸＹＺ基準座標内の実際の位置および配向に応答する位置においてモニター９０のスクリーンに表示される。コンピュータは、プローブ５０の少なくとも先端部５６の表示１０８を示すように表示装置９０を作動させる。表示１０８の位置と配向は、センサ６０による磁場測定値から得られる先端チップ５６の位置および配向に対応する。表示１０８と画像Ｉの双方がＸ、Ｙ、Ｚ基準方向座標系においてプローブと患者の身体部分の実際の位置および配向に対応する位置および配向でモニター９０に表示されるので、モニタースクリーン上の組み合わされた表示１０８と画像Ｉは、患者の身体の部分に対するプローブ先端チップの位置を精確に示す。更に、プローブ先端チップ５６の位置と配向が変化すると、コンピュータはモニタースクリーン上のプローブの表示１０８の位置および配向を変える。監視プローブのチップ５６と基準マーカ７６の表示は、絵表示とすることができ、あるいは線、矢印などのような概略表示とすることもできる。

かくして、系は、プローブのチップと患者の身体部分との本当の即ち実際の関係を継続して示す。実際には、系は、Ｘ線、ＣＡＴまたはＭＲＩ画像を継続して得ることによりプローブチップを表示するなどして、医療処置の際に患者を継続して画像処理することにより得られる結果と同様の結果を提供する。しかしながら、本発明のこの実施例に係る磁場監視工程は、進行中の医療処置を妨害するものではない。電離放射線は全く使用されない。更にまた、使用される磁場は著しく小さいので、検出領域において有意の感知可能な力あるいは磁性物質を用いることはない。系は、検出空間において磁性材料および／または漂遊電磁界の存在に実質上不感受性である。コイルは、多くの場合、医師が開口４０を介して患者に到達することができるように検出空間に満足なアクセスを提供するので、医者は所要の処置を行なうことができる。更に、コイルと支持構造体は、素早く取り外すことができるので、処置の際の緊急な危機に一層容易に対処することができる。

本発明は、精確な位置情報を提供することができるとともに、患者の身体の画像にプローブの表示を重畳することができるので、多くの医療処置において有用であるが、内視鏡装置を脳において使用しようとする処置において特に有効である。内視鏡装置は、多くの場合、内視鏡の先端チップを直接包囲する組織の画像を提供する小型ビデオカメラ、繊維光学装置などを装備しているが、脳の多くの領域は同じ内視鏡外観を呈するので、かかる画像では、医師は脳内のチップの場所を確認することができない。上記した本発明によれば、医師は、脳の画像に対するプローブの先端チップの表示を見ることにより装置の位置および配向を監視することができる。かくして、プローブを備えた内視鏡装置は、プローブを使用して位置決めし、プローブを内視鏡本体５３の孔から取り出し、次いで、内視鏡の孔に従来の内視鏡手術器具を通すようにして、脳の外科手術その他の処置を行なうのに使用することができる。あるいは、内視鏡は、２つの孔または１つの大きな孔を有するようにすることができ、これにより、プローブを所定の場所に配置したまま、装置を挿入することができる。更に、センサ６０は、内視鏡本体５３がプローブ本体として作用するように、内視鏡自体の先端チップに取着することができる。上記した方法および装置はまた、例えば、脊髄柱、心臓、耳喉頭管、尿路管および尿路器官、腹部並びに肺のような身体の他の全ての領域において使用することができる。本発明の別の実施例によれば、フレームのない立体方式系が提供されている。従来の立体方式系においては、剛性のプローブが患者の身体の外側に取着され、身体部分に固定されたフレームにより案内されることにより、プローブのチップを身体内の正しい場所に配置することができる。かくして、フレームは頭蓋に固定することができ、プローブはフレームにより設定された所定のラインに沿って前進される。上記した系を使用すれば、フレームは必要ではなく、患者に対するプローブの位置は、プローブおよび患者の基準マークにおける測定磁気成分から定めされる。プローブが剛性を有する場合には、プローブの磁気センサはプローブの基端部に配置することができ、処置の際には患者の身体の外部に保持される。この場合には、コンピュータ系は、センサの位置および配向からプローブのチップの位置を算出するように構成される。

本発明に係る別の方法においては、共通の関節１７７において接合されている患者の体肢の部分１７４および１７５（図７）のような複数の身体部分にプローブ１７６Ａおよび１７６Ｂがそれぞれ配設される。各プローブは図１に関して上記した基準マーカ７６と同様のものである。プローブ１７６Ａは、体肢の部分１７４内の骨１８２に対して実質上固定された位置に保持されるように、体肢１７４にバンド１８０により固定される。精度をより一層高めるために、プローブ１７６は、プローブを体肢内に外科的に挿入し、あるいは体肢の軟組織を介して骨まで延びるピン（図示せず）にプローブを接続するようにして、骨に直接取着することができる。同様に、プローブ１７６Ａは、プローブが骨１８３に対して固定位置に保持されるように体肢の部分１７５に取着される。この場合にも、身体部分の画像は、Ｘ線、ＣＡＴ、ＭＲＴその他の画像処理方法により取得される。この画像は、プローブ１７６Ａおよび１７６Ｂの画像とともに、骨１８２および１８３の画像を含んでおり、更に、周囲の軟組織のような他の身体部分の画像も含むことができる。

図１乃至６に関して上記した態様と同様に、画像はコンピュータ４６に連係する画像記憶装置に入力されて、記憶される。次に、体肢が、装置の検出空間３２内に配置される。プローブ１７６Ａおよび１７６Ｂに組み込まれているセンサは、装置の駆動および増幅装置７２および８２に接続されている。これらのプローブの位置および配向は、図１乃至図６に関して上記した態様と同様にして磁気測定値から装置により取得される。２つのセンサの位置と配位は、同時に監視される。図８に示すように、２本の骨１８２および１８３を示す画像Ｉ_１８２およびＩ_１８３は、コンピュータによりモニタースクリーンに表示される。表示された画像は、プローブ１７６Ａの表示１８６Ａと、プローブ１７６Ｂの表示１８６Ｂを有する。コンピュータはまた、上記と同じ態様で、磁気測定値により定められるプローブの位置に対応する位置においてプローブ１７６Ａおよび１７６Ｂの表示１８８Ａおよび１８８Ｂを表示する。使用者は、コンピュータに連係する手動入力制御体を利用することにより、画像のプローブ１７６Ａの表示１８６Ａが磁気に基づく表示１８８Ａに重畳しかつこれに整合するまで、画像Ｉ_１８２の位置を変えるようにコンピュータを作動させ、これにより使用者はロック信号を入力する。使用者は、プローブ１７６Ｂの表示１８６Ｂが磁気データから得られた表示１８８Ｂに重畳されて正しく整合されるまで、画像Ｉ_１８３の位置を別個に手動で調整する。この時点で、使用者は、別のロック信号を入力する。

双方の画像がこのようにして磁気基準フレームと整合配置されると、双方の身体部分は当初の基準位置に位置する。磁場測定値により検出されたプローブ１７６Ａまたは１７６Ｂのその後の動きは、関連する身体部分１７４または１７５の動きを示すものとして捉えられる。かくして、プローブ１７６Ａが図７に破線で示されている移動位置１７６Ａ’へ移動すると、コンピュータが関連する骨１８２の画像Ｉ_１８２を画像Ｉ’_１８２に変換する（図８）。画像Ｉ_１８２に加えられてこれを変換画像Ｉ’_１８２に変換する回転および／または並進運動は、出発位置１７６Ａから移動位置１７６Ａ’へのプローブの回転および並進に対応する。

各身体部分の画像は、関連するプローブから誘導される位置および配向データに従って独立して処理される。系は、骨が互いに相対的に動くときに、実際の相対的位置と配向状態とにある身体部分、特に、骨１８２および１８３の画像を示す。実際に、系は、透視診断画像形成系のような連続画像形成系と同等の画像を、この画像形成系が有する欠点を生ずることなく提供する。同じ系はまた、図１のプローブ５０について上記したようなセンサを備えた１つ以上のプローブのごとき１つ以上の医療器具の配向および位置を示すことができる。双方の身体部分の画像が互いに対してかつフレームおよびコイルのＸＹＺ基準方向座標系に対して実際の位置と配向とで示され、しかも器具の表示が同様に実際の位置と配向とで示されると、器具は双方の身体部分に対して適正な位置と配向で示される。

図８の例では、画像Ｉ_１８２およびＩ_１８３は、プローブの表示１８６Ａおよび１８６Ｂを含むように図示されている。しかしながら、画像が、プローブの表示を磁場に基づく表示１８８Ａおよび１８８Ｂと整合させることによりＸＹＺ座標系と整合されると、プローブ表示１８６またはプローブ表示１８８を更に視認表示させる必要はない。この段階では、表示装置は、関節１７７のような問題の領域だけを示すことができる。

上記した各系においては、患者の画像は、プローブの磁場誘導表示またはマーカを画像内のプローブまたはマーカの表示と手動で整合させることにより、ＸＹＺ座標系と整合される。しかしながら、この工程は、自動パターン認識装置を使用して患者の画像内の基準マーカの表示を検出ことによるなどして、自動化することができる。このように自動化すると、基準マークまたはプローブの視認表示を行なう必要性がなくなる。図１に関して上記した系においては、患者の身体には基準マーカが１つだけ配設されている。かくして、画像データと座標系との整合は、この単独マーカの位置および配向データにより左右される。精度と融通性を一層高めるため、複数の基準マーカ、好ましくは、３つの基準マーカを使用し、患者の身体部分の互いに離隔しかつ非共直線（ｎｏｎ−ｃｏｌｉｎｅａｒ）位置に配置する。図７および図８の実施例のように、複数の独立して動くことができる身体部分に適用しようとする場合には、複数のプローブをそれぞれの部分に取着することができる。

あるいはまたは更に、患者の身体部分は、基準マーカ以外の手段により、ＸＹＺ基準座標系と整合させることができる。最も簡単な構成においては、患者の身体部分は、既知の場所と配向とでフレーム３０に固定され、身体部分の画像Ｉはこの既知の場所に対応する位置においてモニター９０に表示される。あるいは、図１に示す頭部のような、患者の身体部分の位置と配向は、機械的その他の非磁気測定装置により測定され、このデータはスクリーン９０の画像Ｉの適正な位置と配向を定めるのに使用される。

本発明の更に別の実施例において使用されるセンサは、半導体チップ（ｃｈｉｐ）２５０の形態をなす３つの場検出素子を備えている（図９）。各チップは、磁気抵抗材料の１つ以上の細長いバー２５２を有する。各チップは、バーの方向の磁場成分に感応性がある。センサは更に、誘電体層と、該誘電体層に設けられた導体２５６を有する折り曲げ自在のシート状支持体２５４を備えている。支持体２５４は、柔軟なテープ状電子回路に広く使用されるタイプのポリイミド材料から形成するのが望ましい。支持体２５４は当初は、図９に示すように略十字形をなしている、支持体は、矩形または方形の中央パネル２６２と、中央パネル２６２の一方の縁部から突出する先端パネル２６４と、中央パネルの対向する縁部から突出する一対の側部パネル２６６および２６８とを有している。支持体は更に、先端パネル２６４とは反対側の中央パネル２６２の縁部から突出する細長いストリップ２６６を有している。

チップ２５０が１つ中央パネル２６２に取着され、別のチップが先端パネル２６４に取着され、第３のチップ２５０が側部パネル２６６に取着される。側部パネル２６６に取着されたチップの磁気抵抗バー２５２は、先端パネル２６４に取着されたチップのバー２５２と平行をなしているが、双方は中央パネル２６２に取着されたチップのバーとは直角をなしている。１つ以上のサーミスタ、熱抵抗素子その他の温度感知装置を組み込むことができる温度感知チップ２５８が、支持体の他方の側部パネル２６８に取着されている。増幅チップ２６０が、中央パネル２６２との接合部に隣接する支持体の細長いストリップ２６６に取着されている。これらの素子は、平面回路パネルに対して適用される従来の半導体取着および接続技術を使用して支持体に取着することができる。素子を支持体に取着してから、支持体をコア２７０の上で折り曲げる。コア２７０は、実質上、矩形の中実体または立方体の形態をなしており、誘電材料から形成するのが好ましい。中央パネル２６２は、支持体の一方の面２７２に配置される。先端パネル２６４と、側部パネル２６６および２６８と、ストリップ２６６は、面２７２に隣接するコアの面にこれらが配置されるようにコアの縁部で折り曲げられる。パネルとストリップは、コアの所定の位置に固定される。

この状態では、仕上げられたセンサは、立方体の３つの直交面に磁気抵抗検出素子２５０を有しており、３つの素子のバーは直交する３方向に延びる。磁気抵抗素子、温度センサ２５８および増幅器２６０を含むセンサ全体は、幅と厚みが望ましくは約５ｍｍ未満、より好ましくは約１ｍｍ未満である。

この実施例に係るセンサは、検出素子がプローブ本体の先端チップにまたはこれに近接して配置され、かつ、センサの細長いストリップ２６６およびその導体２５６が外部導体（図示せず）に接続のためにプローブ本体の基端部へ向けて延びるように、細長いプローブ本体２８０に取着することができる。センサのこのようなコンパクトな構成により、望ましくは約０．８ｍｍ以下という著しく小さい直径を有するプローブ本体を使用することができる。この実施例に係るプローブは、上記したような方法において使用することができる。このセンサにおいては、各検出素子は、上記したセンサの場合のようにセンサの面に直交するのではなく、センサの面と平行する一の方向の場成分に感応性を有する。更に、センサの組込み増幅器が、信号対ノイズ比を高める。その他の点においては、プローブは上記したのと同じ態様で使用される。

本発明の更に別の観点に係る方法においては、図９および図１０のプローブは、患者の身体内の生理学的な温度測定値を得るのに使用される。上記したように、プローブは患者の身体に挿入され、プローブの先端チップは体内の種々の場所に亘って動かされる。プローブが動くと、磁場監視系はフレームのＸＹＺ基準方向座標系内で先端チップの場所の追跡を行なうので、各温度測定値はこの座標系における位置と連係する。かくして、温度対位置のマップがコンピュータ４６のメモリに記憶される。好ましくは、かかるマップは、患者の関連する身体部分の画像に連係して表示されまたは記憶される。上記したように、かかる画像は、基準マーカを使用しあるいは他の手段を介して磁場装置の基準方向座標系と整合される。かくして、プローブにより測定される温度は、例えば、異なる温度に対応するように画像の種々の部分に影をつけまたは色を付し、あるいは図１１に示すように身体の画像に重畳される輪郭線を示すことによるなどして、身体部分の特徴にマップ処理を行なうことができる。

図９−１１に関して説明したプローブおよび方法は、例えば、プローブを身体内に自然の身体オリフィスを介して挿入し、腸管、尿管および呼吸管のような腔を探査しかつ局部的な高温部分を検出するのに利用することができる。かかる部分は、悪性腫瘍のような病理学的状態と関連することがしばしばある。更に、このような部分が位置的に定められ、精確にマップ処理されると、医師は、この部分を視認検査しおよび／または試験切除、手術、切除その他の処置を行なうことができる。
温度感応素子２５８は、ｐＨ、イオン濃度などのような他の生理学的可変因子に対して感応する１つ以上の素子で置き換えあるいはこれらの素子で補充することができる。更に、温度その他の生理学的可変因子に感応する素子を、磁気センサとは別に形成することもできる。

身体部分の画像に重畳されるマップ処理された生理学的データの表示の変形例として、マップ処理されたデータを絵の形態などで単独で表示することができる構成がある。例えば、高温部分を示す絵表示により、重畳することなく、腫瘍のサイズおよび形状を示すことができる。生理学的データのマップは、リアルタイムで得られ、表示されるので、（重畳された身体部分の画像のある、またはかかる画像を持たない）表示マップを利用して、医者は更にマップ処理を行なうことができる。かくして、医者は先づ、問題の部分の一定数の広く離れた場所でプローブを動かして、粗のマップを得ることができる。この粗のマップは、接近した距離の位置のマップ処理により、精密検査を要する部分の位置決めに使用することができる。

上記した装置および方法の別の変形例においては、Ｚ軸コイルおよびこれに対応する均一な場およびグラジェント場が削除される。かくして、系は、わずか２つのコイルセットからのわずか２つの直交する方向の均一な場とグラジェント場とを使用するだけである。しかしながら、この系は依然として、プローブの位置と配向を３次元で得ることができる。均一なＸ、ＹおよびＺ場の束ベクトルＸ、ＹおよびＺ場は互いに直交しているので、いずれか１つの均一な場の束ベクトルは、残りの２つのクロス乗積を算出することにより算出することができる。即ち、仮想の第３の均一な場の束ベクトルがセンサのＸ’、Ｙ’およびＺ’座標系において有する成分は、同じ座標系における残りの２つの均一場束ベクトルの実際の成分から算出することができる。かくして、仮想のＺ方向均一場束ベクトルの正規化された成分Ｈ’_ｍ’，ｎは、Ｘ方向およびＹ方向の場について測定された実際の正規化された成分から算出することができる。

Ｈ’ｘ’，ｚ＝（Ｈ’ｙ’，ｘ＊Ｈ’ｚ’，ｙ−Ｈ’ｙ’，ｙ＊Ｈ’ｚ’，ｘ）
Ｈ’ｙ’，ｚ＝（Ｈ’ｚ’，ｘ＊Ｈ’ｘ’，ｙ−Ｈ’ｚ’，ｙ＊Ｈ’ｘ’，ｘ）
Ｈ’ｚ’，ｚ＝（Ｈ’ｘ’，ｘ＊Ｈ’ｙ’，ｙ−Ｈ’ｘ’，ｙ＊Ｈ’ｙ’，ｘ）
かくして、成分Ｈ’_ｍ’，ｎはいずれも、ＸおよびＹコイルセットだけを均一場モードで動作させることにより取得することができる。

３つの実際のコイルセットを使用する上記方法においては、系は各コイルセットの軸線に対するそのコイルセットの逆場またはグラジェント束ベクトルの投影（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）の大きさを算出する。しかしながら、一のコイルセットからの逆場束ベクトルの測定値は、削除することができる。削除したコイルセットに対応する軸線の位置を見出すために、系は、残りの２つのコイルセットの一方から第３の軸線およびそのコイルセット自身の軸線に対する束ベクトルの一方の投影を算出する。これは、一のコイル対の値（表ＩＩの一のカラム）を第３のコイル対の値に単にコピーすることにより計算で行なわれる。かくして、Ｚ方向のコイルが削除される場合には、系は、
Ｒ_{ｘ’，ｚ＝}Ｒ_ｘ’，ｙ
Ｒ_{ｙ’，ｚ＝}Ｒ_ｙ’，ｙ
Ｒ_{ｚ’，ｚ＝}Ｒ_ｚ’，ｙ
を設定し、あるいは上記と同じ態様で計算を行なう。しかしながら、Ｙ方向の場はＸ軸に沿った主要成分と、Ｚ軸に沿ったラジアル成分だけとを有するので、原点からＺ方向へ所定の距離の部分のＺ軸成分の大きさＲ_ｚは、Ｙ方向の等距離の場所のＹ方向成分の大きさＲ_ｙの約−０．３６倍となる。かくして、Ｚ方向グラジェントｄＲｚ／ｄＺはＹ方向グラジェントｄＲｙ／ｄＹの約−０．３６倍であり、Ｚ軸束成分をＺ軸距離に変換するのに使用される変換因子Ｍ_ｚはこれに応じて調整される。上記した較正工程が使用される場合には、Ｚ軸変換因子は、Ｙ軸コイルセットの作動の際に測定される。

この変形例に係る系は、２つの直交するコイルセットだけが必要であり、かくして、医師は患者に一層容易にアクセスすることができる。

上記した装置および方法においては、種々のコイルセットは交互に作動されるので、いずれの所定の時点でも一のコイルセットだけが作動していることになる。しかしながら、本発明の別の実施例において使用される磁場の所定の時間シーケンスは、同時に印加される２つ以上の場を含むことができる。同時印加の場は、異なる周波数で変化される。この場合には、磁場を示すセンサからの信号は、これらの異なる周波数で変化する別の成分を有する。各かかる成分は、一の場のセンサの読みを示す。これらの成分は、従来のフィルタ処理技術によりセグメント化され、次いで、別の場に別の読みを提供するように別々に評価される。例えば、各周波数におけるＡＣ波形の大きさは、別々に評価することができる。上記した各変形例においては、磁場は共軸をなして配置されたヘルムホルツコイルにより印加される。しかしながら、永久磁石その他のコイル構成のような他の磁場発生装置を使用することができる。更に、上記したような、均一な場および成分が距離とともに直線状に変化する（均一グラジェント）場を使用するのが特に望ましい。しかしながら、磁場の他の組み合わせを使用することができる。場は、均一な場を含むことは必ずしも必要ではないが、種々の場において取得されるセンサの読みから位置および配向を数学的に脱コンボリュート（ｄｅｃｏｎｖｏｌｕｔｅ）させることが可能である場合には、異なる既知のグラジェントを有する複数の異なる場を含むことができる。更に、不均一なグラジェントを有するとともに、１つ以上の成分が距離とともに非線形に変化する場を使用することもできる。かかる場は、好ましさが低い。更にまた、本発明において測定される各場成分の大きさは、検出空間内の方向の距離に対して擬線形であるのが望ましい。本明細書において説明されているように、成分の大きさは、特定の方向の位置に関して、
ａ_０ｑ^０＋ａ_１ｑ^１＋ａ_２ｑ^２＋ａ_３ｑ^３・・・・ａ_ｎｑ^ｎ
の形態の多項関数により記載することができる場合には、かかる方向の距離に対して「擬線形」（”ｑｕａｓｉｌｉｎｅａｒ”）となる。上記式において、ｑは位置であり、定数（ゼロ乗）項、１乗項またはこれらの項の和は他の項よりも優位を占める。即ち、検出空間内の距離ｑについて述べると、和（ａ_０ｑ^０＋ａ_１ｑ^１）は、和（ａ_２ｑ^２＋ａ_３ｑ^３・・・・ａ_nｑⁿ）の少なくと２倍にすべきである。好ましくは、（ａ₀ｑ⁰＋ａ_１ｑ^１）は、和（ａ₂ｑ²＋ａ₃ｑ³・・・・ａ_ｎｑ^ｎ）の少なくとも５倍、より好ましくは少なくとも１０倍である。上記した最も好ましい構成においては、均一な場ではａ_０ｑ^０が優位を占め、他の項は零に限りなく近づき、一方、グラジェント場では、ａ_１ｑ^１が優位を占め、他の項はいずれも零に限りなく近づく。特定の場が位置または配向を定める場合に測定されない成分を含む場合には、他の成分は擬線形である必要はない。

上記構成のこれらおよび他の変形例および組み合わせは、請求の範囲に記載の本発明から逸脱することなく利用することができるので、好ましい実施例についての上記説明は、本発明を限定するものではなく、例示するものとして解されるべきである。

内科学、外科学、獣医学および同様な処置。

本発明の一の実施例に係る装置の概略部分斜視図である。 図１に示す装置の一部を示す概略図である。 図１および図２の装置において生ずる磁場を示すグラフ図である。 図１および図２の装置において生ずる磁場を示すグラフ図である。 図１および図２の装置において生ずる磁場を示すグラフ図である。 図１および図２の装置の動作に関連するベクトル図である。 本発明の別の実施例に係る装置の一部を示す部分斜視図である。 本発明の別の実施例に係る装置の一部を示す部分斜視図である。 本発明の更に別の実施例に係る装置の一部を示す部分斜視図である。 図９の装置の別の部分を示す部分正面図である。 患者の身体部分の画像を示す。

Claims (50)

1. （ａ）検出空間（３２）において複数の異なる磁場を発生する磁石手段（３４、３６、３８）を備え、前記各場は前記検出空間内の基準方向の距離に対して擬線形の大きさを有する少なくとも１つの成分を有し、前記大きさは前記検出空間（３２）内の少なくとも幾つかの位置において非ゼロであり、更に、
   （ｂ）前記場を所定のシーケンスで発生するように前記磁石手段（３４、３６、３８）を作動させる制御手段（４２）と、
   （ｃ）対象に接続されかつ前記検出空間（３２）内で可動のセンサ（６０）とを備え、該センサはセンサ（６０）に対して少なくとも２つの異なる局部方向の磁場成分を検出するようになっており、更に
   （ｄ）前記場の発生の際に検出される前記磁場成分から前記センサ（６０）の位置を定める計算手段（４６）を備えることを特徴とする対象の位置を測定する装置。
2. 前記磁石手段（３４、３６、３８）は、前記検出空間（３２）内で第１の基準方向の第１の略均一な磁場と、前記検出空間内で前記第１の方向とは異なる第２の方向の第２の略均一な磁場と、前記検出空間（３２）内で第１および第２のグラジェント場とを発生する手段を備え、前記各グラジェント場は前記検出空間（３２）内で所定の変化パターンを有し、前記制御手段は前記磁石手段（３４、３６、３８）を作動させて前記均一な場と連続する前記グラジェント場を発生させるように構成され、前記計算手段（４６）は前記グラジェント場と前記均一な場の発生の際に検出される前記磁場成分から前記検出空間内の前記第１および第２の基準方向の前記センサ（６０）の位置を決定するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 前記磁石手段は前記検出空間（３２）内で前記第１および第２の基準方向とは異なる第３の基準方向の第３の略均一な場を発生するとともに前記検出空間（３２）内で所定の変化パターンを有する第３のグラジェント場を発生する手段を有し、前記制御手段（４２）は前記第３の磁石手段を作動させて前記第１および第２の均一な場およびグラジェント場と連続する前記第３の均一な場およびグラジェント場を発生するように構成され、前記センサ（６０）手段は前記プローブに対する３つの異なる局部方向の磁場成分を検出するように構成され、前記計算手段（４６）は前記３つの基準方向の前記検出空間（３２）内の前記プローブ（６０）の位置を決定するように構成されていることを特徴とする請求項２に記載の装置。
4. 前記センサ（６０）は最大寸法が約５ｍｍ未満であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の装置。
5. 前記最大寸法は約１ｍｍ未満であることを特徴とする請求項４に記載の装置。
6. 前記センサ（６０）は人間の患者の身体内に配置されるようになっていることを特徴とする請求項４に記載の装置。
7. 前記検出空間（３２）は最小寸法が少なくとも約３０ｃｍであることを特徴とする請求項６に記載の装置。
8. 前記センサ（６０）は異なる方向に配向された複数の面と、該面に配置された磁気感応層とを有する検出本体（５２）を備えることを特徴とする請求項４に記載の装置。
9. 前記磁石手段（３４、３６、３８）は前記各グラジェント場が前記検出空間内の一の前記基準方向の略線形の単調なグラジェントに従って変わる大きさを有する成分を有するように前記グラジェント場を発生するようになっていることを特徴とする請求項２または３に記載の装置。
10. 前記磁石手段（３４、３６、３８）は複数の対をなすコイルを備え、各対をなすコイルは前記検出空間（３２）の対向側部に配置されていることを特徴とする請求項１または２に記載の装置。
11. 前記各対の前記コイル（３４、３６、３８）は前記各対の軸線が一の前記基準方向に延びるように互いに略共軸をなして配置されたヘルムホルツコイルであることを特徴とする請求項１０に記載の装置。
12. 前記制御手段（４２）は前記磁石手段（３４、３６、３８）をオフ状態にするように動作し、前記磁石手段（３４、３６、３８）は前記検出空間において場を提供せず、前記計算手段（４６）は前記磁石手段（３４、３６、３８）が前記オフ状態にあるときに前記センサが測定する前記局部方向の磁場成分のベースライン値を登録するとともに、前記磁石手段（３４、３６、３８）が別の状態にあるときに測定される成分を前記ベースライン値に従って補正する手段からなることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の装置。
13. 前記計算手段（４２）は前記センサ（６０）により検出された磁場成分に基づき前記検出空間（３２）内の前記センサ（６０）の配向を決定する手段を有することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の装置。
14. （ａ）少なくとも２対のヘルムホルツコイルを有する磁気構造体（３４、３６、３８）を備え、前記各対をなすコイルは互いに共軸をなすとともに対軸線を画成し、しかも検出空間（３２）の対向側部に配置され、前記対の軸線は互いに略直交しており、更に
    （ｂ）前記各対をなすヘルムホルツコイルの双方に同方向に電流が流れる均質な場状態で該対をなすコイルを選択的に作動させることにより前記検出空間内に略均一の強度の対軸線と平行な方向の磁場を発生させる制御手段（４２）を備え、該制御手段（４２）はまた前記各対をなすヘルムホルツコイルに逆方向に電流が流れるグラジェント場状態で前記各対をなすコイルを作動させることにより対の軸線と平行する方向成分を有する磁場を発生するように動作を行ない、かかる成分は前記検出空間に略線形グラジェントの大きさを有し、前記制御手段は一対のコイルだけが常に一方の状態にだけ作動されるように前記磁石構造体を作動させるように動作し、更に
    （ｃ）前記検出空間内で動くことができるプローブを備え、該プローブ（５０）にはプローブに対する少なくとも２つの異なる局部方向の磁場成分を測定するセンサ手段（６０）が取着されて、コイル対が前記均質な場状態にあるときに前記センサ手段（６０）が前記局部方向の均質場成分を測定するとともに、前記コイル対が前記グラジェント場状態にあるときに前記局部方向のグラジェント場成分を測定し、更に
    （ｄ）前記均質場成分から前記対軸線に対する前記プローブ（５０）の配向を決定するとともに、前記均質場成分および前記グラジェント場成分から前記検出空間（３２）における前記プローブ（５０）の位置を定める計算手段（４６）を備えることを特徴とする配向および位置測定方法。
15. 前記磁石構造体は３対の前記ヘルムホルツコイル（３４、３６、３８）を含み、前記センサ手段（６０）は互いに直交する３つの前記局部方向の磁場成分を測定する手段を有することを特徴とする請求項１４に記載の装置。
16. 前記プローブ（５０）は人間の患者の身体内に配置されるようになっていることを特徴とする請求項１４に記載の装置。
17. 前記プローブ（５０）は基端部と先端部（５６）とを有する細長い柔軟な素子であり、前記センサ手段（６０）は前記先端部（５６）に隣接して配置されることを特徴とする請求項１６に記載の装置。
18. 前記対をなすヘルムホルツコイル（３４、３６、３８）は少なくとも約３０ｃｍの距離をもって互いに離隔配置されていることを特徴とする請求項１６に記載の装置。
19. 検出空間（３２）内の対象の位置を測定する方法であって、
    （ａ）検出空間（３２）内の基準方向の距離に対して擬線形の大きさを有する少なくとも１つの成分をそれぞれが有する複数の異なる磁場を前記検出空間（３２）において発生させる工程と、
    （ｂ）前記場の発生の際にセンサ（６０）に対する少なくとも２つの異なる局部方向の磁場成分を測定する工程と、
    （ｃ）前記測定された場成分から前記検出空間（３２）内の前記センサ（６０）の位置を決定する工程とを備えることを特徴とする位置測定方法。
20. 前記磁場発生工程は前記検出空間（３２）内で第１および第２の基準方向の第１および第２の略均一な磁場を発生させるとともに、前記検出空間（３２）内で第１および第２のグラジェント場を発生させる工程からなり、前記各グラジェント場は前記検出空間（３２）内で一の前記基準方向の所定の変化パターンを有しており、前記磁場成分測定工程は前記均一な場の印加の際に均質場成分を測定するとともに前記グラジェント場の発生の際に前記局部方向のグラジェント場成分を測定する工程からなり、前記決定工程は前記測定された均質場およびグラジェント場成分から前記検出空間（３２）内における前記前記基準方向の前記センサ（６０）の位置を計算する工程からなることを特徴とする請求項１９に記載の方法。
21. 前記第１および第２の基準方向とは異なる第３の基準方向の第３の略均一な場を前記検出空間（３２）内で発生させるとともに、前記第３の基準方向の所定の変化パターンを有する第３のグラジェント場を前記検出空間（３２）内で発生させる工程を更に備え、前記均質場成分を測定する前記工程は前記第１、第２および第３の均一な場の発生の際に前記プローブ（５０）に対する３つの異なる局部方向の均質場成分を測定する工程からなり、前記グラジェント場成分を測定する前記工程は前記第１、第２および第３のグラジェント場の発生の際に前記３つの局部方向のグラジェント成分を測定する工程からなることを特徴とする請求項２０に記載の方法。
22. 生存する対象内のプローブ（５０）の位置を表示する方法であって、
    （ａ）少なくとも１つの基準マーカ（７６）を対象に対して固定された位置に配設する工程と、
    （ｂ）前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）の表示（１０２）を含む対象の画像を取得する工程と、
    （ｃ）前記プローブ（５０）および前記基準マーカ（７６）に送られあるいは前記プローブ（５０）および前記基準マーカ（７６）から送られた磁場を測定することにより共通の基準フレームにおける前記少なくとも１つの基準マーカと前記プローブの位置を決定して、前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）に対する前記プローブ（５０）の位置を知得する工程と、
    （ｄ）前記共通の基準フレームにおける前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）に対する前記プローブ（５０）の位置に対応する前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）の前記表示（１０２）に対する位置において前記プローブ（５０）の表示（１０８）を前記対象の前記画像に重畳する工程とを備えることを特徴とする位置表示方法。
23. 前記共通の基準フレームにおける前記プローブ（５０）と前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）の配向を決定する工程を更に備え、前記対象の前記画像に前記監視プローブ（５０）の表示（１０８）を重畳する工程は、前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）の表示（１０２）に対する前記監視プローブの表示（１０８）の配向が前記共通の基準フレームにおける前記少なくとも１つの基準マーカ（７６）に対する前記監視プローブ（５０）の配向に対応するように行なわれることを特徴とする請求項２２に記載の方法。
24. 前記重畳工程は、前記監視プローブ表示（１０８）の位置が前記共通の基準フレームにおける前記監視プローブ（５０）の位置に対応するように前記監視プローブ（５０）の前記表示（１０８）を表示基準フレームにおいて表示するとともに、前記表示基準フレームにおける各基準マーカ（７６）の前記表示（１０２）の位置が前記共通の基準フレームにおける前記基準マーカ（７６）の位置に対応するように前記表示基準フレームにおいて前記対象の前記画像を表示する工程を含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
25. 身体部分（１７３）を表示する方法であって、
    （ａ）センサ（１７６ａ）を身体部分（１７４）に対して固定位置に配設するとともに、固定された基準フレームにおける前記センサ（１７６ａ）の配向を決定する工程と、
    （ｂ）初期配向状態にある身体部分（１７４）の画像を取得する工程と、
    （ｃ）前記基準センサ（１７６ａ）に送られまたは前記基準センサ（１７６ａ）から送られる磁場を監視して前記初期配向からの身体部分（１７４）の動きの後の前記身体部分（１７４）の被動後の配向を決定することにより前記センサ（１７６ａ）の前記基準フレームにおける配向を監視する工程と、
    （ｄ）前記初期配向状態にある前記身体部分（１７４）の前記画像を前記被動後の配向状態にある前記身体部分の画像に変換する工程と、
    （ｅ）変換された画像を表示する工程とを備えることを特徴とする表示方法。
26. 前記監視、変換および表示工程は、身体部分（１７４）が被動後の配向状態にあるときに前記被動後の配向状態にある前記各画像に対応する被変換画像が実質上リアルタイムで表示されるように、前記身体部分（１７４）が所定の範囲の被動後の配向を介して動かされるときに繰り返されることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
27. 前記監視、変換および表示工程は医療治療処置の際に行なわれ、前記表示工程はかかる処置を行なっている医師が表示された画像を視認することができるように行なわれ、更に、医師は処置の任意の時点で身体部分（１７４）の現在の実際の配向に対応する変換された画像を目視することができることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
28. センサ（１７６）を配設する前記工程は複数の身体部分（１７４、１７５）のそれぞれに別体をなすセンサを固定配設する工程からなり、画像を取得しかつセンサ（１７６）の配向を定める前記工程は前記身体部分（１７４、１７５）の全ての画像を取得するとともに前記身体部分（１７４、１７５）がそれぞれ当初の位置にあるときに前記センサ（１７６）の全ての配向を定める工程からなり、前記センサ（１７６）の配向を監視しかつ身体部分（１７４、１７５）の被動後の配向を定める前記工程は前記センサ（１７６）の全ての配向を監視するとともに前記各身体部分（１７４、１７５）のそれぞれの被動後の配向を定める工程からなり、前記変換工程は前記各身体部分（１７４、１７５）の画像を被動後の配向状態にある身体部分（１７４、１７５）の画像に変換する工程からなり、前記表示工程は前記変換された画像の互いに対する配向が前記身体部分の互いに対する配向に対応するように前記変換された画像の全てをともに表示する工程からなることを特徴とする請求項２６または２７に記載の方法。
29. 前記身体部分（１７４、１７５）が前記初期の配向状態にあるときに前記固定された基準フレーム内の前記センサ（１７６）の位置を定めるとともに、前記身体部分（１７４、１７５）が前記被動後の配向状態にあるときに前記基準フレーム内の前記センサ（１７６）の位置を定める工程を更に備え、前記画像を変換しかつ表示する前記工程は前記表示された画像が前記身体部分（１７４、１７５）の互いに対する位置を正しく示すように前記身体部分（１７４、１７５）の前記表示され変換された画像の互いに対する位置を調整して前記身体部分（１７４、１７５）の互いに対する動きを補償する工程からなることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
30. 前記身体部分は共通の関節（１７７）において互いに接続された骨（１８２、１８３）であることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
31. 器具プローブを医療器具に配設する工程と、前記器具プローブに送られまたは器具プローブから送られる磁場を監視することにより前記処置の際に前記器具の配向を監視する工程と、前記身体部分（１７４）の前記表示画像に対する前記器具の表示の配向が前記身体部分（１７４）に対する前記器具の配向に対応するように前記身体部分（１７４）の前記画像に関連して前記器具の表示を行なう工程とを更に備えることを特徴とする請求項２８に記載の方法。
32. 前記身体部分（１７４）と前記器具が前記初期の配向状態にあるときに前記固定基準フレームにおける前記センサ（１７６）と前記器具プローブの位置を定める工程と、前記身体部分（１７４）と前記器具が前記被動後の配向状態にあるときに前記基準フレームにおける前記センサ（１７６）と前記器具プローブの位置を定める工程とを備え、前記画像と前記器具の前記表示を行なう工程は前記表示された画像および表示が前記身体部分（１７４）に対する前記器具の位置を正しく示すように前記身体部分（１７４）の前記表示され変換された画像に対する前記器具の前記表示の位置を調整する工程からなることを特徴とする請求項３１に記載の方法。
33. 生存している対象の生理学的因子をマップ処理する方法であって、
    （ａ）対象の所定の位置範囲を介してプローブ（５０）を動かすとともに前記プローブ（５０）に送られまたはプローブから送られる磁場を監視することにより各位置における身体内の前記プローブ（５０）の場所を定める工程と、
    （ｂ）前記移動工程の際に、前記プローブの変換器により前記生理学的因子を測定することにより前記位置の少なくとも１つにおける測定値を取得する工程と、
    （ｃ）前記因子の前記各測定値を該測定値が測定されたときの身体内の前記プローブ（５０）の位置と相関させる工程とを備えることを特徴とするマップ処理方法。
34. 前記生理学的因子を測定する前記工程は、前記プローブ（５０）の複数の前記位置において行なわれることにより複数の測定値を提供することを特徴とする請求項３３に記載の方法。
35. 絵表示器（９０）内の各値の位置が対象内の位置に対応するように前記測定値を絵表示器において表示する工程を更に備えることを特徴とする請求項３４に記載の方法。
36. 前記因子の変化を示す一連の前記視認表示を実質上リアルタイムで提供するように前記工程を循環して繰り返す工程を更に備えることを特徴とする請求項３５に記載の方法。
37. 前記生理学的因子は温度であることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
38. （ａ）前記場の少なくとも１つの因子が場基準フレーム内の所定の位置から別の所定の位置までの距離に対して擬線形であるように前記場基準フレーム内に磁場を発生させる手段と、
    （ｂ）患者身体内に配置されるようになっているプローブ（５０）と、
    （ｃ）前記プローブ（５０）が患者の身体に配置されているときに前記プローブ（５０）において作用する磁場成分を監視するとともに、該成分を表わす１つ以上のセンサの信号を前記プローブ（５０）に取着されたセンサ（６０）と、
    （ｄ）前記プローブ（５０）が患者の身体に配置されているときに前記センサの信号から前記基準フレームにおける前記プローブ（５０）の位置を決定するとともに、前記センサの信号に基づいて前記場基準フレーム内の前記プローブの位置を示すプローブ位置データを提供する計算手段（４６）とを備えることを特徴とする内視鏡装置。
39. 前記プローブ（５０）を示す画像（１０８）が前記決定手段により提供される前記プローブ位置データに基づいて前記身体の画像上の位置において重畳されるように、患者身体の画像を該画像に重畳される前記プローブ（５０）を示す画像（１０８）とともに表示する重畳手段を更に備えることを特徴とする請求項３８に記載の装置。
40. 前記プローブ（５０）は基端部と先端部（５６）とを有する細長い構造体（５２）を備え、前記センサ（６０）は前記先端部（５６）に取着されていることを特徴とする請求項３９に記載の装置。
41. 前記プローブ（５０）は前記先端部（５６）を包囲する身体部分の画像を取得するように前記構造体の前記先端部に隣接して取着された局部画像処理手段（５３）を更に備えることを特徴とする請求項３９に記載の装置。
42. 前記重畳手段（４６）は前記場基準フレームとは異なる身体画像基準フレーム内の前記身体の画像を表わす身体画像データを受ける手段と、前記身体画像基準フレームと前記場基準フレームとの間の関係を表わす関係データを受ける手段（９２、９４）と、前記プローブ位置データと前記身体画像データを共通の基準フレームにおいて提供するように前記プローブ位置データと前記身体画像データの少なくとも一方を変換する手段とを備えることを特徴とする請求項３９に記載の装置。
43. 前記決定手段（４６）は前記場基準フレーム内の前記プローブの配向を決定する手段を更に備えることを特徴とする請求項４２に記載の装置。
44. 磁場を発生する前記手段（３４、３６、３８）は前記少なくとも１つの因子が所定のパターンシーケンスにおける異なる時点での複数の異なるパターンに従って変化するように前記場を発生する手段を備えることを特徴とする請求項３９に記載の装置。
45. 磁場を発生する前記手段（３４、３６、３８）は所定の検出領域を通じて実質上方向と強度を有する少なくとも１つの均質な場を発生するとともに、前記検出領域内の距離とともに実質上線形をなして変化する少なくとも１つの因子をそれぞれが有する１つ以上のグラジェント場を発生するように動作することを特徴とする請求項４４に記載の装置。
46. 生存している患者の内部でプローブを操作する方法であって、
    （ａ）前記場の少なくとも１つの因子が場基準フレーム内の所定の位置から別の所定の位置にかけての距離に対して擬線形をなすように前記場基準フレームにおいて磁場を発生させる工程と、
    （ｂ）前記磁場がプローブ（５０）に当たるように患者の身体内に前記プローブを配置する工程と、
    （ｃ）前記プローブ（５０）が患者の身体に配置されているときに前記プローブ（５０）において作用する磁場を検出するとともに前記プローブ（５０）の磁場の少なくとも１つの因子を示すセンサの信号を送る工程と、
    （ｄ）前記プローブ（５０）が患者の身体に配置されているときに前記センサの信号から前記場基準フレーム内の前記プローブ（５０）の位置を決定するとともに、前記場基準フレームにおける前記プローブ（５０）の位置を表わすプローブ位置データを提供する工程とを備えることを特徴とするプローブ操作方法。
47. 前記プローブ（５０）の画像（１０８）が前記プローブ位置データに基づいて前記身体画像上の位置において重畳されるように、患者身体の画像を該画像に重畳される前記プローブ（５０）を示す画像（１０８）とともに表示し、しかも患者の身体内のプローブ（５０）の位置を監視するように前記重畳された表示を観察する工程を更に備えることを特徴とする請求項４５に記載の方法。
48. 前記プローブを介して患者の身体内の状態を監視しまたは該状態に影響を及ぼす工程を更に備えることを特徴とする請求項４７に記載の方法。
49. プローブ（５０）を挿入する前記工程は前記プローブが患者の脳内に配置されるように患者の身体に前記プローブ（５０）を挿入する工程を備え、状態を監視しまたは影響を及ぼす前記工程は脳内で外科手術を行なう工程を備えることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
50. 前記決定工程は前記場基準フレーム内の前記プローブ（５０）の配向を前記センサの信号から決定する工程を備え、前記表示工程は前記プローブの前記表示の前記身体の画像に対する配向が前記表示データに依存する前記プローブ（５０）の前記表示（１０８）を患者の身体を示す前記画像に重畳する工程からなることを特徴とする請求項４７に記載の方法。

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