JP4741502B2 - レーダー助成式のカテーテルの案内および制御のための装置および方法 - Google Patents

Description

本発明は、患者内のカテーテルの位置を定めるためにレーダー装置を使用しながら、カテーテルおよびカテーテル形式の装置のような侵襲医療装置を案内し、操向し且つ前進させる装置および技術に関する。

カテーテル法は、代表的には、侵襲装置を切り口または身体開口部に挿入することにより行われる。ガイドワイヤおよびバルーンのような二次的な器具が、しばしば、医療処置が行なわれようとする領域までカテーテルに沿って前進される。これらの処置は、身体の外側に留まっている近位端部を押したり、回転させたり、或いは他の方法で操ったりすることにより侵襲装置の遠位端部を手動で前進させることに頼っている。リアルタイムＸ線撮像は、処置中に侵襲装置の遠位端部の位置を定めるための一般的な方法である。操りは、遠位端部が診断または治療処置が行なわれようようとする目標領域に達するまで継続する。この技術は、外科医／オペレータ側の優れた技能を必要とする。かかる技能は、長い訓練期間および長期の実地後にしか達成されない。高い程度の手の器用さも必要とされる。

身体内の所望の位置へカテーテルを前進させる際に伴う難点のため、多くの診断および治療処置は、しばしば、ガイドワイヤを用いている。このガイドワイヤは、まず、心臓または動脈の中へ前進され、そして特定のカテーテルのための軌道およびガイドとして役立つ。例えば、この技術は、カテーテルを左心室の中へ前進させるのに使用され、大動脈狭窄症を検査するときに特に重要である。狭められた弁開口部を横切ることは、オペレータにとって難題である。同様に、ガイドワイヤは、しばしば、冠状動脈の中へ障害プラークを横切って操られる。例えば、バルーン、レーザー、ステントなどを担持している治療カテーテルが、ガイドワイヤ上で前進され、そしてプラークの部位に設置される。次いで、狭められ部位は、バルーンを膨らましたり、レーザービームを作動させたり、或いはステントを設置したりすることによって開口される。ときには、動脈は、曲りくねっており、激しく狭められており、プラークは、不規則であり、石灰化されているか、或いは動脈を全く閉塞している。これらの場合、狭められた部位を超えてガイドワイヤを設置することは、非常に困難であり、しばしば、不成功になる。

従って、侵襲装置を案内し、操向し、前進させ、そしてそれらの位置を捜し出し、そしてそれらの位置を正確に制御するための、３次元撮像を行なうための、およびＸ線または他のイオン化させる放射線の使用を最小にするための装置および方法の実質的および不満足な必要性がある。

本発明は、従来の装置ほどには訓練および技能を必要としない磁気的カテーテル案内／制御装置を提供することにより前記の問題および他処置問題を解決している。１つの実施の形態では、レーダー装置が身体の内側のカテーテルの遠位端部の位置を定めるのに使用され、かくしてＸ線のようなイオン化放射線の使用を最小にするか或いは除去する。変更例として、カテーテル案内装置は、オペレータに追加の画像を与えるためにＸ線装置（または他の撮像装置）との組合せで使用されることができる。しかも、オペレータおよび制御装置に位置フィードバックを与えるためにカテーテルチップを捜し出すのに、磁気的カテーテル案内装置に使用される磁気装置が使用されることもできる。１つの実施の形態では、磁気的に応答性にカテーテルチップを所望の方向に所望の量だけ移動させるのに十分な強さおよび配向の磁場を生じるために、磁場源が使用される。

１つの実施の形態は、外科医／オペレータが患者の身体の内側にカテーテル正確に活比較的容易に位置決めすることができるカテーテル案内／制御装置を含む。このカテーテル案内／制御装置は、カテーテルチップを正しい位置に維持することができる。１つの実施の形態は、動脈を通してカテーテルの遠位端部を操向し、且つプラークおよび他の障害物を通してカテーテルチップを強制的に前進させることができるカテーテル案内／制御装置を含む。１つの実施の形態は、患者およびスタッフに対するＸ線照射を著しく減少させてカテーテルチップの位置を表示するカテーテル案内／制御装置を有する。１つの実施の形態は、使用がより直感的であって、より簡単であり、３次元におけるカテーテルチップの位置を表示し、チップを所望に応じて引いたり、押したり、回したり或いは保持したりするためにカテーテルチップのところで力を加え、そしてチップをプラークまたは他の障害物を通って前進させるのを助けるために調整可能な周波数および振幅でチップの振動または脈動運動を生じることが可能であるカテーテル案内／制御装置を含む。１つの実施の形態は、チップが出会う障害物を示すためにオペレータの制御時に触感フィードバックを供給する。

１つの実施の形態では、カテーテル案内制御／撮像（ＧＣＩ）装置により、外科医は、カテーテルを前進させて正確に位置決めし、カテーテルの遠位端部の位置を捜し出すためにレーダー装置を使用することにより３次元におけるカテーテルの位置を見ることができる。１つの実施の形態では、レーダーデータは、Ｘ線画像と組み合わされてレーダーおよびＸ線データを有する複合表示を生じることができる。１つの実施の形態では、レーダー装置は、合成開口レーダーを有する。１つの実施の形態では、レーダー装置は、超広域幅レーダーを有する。１つの実施の形態では、レーダー装置は、インパルスレーダーを備えている。

１つの実施の形態では、この装置は、患者の身体内の実際の、すなわち、物理的なカテーテルチップの前進の表示であることに加えて、カテーテルチップとの位置関係を有する「仮想のチップ」と呼ばれる使用者入力装置を有している。仮想のチップは、外科医／オペレータにより操られることができ、そして実際のチップが障害物に出会う場合に適切な軸において触感フィードバックを外科医に送るように設計されている操作桿と同様な物理的組立体を含む。換言すると、仮想のチップは、外科医が患者の身体を通して実際のカテーテルチップを案内することができる操作桿型装置を含む。実際のカテーテルチップが障害物に出会うと、仮想のチップは、触感力フィードバックを外科医に供給して障害物の存在を示す。

１つの実施の形態では、物理的カテーテルチップ（カテーテルの遠位端部）は、患者の身体の外側に発生される磁場に対して応答する永久磁石を有している。外部磁場は、チップを引いたり、押したり、回したり、そして所望の位置に保持したりする。当業者は、永久磁石が電磁石により取って代わられるか、或いは増強されることができることを認めるであろう。

１つの実施の形態では、物理的カテーテルチップ（カテーテルの遠位端部）は、永久磁石および２つの圧電性リング、即ち半導体ポリマーリングを有しており、レーダー装置がリングから生じる共振信号の第２高調波を検出するようになっている。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、６つの自由度（６−ＤＯＦ）を有するセンサを用いることにより像同期化技術を使用しており、それにより走固性基準画面の形成を可能にしている。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置の電磁回路は、磁気回路の効率を高めるように強磁性物質（例えば、フェライト物質を使用してＣ−アーム幾何構成を有している。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、カテーテルチップを効率的に押したり、引いたり、回転させたりするのに使用される磁場を制御するために種々の電磁石に供給される電流を計算するのに数値変換を使用している。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、カテーテルチップを検出し、身体の器官を移動させ、そしてそれらの運動を同期化するように構成されたＵＷＢインパルスレーダーおよび６−ＤＯＦセンサを有している。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、カテーテルチップを押したり、引いたり、回転させたりするのに必要とされる電力要件を減じる位置および配向へ電磁石の極を移動させるために自動化機構によりジンバル運動される。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、電気生理学的（ＥＰ）処置中、ペースメーカーの埋込みを行なうために使用される。

１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置は、器官の動きを補償するために案内制御および撮像を行なうように、カテーテルチップおよび１つまたはそれ以上の基準点マークに対する身体内の移動器官（例えば、心臓、肺など）の位置を測定し、報告し且つ確認し、それにより身体を通してカテーテルを操る外科医の仕事を簡単化するためにレーダーまたは他のセンサを使用している。

１つの実施の形態では、オペレータ制御は、患者の身体の外側に加えられる磁力を調整することによりカテーテルチップの位置を制御するサーボシステムに位置／配向指令入力情報を供給する。実際のチップの位置および配向の測定は、レーダー装置を有する知覚装置および６−ＤＯＦセンサを介して行われる。この測定値は、フィードバックをサーボシステムおよびオペレータインターフェースに送るために使用される。１つの実施の形態では、サーボシステムは、身体部分または心臓のような器官の動的位置を補償し、それにより実際のチップが鼓動する心臓と実質的に一致して移動するように応答を代償する補正入力情報を受ける。

１つの実施の形態では、カテーテル案内装置の作動は、下記の如くである。ｉ）オペレータは、仮想チップの物理的位置を調整する、ｉｉ）仮想チップの位置の変化が、コード化され、そしてレーダー装置および６−ＤＯＦセンサからのデータと共に制御装置へ供給される、ｉｉｉ）制御装置は、サーボシステム指令を発生させ、これらの指令は、サーボシステム制御装置へ送られる。ｉｖ）サーボシステム制御装置は、サーボ機構を作動して電磁石クラスタの距離および角度を変え、そして電磁石を付勢して患者の身体内の実際の磁性カテーテルチップの位置を変えることにより１つまたはそれ以上に電磁石クラスタの位置を調整する、ｖ）次いで、実際のカテーテルチップの新たな位置が、レーダー装置により感知され、複数の基準点マークの位置が、６−ＤＯＦセンサにより感知され、それによりカテーテルの位置を蛍光透視および／または他の撮像様式により生じられた像に同期化して重畳する、ｖｉ）フィードバックをサーボシステム制御装置およびオペレータインターフェースへ供給し、そして患者の内部身体構造体に対する実際のカテーテルチップの表示像を更新する。

オペレータは、仮想チップの位置に対する更なる調整を行なうことができ、次々の工程ｉｉないしｖｉが繰返される。１つの実施の形態では、実際のカテーテルチップがその経路において障害物または抵抗に出会うと、サーボシステム制御装置からのフィードバックにより指令ロジックを生じる。この指令ロジックは、仮想のカテーテルチップに物理的に連結されているステップモータを制御するために使用される。ステップモータオペレータにより感じられることができる適切な方向に抵抗を生じるように係合され、かくして、触感フィードバックが使用者に送られる。

一般に、カテーテル法は、侵襲装置を切り口または身体開口部に挿入することにより行なわれる。ガイドワイヤおよびバルーンのような二次器具が、しばしば、医療処置が行なわれようとする領域まで一次カテーテルを通して或いはそれを超えて前進される。これらの処置は、侵襲装置の遠位端部を、診断または治療処置が行なわれようとする目的領域に達するまで前進させることに依存している。

図１は、オペレータインターフェース５００と、カテーテル案内／撮像（ＣＧＩ）装置５０３と、外科設備５０２（例えば、カテーテルチップ３７７など）と、１つまたはそれ以上の使用者入力装置９００と、患者３９０とを含む外科装置１５００のシステムブロック図である。使用者入力装置９００は、外科医がカテーテルチップ３７７の動作および配向を制御するために指令入力を行なうために、操作桿、マウス、キーボード、バーチャルチップ４０５および他の装置のうちの１つまたはそれ以上を有することができる。ＣＧＩ装置５０３は、コントローラ５０１と、撮像／同期化モジュール７０１とを有している。この図は種々の機能ユニットと、オペレータインターフェース５００、補助設備５０２および患者３９０との間の全体関係を示している。１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置コントローラ５０１は、図７と関連して本明細書で更に説明するようにカテーテルの遠位端部の実際の先端位置（ＡＴ）を算出する。バーチャルチップ４０５および撮像／同期化モジュール７０１からのデータを使用して、ＧＧＩ装置コントローラ５０１は、実際の先端位置（ＡＴ）と所望の先端位置（ＤＰ）との差である位置誤差を定める。１つの実施の形態では、コントローラ５０１は、位置誤差を最小にするために選択される方向にカテーテルチップを移動させるように電磁石を制御する。１つの実施の形態では、ＧＣＩ装置５０１は、図７および図１１と関連して説明するように、ＶＴ４０５に力フィードバックを送ることにより触知フィードバックをオペレータに送る。

図１Ａは、ＧＣＩ装置５０３の１つの具体例を表す外科装置用の装置８００のブロック図である。この装置８００は、コントローラ５０１と、レーダー装置９５０と、位置センサ９６０と、（任意に）ジンバル式運動機構９７０とを有している。１つの実施の形態では、センサ９６０は、図１０と関連して説明するように、６自由度（６−ＤＯＦ）センサを含む。レーダー装置９５０は、超広域幅レーダー、インパルスレーダー、連続波（ＣＷ）レーダー、周波数変調ＣＷ（ＦＭ−ＣＷ）レーダー、パルス−ドプラーレーダーなどとして構成されることができる。１つの実施の形態では、レーダー装置９５０は、フェーズアレーアンテナを有している。１つの実施の形態では、レーダー装置９５０は、レーダー像を生じるために合成開口レーダー（ＳＡＲ）処理を使用する。１つの実施の形態では、レーダー装置９５０は、例えば、米国特許第５，７７４，０９１号(その全体において参照によりここに組入れられる)に記載のような超広域幅レーダーを有している。１つの実施の形態では、レーダー９５０は、カテーテルチップの位置を確認するためにレーダー範囲ファインダーとして構成されている。６−ＤＯＦセンサ９６０は患者に設置された基準マーク（基準点マーク）の位置を捜し出すように構成されている。基準マークの位置に関するデータが、例えば、像捕獲同期化のために使用されることができる。自動化ジンバル式運動制御機構９７０のより、図２Ｋと関連して説明するように、電磁石が患者３９０に対して移動される。

カテーテルチップの位置を確認するためのレーダーの使用は、蛍光透視、超音波、ホール効果センサ、磁気歪センサまたはＳＱＵＩＤの使用を上回って有利である。レーダーは、リアルタイムの高解像度、高忠実度の信号をもたらす正確な動位置鮮明度をもたらすことができる。レーダーは、強い磁場と適合性である。範囲測定の自己校正は、移行時間またはドプラー処理に基づくことができる。更に、レーダーは、胸郭、骨構造体などのような「硬い」表面（これらの表面は測定を邪魔しないか、或いは測定精度を妨げないので）を無視しながら、カテーテルの位置の測定を行なえる。また、器官の移動および変位（肺拡張および胸郭変位ならびに拡張または収縮中の心臓出力）は、レーダー信号の調整または補正を必要としない。レーダーは、移動の存在において使用されることができる。何故なら、心臓移動およびカテーテル動力学が０.１Ｈｚないし２Ｈｚで起こるかぎり、５０Ｈｚまたはそれ以上のサンプリング速度で、約１ＧＨｚより高いレーダー突発放射が使用されることができる。

レーダーの使用は、絵図を転換し、そしてそれを座標データセットに変えるために、コンピュータ集中処理を必要とする蛍光透視、超音波、ホール効果センサ、磁気歪技術またはＳＱＵＩＤのような高価な様式と通常関連される複雑な像捕獲技術の必要性を低減する。移動中のカテーテルチップおよび器官の位置データ同期化は、レーダーの使用により容易に利用可能である。更に、レーダーは、身体および身体の構造体に位置するカテーテルの詳細な像を現わすためにフェーズドアレーまたは合成開口処理について使用されることができる。１つの実施の形態では、レーダー装置は、高い解像度の掃引範囲ゲートを持つ超広域幅（ＵＷＢ）レーダーを有する。１つの実施の形態では、送信アンテナの近傍でレシーバに誘発される響き音および他の収差を効果的に除去するために、異なるサンプリングレシーバが使用される。Ｘ線装置の場合のように、レーダー装置は、骨構造体のようなバリアの背後に位置荻目された障害物または物体の存在を検出することができる。脂肪組織、筋肉組織、水などのような異なる誘電率を有する異なる物質の存在は、減衰変化により検出され且つ識別されることができる。レーダーからの出力は、心臓内向に存在する他のカテーテルの空間位置を検出しながら、電気生理学（ＥＰ）研究に使用される多数のカテーテルのような同様なユニットと相関関係付けられることができる。レーダー装置は、身体構造体、カテーテルチップおよび器官の３−Ｄ合成レーダー像を生じるためにフェーズドアレーアンテナおよび／またはＳＡＲを使用することができる。

（レーダー装置９５０を有する）ＣＧＩ装置に対する患者の位置は、６−ＤＯＦセンサ９６０を使用して複数の基準点マークの位置を捜し出すことにより定められることができる。しかも、１つの実施の形態では、センサ９６０からのデータは、レーダーからのカテーテル位置データが撮像装置により生じられる像と重畳されることができるように、身体を撮像装置に対して位置決めするために使用される。レーダーおよび６−ＤＯＦセンサがカテーテルチップを走固性画面に対して正確に位置決めすることができることにより、患者に対する磁石の極の位置を最適にし、かくしてカテーテルチップを操るのに必要とされる動力を減少させるように、ＣＧＣＩ電磁石クラスタをジンバル装置９７０により移動させ得る。

図２、図２Ａおよび図２Ｂは、花状構造またはクラスタに構成された６つのコイル９０１ないし９０６を備えているＧＣＩ装置５０３に使用される電磁石の極構成を示している。コイル９０１ないし９０３は、Ｃ字状アーム３９１の頂部に設けられたクラスタ９２０として構成されており、コイル９０４ないし９０６は、Ｃ字状アーム３９１の底部に設けられたクラスタ９３０として構成されている。上方クラスタ９２０を形成している３つのコイル９０１、９０２、９０３は、底部の３つのコイル９０４、９０５、９０６と同様に、互いに対して１２０度だけ更に変位されている。また、Ｃ字状アーム３９１の頂部のところのクラスタ９２０のコイルは、図２Ｂに示されているように、上方に傾動されているＣ字状アーム３９１の底部のところのコイルと同様に、１５ないし２０度の角度でいくらか下方に傾動されている。Ｃ字状アーム３９１の支持組立体は、クラスタ９２０とクラスタ９３０との間の磁場回路を閉じるように構成されている。Ｃ字状アーム３９１の頂部のところのクラスタ９２０は、底部クラスタに対して６０度の角度だけ回転されている。クラスタ９２０とクラスタ９３０との間には、操作テーブル３８９が設けられている。

図２Ｂにおいて、Ｃ字状アーム３９１の頂部のところのコイルは、時計方向に９０１、９０２、９０３として印されており、底部のコイルは、半時計方向に９０４、９０５、９０６として印されている。コイル９０１、９０３は、対として作用し、Ｘ軸対のコイルとして示されており、コイル９０２、９０４は、他の対として作用し、Ｙ軸対のコイルとして示されており、コイル９０５、９０６は、第３の対として作用し、Ｚ軸対のコイルとして示されている（この配置では、Ｘ、ＹおよびＺのコイル軸は直交していない）。

図２、図２Ａおよび図２Ｂに示されているクラスタ構成によれば、Ｚ軸の電磁石９０５、９０６が利用可能な接近空間を妨げないので、医師が患者に相対的に自由に接近し得る。図９は、２平面リングを使用している別の実施の形態を示している。図２および図９の実施の形態は、Ｘ線、ＣＡＴ走査、超音波などのような撮像技術に対処するのに有用である。図９に示されている構成によれば、２重Ｘ線源を有する２平面機構の使用による立体的な像を使用し得る。図２、図２Ａおよび図２Ｂは、コンピュータ断層Ｘ線写真装置および／または撮像装置と適合性である幾何学的構造を示している。図９と、図２、図２Ａおよび図２Ｂとに示されている構成は、作動インターフェース設備５００、外科医療設備５０２およびＧＣＩ装置５０１の取付けの際に利点をもたらす。

図２Ｃは、コイル９０１ないし９０６用の駆動装置のブロック図である。コントローラ５３０は、Ｘ軸演算増幅器９１１に供給される所望のＸ軸駆動信号を算出する。Ｘ軸演算増幅器の出力が、電流増幅器９１０に供給される。この電流増幅器９１０は、電流を供給してコイル９０１および９０３を直列に駆動する。変更例として、コイル９０１、９０３は、並列に（図示せず）駆動されることができる。コントローラ５３０は、Ｙ軸演算増幅器９１３に供給される所望のＹ軸駆動信号を算出する。Ｙ軸演算増幅器の出力が電流増幅器９１２に供給される。この電流増幅器９１２は、電流を供給してコイル９０２および９０３を直列に駆動する。変更例として、コイル９０２、９０４は、並列に（図示せず）駆動されることができる。コントローラ５３０は、Ｚ軸演算増幅器９１５に供給される所望のＺ軸駆動信号を算出する。Ｚ軸演算増幅器の出力が電流増幅器９１４に供給される。この電流増幅器９１４は、電流を供給してコイル９０５および９０６を直列に駆動する。変更例として、コイル９０５、９０６は、並列に（図示せず）駆動されることができる。電源８９９が、電力を増幅器９１０ないし９１５に供給する。

３つのチャンネルＸ、Ｙ、Ｚ用の信号は、図２Ｄに示され、要素Ｖｊ_ｘ、Ｖｉ_ｙ、Ｖｊ_ｚを有するベクトルＶ９２３として表されることができる。オペレータは、１つまたはそれ以上の軸における移動を指令するために仮想チップ４０５のような使用者入力装置９００を使用する。使用者入力装置９００からの信号は、計算モジュール９２２に供給される。閉ループシステムでは、レーダーセンサ９５０のようなセンサからのチップ位置データもまた計算モジュール９２２に供給される。開ループシステムでは、チップ位置データは、必ずしも供給されるとは限らない。計算モジュール９２２は、位置データを変換し、そして３つの軸用の３つの信号のマトリックスについて逆演算（ｉｎｖｅｒｓｅ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）を行う。計算モジュール９２２は、計算モジュール９２２の出力が、Ｍ−逆倍Ｖ（Ｍ−ｉｎｖｅｒｓｅ Ｖ）であるように、位置ベクトルＶ９２３に９２７として図２Ｆおよび図２Ｇに示されているマトリックスＭ−逆（ｍａｔｒｉｘ Ｍ−ｉｎｖｅｒｓｅ）を掛ける。ここで、Ｍは、コイル９０１ないし９０６のクラスタの特性マトリックス（ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃ ｍａｔｒｉｘ）９２５である。計算モジュール９２２からの変換されたＸ、Ｙ、Ｚ出力が、それぞれの増幅器９１１、９１３、９１５に供給されて磁場を発生させ、それによりカテーテルチップをオペレータにより指令された方向に移動させる。開ループシステムにおける入力情報の変換が、図２Ｈにブロック図で示されており、この図では、入力信号Ｖ９３１が、Ｍ−逆（Ｍｃｈａｒ Ｉｎｖｅｒｓｅ）モジュール９３２に供給される。モジュール９３２は、マトリックス積Ｍ−逆およびベクトルＶを計算して変換座標ベクトルを生じる。変換座標ベクトルは、増幅器アレー９３５に供給され、この増幅器アレー９３５は、コイル９０１ないし９０６に対する夫々の電流に供給される出力電流を生じる。コイル９０１ないし９０６は、その結果の磁場ベクトルＢ９３３を生じる。磁場ベクトルＢ９３３は、カテーテルチップの移動を引起こし、それにより医師の手の移動を適切な信号に変換し、かくしてカテーテルチップを所望の位置へ移動させる。

図２Ｋは、レーダー装置９５０、６−ＤＯＦセンサ９６０およびジンバル式運動機構９７０をＣ字状アーム３９１、クラスタ９２０、９３０および作動テーブル３８９と関連して示している。運動機構９７０は、電磁石９０１ないし９０６の作動のための電力要件を最適にする（例えば、低減する）ために、磁石クラスタ９２０を移動させてこれを配向させるように構成されている。図２Ｋに示されている機械的構成によれば、ＧＣＩ装置５０３は、例えば、コンピュータ数値制御（ＣＮＣ）設備のような自動化機構部分９７０を使用して運動制御され、且つジンバル式運動される。自動化されたジンバル式運動／コンピュータ制御式の機構９７０の使用は、装置のための全体電力要件をかなり低減し、それにより少ない電力で所望の磁場の強さを達成することができる。１つの実施の形態では、所望の磁場の強さは少なくとも０.３テスラである。

図２Ｋおよび図２Ｌは、所望の磁場の強さを維持しながら、コイル用の最適な電力設定を達成するように、下方電磁石クラスタ９３０に対する上方電磁石クラスタ９２０の距離を調整するために、自動化されたジンバル式／コンピュータ制御式の機構９７０を使用することを示している。この処置は、まず、レーダー装置９５０の使用により電磁石に対するカテーテルチップ３７７の位置を見つけ、そして６−ＤＯＦセンサ９６０の使用によりカテーテルチップ３７７の位置を、フィデューシャルマーク７００Ａｘないし７００Ｂｘ（基準マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘとも称される）と同期化することにより達成される。基準マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘは、基準点を設けるために患者に設置される。この構成は、蛍光透視または他の撮像装置により発生される像７０２に（図７と関連して説明するように）数学的多様体７０１を発生させる。Ｐ１により印されているカテーテルチップ３７７の実際の位置（ＡＰ）９８１と、外科医により設定され、Ｐ２により印されている所望の位置（ＤＰ）９８２との間には、距離がある。２つの座標Ｐ１、Ｐ２間の距離は、位置誤差（ＰＥ）９８３である。次いで、力Ｆおよび結果の電磁場Ｂが、図２Ｃないし図２Ｈと関連して説明するように、ＧＣＩコントローラ５０１により算出される。この方法は、コントローラ５０１がコイル９０１ないし９０６用の必要な電流Ｉへ変換する位置誤差（ＰＥ）９８３を求める。次いで、コントローラ５０１は、下方電磁石クラスタ９３０に対する上方電磁石クラスタ９２０の距離ｒ９７１および角度θ９８４を変化させ、その一方、機構９７０は、ＧＣＩ装置５０３の性能のための最適な電力設定を達成するために、下方電磁石クラスタ９３０に対する上方電磁石クラスタ９２０の距離ｒおよび角度θ９８４を設定するようにジンバル式運動され、制御される。クラスタ９３０に対するクラスタ９２０の位置がコントローラによって設定されると、コントローラは、電磁石に算出された電流Ｉを供給してカテーテルチップ３７７の所望の移動を生じる。ＧＣＩ装置５０１用の最適な電力設定を達成するように電磁石クラスタ９３０に対する電磁石クラスタ９２０の距離ｒおよび角度θ９８４を調整するこの手順は、以下の式（１）により示されている線積分により説明されることができ、その際、「Ｃ」曲線９８５上の任意の点Ｐ（ｘ、ｙ、ｚ）におけるカテーテルチップ３７７の位置を示すベクトルｒ＝ｉ_ｘ、ｊ_ｙ＋ｋ_２に関して関数を積分することによって空間における点Ｐ（Ｐは患者３９０におけるカテーテルチップ３７７の位置座標である）が算出される。「Ｃ」曲線９８５は、点Ｐ１（カテーテルチップ３７７の実際の位置（ＡＰ）９８１）と、点Ｐ２（オペレータ／外科医により設定される所望の位置９８２）との間に形成される線積分である。次いで、「Ｃ」曲線９８５は、距離に対して積分されて、カテーテルチップ３７７をＰ１からＰ２まで移動させるのに必要である力Ｆを算出する。これらの２つの点、チップの実際の位置（ＡＰ）および所望の位置（ＤＰ）に隣接している線積分、は、以下のごとくである。

力Ｆおよび結果の電磁場Ｂは、カテーテルチップ３７７を押したり、引っ張ったり、回転させたりしてその所望に位置へもたらすために最適な電力設定を達成するように最適な電流要件Ｉに対応する。かくして、唯一の変数は、ジンバルが距離ｒ９７１の値を変化させる場合の電流ベクトルＩである。

図３は、レーダー装置９５０の１つの具体例として使用されることができるレーダー装置１０００のブロック図である。図３に示されているレーダー装置１０００は、送信／受信アンテナ要素および無線周波数（ＲＦ）モジュール１１５０を有するフェーズドアレーレーダーモジュール１１００を有している。レーダー装置１０００は、フェーズドアレー１１００と、増幅器１１０１と、Ａ／Ｄ変換器１１０２と、高速フーリエ変換モジュール１１０３と、マイクロコントローラ１１０５とを有している。更に、この装置は、ＲＡＭ１１１２の形態のメモリモジュールと、ＲＯＭ１１１１の形態のルックアップ表とを有している。１つの具体例は、音声通信／警報モジュール１１１０と、１組の制御スイッチ１１０９と、ディススプレー１１０８とを有している。レーダー装置１０００により発生されたデータは、通信ポート１１１３を経てＧＣＩ装置５０１に供給される。

レーダー装置１０００は、フェーズドアレーを有しており、そしてカテーテルチップ３７７を検出するためにマイクロ波撮像式時空（ＭＩＳＴ）ビーム形成を使用する。アンテナまたはアンテナアレーが、患者の身体の比較的近くに持っていかれ、超広域幅（ＵＷＢ）信号が、各アンテナから順次送信される。レーダーエコーとして受信される反射された後方散乱信号は、そのエネルギを位置の関数として撮像するように設計されているレーダーユニットの時空ビーム形成器に通される。ビーム形成器は、周波数依存伝播作用を補償しならが、後方散乱信号を背景クラッターおよびノイズと識別するように後方散乱信号を空間的に収束させる。正常な組織および（サマリウム−コバルトＳｍＣｏ５またはネオジム−鉄−ホウ素ＮｄＦｅＢなどのような強磁性体から形成される）カテーテルチップ３７７の誘電特性間の顕著な差異は、興味ある領域では、正常な組織をカテーテルチップ３７７と識別するのに十分なる、像における後方散乱エネルギレベルであり、検出および識別性をもたらす。身体組織界面（例えば、皮膚層）からの後方散乱に起因する受信信号における人為結果を除去するのに、データ適合性アルゴリズムが使用される。生物学的組織に対する背景誘電率情報と対比されるカテーテルチップの既知の誘電率を含む１つまたはそれ以上のルックアップ表が、レーダー像における特徴を確認するために使用されることができる。

生物学的組織におけるカテーテルチップ３７７のマイクロ波検出のための物理的基本原理は、身体組織の誘電特性対カテーテルチップ３７７の識別特性の差異に基づいている。生物学的組織の誘電値対カテーテルチップの誘電値の差異は、増幅され、濾過され、そして測定される。その結果、カテーテルチップ３７７は、誘電特性に対して、共通するサイズの生物学的組織に対して異なるマイクロ波散乱横断面を有しており、これは、レシーバにより記録され、そして２つの媒体間の顕著な差異をもって（図５Ａに示されている）モニタ３２５に絵表示を与えるように処理される非常に異なる後方散乱エネルギにより示されている。レーダー装置１０００により発生されるカテーテルチップ３７７の絵図は、位置サーボフィードバックループによる使用のためにＧＣＩコントローラ５０１に連結されたＸ線蛍光透視像およびその座標データセットに重畳されることができる。従って、マイクロ波撮像式時空（ＭＩＳＴ）ビーム形成は、背景が生物学的組織であるかぎり、カテーテルチップ３７７からの後方散乱エネルギを検出するために使用される。

レーダー装置１０００は、生物学的組織に埋め込まれるカテーテルチップ３７７のような種々のマイクロ波散乱体の存在および位置を検出する。時空ビーム形成器は、アレーにおける各アンテナが低パワーの超広域幅（ＵＷＢ）信号を生物学的組織に送信することを推定する。ＵＷＢ信号は、時間変域インパルスとして物理的に、或いは掃引周波数入力情報を使用することによって合成的に発生されることができる。１つの実施の形態では、レーダー装置１０００は、周波数依存性伝播作用を補償しながら、正常な組織およびノイズの異種混交状態により引起こされるクラッターを識別するようにカテーテルチップ３７７の後方散乱信号を収束させるビーム形成器を使用する。時空ビーム形成器は、まず、目標位置からの返信を整合させるために受信信号を時間移動させることによって、この空間的焦点を達成する。フェーズドアレーレーダー１０００の１つの具体例は、アンテナキャビティにドープしている高誘電体のような有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタの帯域を形成して基準信号を形成する（ドープは興味ある装置に対してである）。アンテナチャンネルからの信号は、合計されてビーム形成器の出力を生じる。受信信号の向上をもたらし、且つ受信信号のエネルギを誘電特性対身体組織の散乱背景ノイズの関数として計算し、それによりこのような信号の合成表示を与えるために、ＦＩＲフィルタにおける衡法のような技術が、サビッツキー−ゴレイ円滑化フィルタのような「最小２乗フィッティング」技術とともに使用されることができる。この装置は、生物学的組織およびカテーテルチップ３７７により反射されたエネルギの差を識別し、そしてかかるエネルギ差を基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘに対する位置および座標の関数として表示し、それにより後方散乱信号の強さに比例する像を形成することができ、この像は、更に、基準点マークの走固性画面に対するカテーテルチップ３７７の位置座標および配向を計算する際にＧＣＩコントローラ５０１により使用される。走固性画面に対するカテーテルチップ３７７の座標設定の形成と、蛍光透視画面７０２との前記像の同期化との詳細を図５Ａと関連して更に説明する。１つの実施の形態では、レーダーモジュール１０００は、カテーテル、ガイドワイヤ、電極などのような種々の種類の器具の分別をもたらすように、ガイドワイヤ３７９および／または圧電性リング９５１、９５２を備えたカテーテル９５３のような医療処置の使用されることが知られている特定の物体の様々な誘電特性をレーダーセンサ９５０により識別するためにルックアップ表１１１１にある濾過技術を使用するＦＦＴアルゴリズム１１０３を使用する。

図３Ａは、切換え可能なダイオード（ポリアセチレン）のような、ジルコン酸−チタン酸鉛（ＰＺＴ）および／または分子共役ポリマーのような１つまたは２つの圧電性リング９５１．９５２が埋め込まれたカテーテルチップ３７７の図式表示図である。リング９５１、９５２により発生される第二高調波は、材料の非線形性により第二高調波における確認可能な返信識別特性をもたらす。基本調波（例えば、５ＭＨｚ）がレーダーにより送信されるかぎり、第二高調波は、レーダー装置１０００により容易に識別可能である。レーダー装置１０００は、（サマリウム−コバルトＳｍＣｏ５またはネオジム−鉄−ホウ素ＮｄＦｅＢのような強磁性体から形成される）カテーテルチップと、ＰＺＴリング９５１、９５２とを識別することができる。カテーテルチップ３７７からの信号返信とＰＺＴリング９５１、９５２とを織別可能であることにより、レーダー装置１０００は、身体組織から受信された背景クラッターを濾過し、そしてリング９５１、９５２の位置および配向と、カテーテルチップ３７７の位置座標とを認識することができる。チップ３７７およびＰＺＴ９５１、９５２の２つの異なる誘電特性および電気特性を使用する技術は、独特であって、レーダー装置１０００により容易に認識されるレーダー識別特性をカテーテルチップ３７７に与える。

更に、図３Ａは、２つのＰＺＴリング９５１、９５２に対するカテーテルチップ３７７の位置座標および配向を検出するために送受信アンテナを有するレーダー装置１０００が如何に使用されるかを示している。常駐マイクロコントローラ１１０５により、レーダー装置１０００およびその関連ＦＦＴフィルタ１１０３により幾何学的操りが用いられる。図６Ｂに示されているように、カテーテルのような装置には、磁気的応答性のチップ３７７が設けられている、１つの実施の形態では、チップ３７７は永久磁石を有している。この永久磁石の極性は、２つのＰＺＴリングにより示され、この場合、北極はＰＺＴリング９５２により示され、カテーテル３７６の半可撓性部分が更なるＰＺＴリング９５２で示されている高磁性体の遠位端部は、高磁性の南極を示している。レーダー装置１０００は、高磁性カテーテルチップ３７７を照明するエネルギの突発を送信する。カテーテルチップ３７７からの返信信号は、レーダーにより受信され、その位置は、エネルギの飛行時間を観測することにより記録され、それによりカテーテルチップ３７７の位置を３次元空間における位置座標として定める。２つのＰＺＴリング９５１、９５２を使用することにより、レーダー検出器１０００は、また、カテーテルチップ３７７の位置座標に関して第２の圧電性リング９５１に対するＰＺＴリング９５２の測定値をもたらすように、２つのＰＺＴリングに対してチップ３７７の位置を識別することが可能である。レーダー検出器１０００は、入射波に対して第二高調波を発生させる材料の非線形特性によりＰＺＴリング９５２、９５１からの返信信号を識別することができる。基本周波数および第二高調波の強さを比較することによって、レーダー装置１０００は、高強磁体３７７に対する２つのＰＺＴリングの位置および配向を識別し、それによりカテーテルチップ３７７の位置および配向を与えることができる。

図３Ｂ、図５Ａおよび図５Ｂは、レーダー検出器１０００の使用により、および基準画面に対する移動のようなカテーテルの動力学のための基準画面を形成するために基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘを使用して、カテーテルチップの位置および配向を測定する技術を示している。図３Ｂおよび図５Ｂに示されているように、基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘは、多様体７０１を形成する。マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘの位置は、６−ＤＯＦセンサにより測定される。

図４は、６−ＤＯＦセンサ９６０の１つの具体例である６−ＤＯＦセンサ装置２１００のブロック図である。この装置２１００は、走固性画面を規定するために患者の身体に位置決めされた基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４の位置を測定するための６−ＤＯＦ光センサ装置２１００およびその関連電子機器を有している。図５Ａに示されているように、基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４は、カテーテルチップ３７７の位置とのビデオモニター３２５に示されている像７０２の同期化７０１を許容する。６−ＤＯＦ光センサ２１００を図１０と関連してより詳細に説明する。装置２０００は、６−ＤＯＦ光センサ２１００と、計装増幅器２１０１と、Ａ／Ｄ変換器２１０２と、高速フーリエ変換モジュール２１０３と、マイクロコントローラ２１０５とを有している。１つの具体例は、音声伝達／警報モジュール２１１０と、１組の制御スイッチ２１０９と、ディススプレー２１０８とを有している。６−ＤＯＦセンサ２０００により発生されたデータは、通信ポート２１１３を経てＧＣＩ装置５０１に供給される。

図５Ａは、撮影血管造影設備５０２へのＧＣＩ装置５０１の一般的接続を示している。撮影血管造影設備５０２は、オペレータインターフェース設備５００を介してＧＣＩ装置５０１で接続されている。動脈管系の撮影血管造影像が、カテーテルチップ３７７の位置がこの像に重畳された状態でビデオモニター３２５に示されている。便宜上、本説明では、像は、限定としてではなく、ここでは、蛍光透視像と称されるが、限定されないが、Ｘ線撮像、蛍光透視、超音波撮像、ＭＲＩＣＡＴ−走査、ＰＥＴ−走査、レーダー撮像などを含めて、身体構造体の像を生じることができる任意の技術により像を生じることができることは理解されるであろう。これらの像の表示は、基準マークを備え、且つビデオモニター３２５に示されている像７０２のカテーテルチップ３７７との同期化７０１を可能にする走固性画面を探し出すように、患者の身体３９０に位置決めされた６−ＤＯＦセンサおよびその随伴基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４の使用により同期化される。

図５Ａは、患者の身体３９０に位置決めされた６−ＤＯＦセンサ２０００および基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４を使用して、レーダー装置９５０から得られるカテーテル３７７の像７２０および合成像が如何にモニタ３２５に互いに重畳されて同期化されるかを示している。更に、図５Ａは、走固性画面７０１の形成を、これに対するカテーテルチップ３７７の位置描写を援助して示している。この方法は、近似立方体として形成され、６−ＤＯＦセンサ２１００により検出される基準点マークを使用している。多様体７０１として形成された全データセットは、１組の像７０２と、カテーテルチップ３７７のレーダー像データ（例えば、レーダー装置１０００からのデータ）と、基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘと含んでいる。

レーダー装置９５０により捕獲されたカテーテルチップ３７７またはガイドワイヤ３７９の像の同期化は、デジタルで表示され且つ像７０２と動的に接続される基準点マークに重畳される。これは、蛍光透視像７０２に重畳され、そして本解剖学的構造に対する興味ある領域と一致して移動する１つの組合せ多様体７０１を生じるようになされる。例えば、鼓動している心臓およびその心臓出力、肺拡張および収縮、または患者の痙攣のこれらすべてが、カテーテルチップおよび問題としての身体器官との間の一致した実質的な運動を達成するように動的に捕獲され、相互に関連されることができる。

図５Ａは、更に、仮想で示されているように発生された蛍光透視／超音波像７０２に基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４を重畳する像獲得技術を示している。用意されたスキームが、像７０２に対するカテーテルチップの動的位置を確認する。基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘにより、且つ６−ＤＯＦセンサ２０００を利用して形成された基準画面７０１は、走固性画面７０１に対するカテーテルチップの位置を定める。更に、幾何学的投射技術を用いることによって、この方法は、カテーテルチップ３７７に対する同期化像獲得を行い、それにより動的式における基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘおよびカテーテルチップ３７７の両方に対する像７０２の重畳をもたらし、従って、図５Ａに７０１として示されている基準画面で位置規定を示す。

図５Ａは、同期化アルゴリズム７０１の使用を示しており、それにより、基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４により形成された空間は、ｎ−次元空間により表されており、この空間では、基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘの各々は、ベクトルｆ_ｉ｛ｆ_１、ｆ_２…ｆ_ｎ｝により示されており、また、レーダー１０００により得られるカテーテルチップ３７７の位置データは、関数ｇ_ｉ｛ｇ_１、ｇ_２…ｇ_ｎ｝により示されている。ｎ−次元空間におけるベクトルｆ、ｇの長さは、以下の式（２）により定められる。

空間における合計は、以下の式（３）の積分により得られる。

更に、ｎ−次元空間における点ｆ（基準点マーク）とｇ（カテーテルチップ３７７の位置）との間の距離は、以下の式（４）であり、かくして、式（５）となる。

この結果は、関数ｆ（ｔ）およびｇ（ｔ）の平方偏差である。７００Ａｘ、７００Ｂｘのベクトル規定ｆ_ｉと、カテーテルチップ３７７のベクトル規定ｇ_ｉとの間の角度は、式（６）により示され、かくしてｆ_ｉ、ｇ_ｉが直交しているので式（８）、式（７）で示されている。

６−ＤＯＦセンサ２０００のベクトル関数ｆ_ｉとしての位置データセットと、レーダー装置１０００により発生され、ベクトル関数ｇ_ｉにより示されているカテーテルチップ３７７の位置データセットとは、直交であり、それらの距離は、式（５）に示されている差により示され、その相対配向は、式（７）により示されている。従って、基準点マーク７００Ａｘ、７００Ｂｘに対するカテーテルチップ３７７の位置を定める多様体７０１は、角度に対するベクトル関数ｆ_ｉとベクトル関数ｇ_ｉとの差であり、時間変域（ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ）Ｔにわたってマッピングされる。この場合、Ｔは｛ｔ_１、ｔ_２…ｔ_ｎ｝である。要約すると、基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘにより形成された走固性画面に対してカテーテルチップ３７７を同期化する方法論により、ＧＣＩコントローラは、まず、閉サーボループ様式を与え、それにより外科医は、機械が「Ｃ」曲線９８５に沿って必要な数学的計算を行なうかぎり、実際の位置（ＡＰ＝Ｐ_１）に対する所望の位置（ＤＰ＝Ｐ_２）を設定することができる。２番目に、カテーテルチップ３７７に対する距離ｒ９７１および角度θ９８４に関して、最適な電力設定が電磁石クラスタ９２０、９３０により発生される。

図５Ｂは、ペースメーカー電極の埋込みを行いながらの、図５Ａにおいて説明された装置を使用することを示している。更に、図５Ｂは、Ｓ.Ａ.Ｎｏｄｅ８０２、Ａ.Ｖ.Ｎｏｄｅ節８０３および心房室束８０４に対する領域に電極が図示のように設置された心臓ペースメーカー８０１の埋込みを示している。更に、右側および左側索枝８０５が示されている。ペースメーカーの埋込みは、心臓の律動または電気伝導の障害のある患者の生存のために必須である。この処置は、心臓腔壁部（心室または心房）における小さい電極の埋込みにより行なわれる。電極の他端部は、胸部の皮膚の下に埋め込まれて、心臓の律動を刺激するために刺激パルスを発生させる電子装置８０１に取付けられる。生命を脅かす振動の電気障害が電極自動埋込み可能な心臓細動除去器（ＡＩＣＤ）により検出される場合、同様な装置が電気的ショックを加える。これらの電極は、蛍光透視法下で押込みおよび操りにより静脈を通して設置される。ＧＣＩ装置５０１の使用によれば、ＣＧＩ装置の使用によりペースメーカー８０１の電極を移送してそれらの適切な位置に設置するために、磁性チップ３８１を備えたガイドワイヤ３７９が使用される。基準点マーク７００Ａ１、７００Ａ２、７００Ａ３、７００Ａ４、７００Ｂ１、７００Ｂ２、７００Ｂ３、７００Ｂ４が適所にある状態で、医師は、図５Ａに示されているように、レーダー１０００からの位置データを使用し、且つ６−ＤＯＦセンサ２０００を用いてガイドワイヤチップ３８１を確認する連続的な動的基準画面を得ながら、心臓腔を通してガイドワイヤ３７９を操縦する。しばしば、電極を適切な位置に設置するように操るのは困難であり、結果は、解剖学的構造の変化に因り次善である。コントローラ５０１の使用は、医師がガイドワイヤおよびペースメーカーの電極の動きを正確に操縦したり、案内したり、制御したり、撮像したりすることができないことに起因した妥協なしにペースメーカー８０１の電極を移動させ、押込み、そしてその所望の解剖学的位置に設置することが可能であるかぎり、このような複雑な操作を行う際に簡単性をもたらす。

図６および図６Ａは、ＧＣＩ装置５０３とともに使用するためのカテーテル組立体３７５およびガイドワイヤ組立体３７９の斜視図である。カテーテル組立体３７５は、より剛性の応答性チップ３７７を曲りくねった経路を通して正確に操向し得るための高い可撓性を有する可撓性部分３７８へ延びているカテーテルボディ３７６を有する管状の器具である。磁性カテーテル組立体３７５は、ＧＣＩ装置５０１との組合せで、診断および治療処置を行なうのに通常必要とされる多数の形状の必要性を減じるか或いは無くす。これは、従来のカテーテル法処置中、外科医は、しばしば、従来のカテーテルを所望位置まで案内する際に困難さに遭遇する。何故なら、この方法は、労力が高く、且つ例えば、心臓血管系の曲りくねった経路を通してカテーテルを操縦するために手の器用さに依存しているからである。かくして、外科医の仕事を助けるために、色々な大きさおよび形状の多数のカテーテルが外科医にとって利用可能である。何故なら、かかる仕事は患者内および患者間の自然の解剖学的変化に起因して異なる状況において異なる曲がり部を必要とするからである。ＧＣＩ装置５０１を使用することにより、すべてでなくてもほとんどの患者に対して１つのカテーテルしか必要とされない。何故なら、カテーテル法処置は、外科医がカテーテルを準手探りで患者の身体３９０に押し入れることに頼ることなしに、仮想のチップ４０５の外科医の操りにより指令されるように、磁性カテーテル／ガイドワイヤ組立体３７５および／または３７９を患者の身体３９０内の所望位置まで案内する電気機械装置の助けで達成されるからである。磁性カテーテル／ガイドワイヤ組立体３７５および／または３７９は、曲りくねった経路を克服するのに必要とされる可撓性をもたらす。

ガイドワイヤ組立体３７９は、ガイドワイヤボディ３８０および可撓性部分３８２を有しており、この可撓性部分３８２は、より剛性の応答性チップ３８１が曲りくねった経路を進むように鋭い曲がり部のまわりに正確に操向されるための高い可撓性を有している。カテーテル組立体３７５およびガイドワイヤ組立体３７９両方の応答性チップ３７７、３８１は、それぞれ、永久磁石のような磁性要素を有している。チップ３７７、３８１は、上方電磁クラスタ９２０および下方電磁クラスタ９３０により発生される外部磁束に応答する永久磁石を有している。

カテーテル組立体３７５のチップ３７７は管状であり、ガイドワイヤ組立体３７９のチップ３８１は中実の円筒体である。カテーテル組立体３７５の応答性チップ３７７は、中に長さ方向に位置決めされた磁性要素の２つの端部により生じられる長さ方向極性配向を有する双極子である。ガイドワイヤ組立体３７９の応答性チップ３８１は、中に長さ方向に位置決めされた磁性要素３７７の２つの端部により生じられる長さ方向極性配向を有する双極子である。これらの双極子は、上方電磁クラスタ９２０および下方電磁クラスタ９３０がチップ３７７、３８１に作用してこれらをオペレータにより指令されるように所望位置まで一致して「引っ張る」ので、ＧＣＩ装置５０１での応答性チップ３７７、３８１の両方の操りを可能にする。

図６Ｂは、磁性チップおよび２つの圧電性リングを備えたカテーテルの図である。図６Ｂは、更に、カテーテル組立体９５３が図示のように位置決めされた半導電特性の追加の２つの圧電性リング、即ちポリマー９５１、９５２を備えていることを除いて、ＧＣＩ装置５０３と共に使用されるべきカテーテル組立体９５３およびガイドワイヤ組立体３７９の追加改良を示している。レーダー装置９５０は、コントローラ５０１との組合せで、２つの圧電性リング、即ちポリマーを励起し、かくして磁石３７７の北極に対するカテーテルチップの回転手段をもたらすようにＲＦ信号が放出されるカテーテルチップの追加の検出様式をもたらす。ＧＣＩ装置５０３は、チップ３７７の回転角度を定めることができ、当業者に公知なより精巧なスキームでは、圧電性リング、即ちポリマー９５１、９５２は、図５Ａおよび図５Ｂを参照して説明したように、走固性画面７０１に対するカテーテルチップ３７７の位置、配向および回転を定めるために追加の位置情報を与えることができる。

図７は、実際のカテーテルチップ（ＡＰ）３７７の位置を定めるためのシステムコントローラ（ＳＣ）５０１により行なわれる論理的な計算の流れを示している。また、コントローラは、（レーダー装置９５０により測定された）カテーテルチップの位置データを（６−ＤＯＦセンサ９６０により測定された）基準点マークの位置データと組合わせて患者の身体におけるカテーテルチップの位置を定め、カテーテル位置を（利用可能であれば）像データと同期化する。

１．コントローラ５０１は、Ｘ軸コントローラおよび増幅器（ＸＣＡ）９１１、９１０、Ｙ軸コントローラおよび増幅器（ＹＣＡ）９１３、９１２およびＺ軸コントローラおよび増幅器（ＺＣＡ）９１５、９１４の出力を抑制する。

２．コントローラ５０１は、レーダー装置９５０からのデータを読取ってカテーテルチップ３７７の実際の位置（ＡＰ）９８１を確認する
３．コントローラ５０１は、外科医により向けられるようなカテーテルチップの新たな所望位置（ＤＰ）９８２のための使用者入力装置９００からのデータを読取る。

４．コントローラ５０１は、「Ｃ」曲線９８５についての数学的解答を行なう。

５．コントローラ５０１は、走固性画面を形成する基準点マーク７００ＡＸ、７００Ｂｘの位置を示す６−ＤＯＦセンサからのデータを読取る。

６．コントローラ５０１は、像源５０２からのデジタル像データ７０２を得る。

７．コントローラ５０１は、カテーテルチップ３７７の位置からのデータを６−ＤＯＦセンサから得られるデータと同期化し、そして組合せられたデータを多様体７０１の形態で配列する。

８．コントローラ５０１は、多様体７０１を像源７０２から得られたデジタル像に重畳する。

９．コントローラ５０１は、電磁石クラスタ９２０、９３０の最適な距離ｒ９７１および角度θ９８４を計算し、それにより患者３９０の位置に対する電磁石クラスタ９２０、９３０の最適な電力設定を行なう。

１０．コントローラ５０１は、必要に応じて上記の工程１ないし９を繰返す。

１１．コントローラ５０１は、図２Ｌｄｅ曲線「Ｃ」９８５としても示され、式（ＰＥ＝［ＡＰ−ＤＰ］により表される、カテーテルチップ３７７の実際の位置（ＡＰ）９８１と所望の位置（ＤＰ）９８２との差である誤差位置（ＰＥ）９８３を算出する。

１２．コントローラ５０１は、カテーテルチップ３７７の実際の位置と外科医により設定される所望の位置との間の移動を受入れる幾何学的配置を与えるように最適な電力設定アルゴリズムの方法を繰返す。

１３．ＧＣＩコントローラ５０１は、自動化ジンバル式運動／コンピュータ制御式装置９７０を使用して、情報電磁石クラスタ９２０を、電磁石装置のための最適な構成を得るようにして移動するように指令する。

１４．コントローラ５０１は、図２Ｃないし図２Ｈにより示されている処置により述べたように、補正された磁場をＸ軸コントローラおよび増幅器（ＸＣＡ）９１１、９１０、Ｙ軸コントローラおよび増幅器（ＹＣＡ）９１３、９１２およびＺ軸コントローラおよび増幅器（ＺＣＡ）９１５、９１４に入力し、そして実際のチップ３７７に生じられた磁場Ｂの３つの直交成分（Ｂｘ、Ｂｙ、Ｂｚ）から設定される５軸データを補間する。

１５．コントローラ５０１は、コイル９０１ないし９０６に適切な電流を設定するように、新たな所望の座標に対応する新たな所望の位置データ（ＤＰ）９８２をＸ軸コントローラおよび増幅器（ＸＣＡ）９１１、９１０、Ｙ軸コントローラおよび増幅器（ＹＣＡ）９１３、９１２およびＺ軸コントローラおよび増幅器（ＺＣＡ）９１５、９１４に送る。

１６．コントローラ５０１は、更に、心臓の位置、実際のカテーテルチップの位置（ＡＰ）９８１および多様体７０１としての基準点マークの種々の入力情報を動的に関連させるように、例えば、心電図（ＥＫＧ）５０２からのゲーティングデータおよび基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘにより形成された走固性画面を含む像源７０２およびレーダー装置９５０からの心臓の位置（ＣＰ）を積分する。心臓の位置（ＣＰ）および肺のデータセットのようなデータは、心臓の鼓動および肺の運動に因り、動的であって、時間変数である。

１７．コントローラ５０１は、必要に応じて上記方法を繰返す。

コントローラ５０１は、位置誤差（ＰＥ）９８３が任意の軸において所定の時刻の所定量を超えるなら、フィードバックデータを仮想のチップ（ＶＴ）４０５に送って触感フィードバックを与え、それによりカテーテルチップ３７７が遭遇する障害物をオペレータに知らせる。位置誤差（ＰＥ）９８３が、予定時間量内または前述の工程１ないし１４のサイクル内でＧＣＩ装置５０１の正常な作動により除去されない場合、実際のカテーテルチップ３７７が障害物に出会ったようであると思われる。これは、操作桿に対する抵抗により発生されて仮想のチップ４０５のような使用者入力装置９００のうちの１つまたはそれ以上に作用する触感フィードバックを介してオペレータにより感知される。

図８は、ＣＧＣＩ装置における信号の流れの機能的ブロック図である。この図は、外科医によるカテーテルチップの直感的な操作桿型制御をもたらす仮想のチップ４０５の作動を示している。外科医は、患者の身体３９０内のカテーテルチップ３７７の同様な移動を引起こすように仮想のチップ４０５を所望の方向に押したり、引張たり、或いは回転させたりする。カテーテルチップ３７７が障害物に出会うなら、仮想のチップ４０５は、適切な軸における移動に対する抵抗の形態の触感フィードバックに伴って応答する。かくして、外科医は、実際のチップが前進しているものと「感じる」ことができおる。チップ４０５が解放されると、カテーテルチップ３７７は、その現在の位置に強制的に保持される。ＧＣＩ５０１のシステムコントローラは、実際のチップ位置（ＡＰ）９８１を、多様体７０１から得られ、レーダー９５０および６−ＤＯＦ銭さ６０により発生される心臓位置データ（ＣＰ）と相関関係付けする。これらのデータセットは、補助設備５０２により発生された蛍光透視像７０２に重畳され、そして多様体７０１として形成された組合せ同期化チップ／Ｘ線画像でモニタ３２５に表示されている。３次元の実際のチップ位置（ＡＰ）９８１の表示は、ＡＰデータでもってリアルタイムで連続的に更新される。この表示をＣＰデータと重ねるために、Ｘ線画像の比較的少ない画面が使用される。ＡＰデータとＣＯデータとのこの相関関係は、合成像７０１に示されたＸ線およびレーダーデータが共通の基準点、つまり、基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘを有する（すなわち、両者は鼓動している心臓に対して静止している）ので、可能である。かくして、本技術は、心臓およびカテーテルチップ３７７を観察する優れた方法をもたらしながら、患者およびスタッフに対するＸ線照射を著しく減少させる。

更に、図８は、（仮想のチップ４０５のような）使用者入力装置９００を作動する外科医の手の動作が捕獲されて移動指令に変換される手順を示すことによってＧＣＩ装置５０１の作動を説明するものである。コイル９０１ないし９０６のための必要な電流を発生させるために、増幅器９１０を使用しながら、カテーテルチップ３７７を移動させるのに必要とされる電力対力の最適化がもたらされる。これらのコイルは、マックスウエルの式に従ってチップ３７７に発生される力／トルクに応答してカテーテルチップ３７７にＢ磁場を生じる。カテーテルチップ３７７の移動はレーダー装置９５０によりリアルタイムで監視され、チップ位置および配向の情報は、６−ＤＯＦセンサ２０００の使用を介して基準点マーク７００Ａｘないし７００Ｂｘを使用した同期化方法７０１を介して表示され、それにより位置ならびに実際のチップにより発生された反映力／トルクをゲーティングする。この方法は、使用者入力装置９００の使用によりオペレータの動作に応答するように連続的に反復する。図８により言及された上記手順は、当業者には明らかであって、直感的であり、図１ないし図７に更に詳細化されている。

図４に示されているように、この方法は、下記の如く説明される。ｉ）オペレータは、仮想のカテーテルチップ４０５の物理的位置を所望の位置へ調整する；ｉｉ）仮想のチップ４０５の位置の変化がコントローラ５０１においてコード化されてレーダー９５０から新たな位置データを生じ、これもまたコントローラ５０１に受信される；ｉｉｉ）コントローラ５０１は、指令を発生させ、これらの指令は、サーボシステム制御モジュールに送られる；ｉｖ）サーボシステム制御モジュールは、ジンバル／運動制御装置９７０を制御して電磁石クラスタの距離ｒ９７１および角度θ９８４を変更することによりコイル９０１ないし９０６の位置を調整して電磁石クラスタ９３０に対する電磁石クラスタ９２０の位置を最適化する；ｖ）電流がコイル９０１ないし９０６に送られて患者の身体３９０内の実際の磁性カテーテルチップ３７７の位置を変更する；ｖｉ）次いで、実際のカテーテルチップの新たな位置（ＡＰ）がレーダー装置９５０および６−ＤＯＦセンサ９６０により感知され、カテーテルの位置は、蛍光透視および／または他の撮像様式７０２により生じられた像に重畳される；ｖｉｉ）フィードバックがサーボシステム制御装置およびオペレータインターフェースの監視装置５０１に送られる。

図９は、「Ｃ」アーム３９１のレイアウトとして図２に示されている構成と対照的に、２平面Ｘ線支持機構を使用している別の磁石装置を備えたＧＣＩ装置の使用を示している極構成３７４における電磁コイル１３２Ｘ、１３２Ｙ、１３２Ｚ、１３８Ｘ、１３８Ｙ、１３８Ｚの構成を示している。更に、図９は、作動テーブル３８９と、患者３９０と、Ｔ軸エンコーダ３９４と、トラニオン３８８と、支持組立体３８５と、極支持体３９１.１と、Ｇ軸エンコーダ３９３と、Ｘ線源３８３と、光増幅器３８４とを含むＧＣＩ装置５０１を備えた要素間の全体関係を示している。この全体構成は、極構成３７４と称せられ、そして電磁石９０１ないし９０６がクラスタ９２０、９３０におけるトロイドの一部として構成されている「Ｃ」アーム手段３９１と対比される。図２、図２Ａおよび図３Ｂにしめされる構造は、電磁場Ｂの強さが隙間の中心線に向かって増大しており、且つ勾配が隙間の縁部でピークになって、ＧＣＩ５０１が図９に示されている２平面軸対称のレイアウトの使用により容易に得られるものではない葉状磁場構造を形成することができるので、有利である。ＧＣＩ５０１は、図９に示されているもののような極構成において磁気的に結合されるカテーテルチップ３７７を押したり、引いたり、案内したりする利点をもたらすように、このような構成を組み入れている。

極構成３７４を用いる場合、装置は、電磁石を付勢するに先立って必要とされる同位回転を算出するのに使用されるためのガントリー位置情報を装置に与えるＴ軸エンコーダ３９４およびＧ軸エンコーダ３９３を使用する。極構成３７４は、支持組立体３８５のためのトラスとして作用するトラニオン３８８を使用している。極支持体極構成３９１.１は、支持組立体３８５のＧ軸上で回動し、極組立体３９１.１は、モニタ３２５上の実際のカテーテルチップの位置と共に重畳されるＸ線像を生じるＸ線源３８３およびＸ線増幅器３８４を支持している。極支持体３９１.１は、適切な同軸構成における電磁石１３２Ｘ、１３２Ｙ、１３２Ｚ、１３８Ｘ、１３８Ｙ、１３８Ｚのための取付け面をなしている。

トラニオン３８８は、Ｔ軸３８７に心出しされている。Ｔ軸エンコーダ３９４は、Ｔ軸における支持組立体３８５の位置データをコード化するためにトラニオン３８８に機械的に連結されている。ジンバル軸（Ｇ軸）３８６は、極支持体３９１.１の中心点でＴ軸と交差している。この中心点は、Ｘ線視界の中心点と一致している。Ｇ軸エンコーダ３９３は、Ｇ軸３８６に沿って支持組立体３８５に機械的に連結されている。

６−ＤＯＦセンサは、基準点マークに対する６自由度（ＤＯＦ）の感知を行なう。６−ＤＯＦセンサは、レーザービームを発光し、マークの反射を検知することによりこの感知を達成する。センサの内側で、ビームは、分割され、３つの光ダイオードに差し向けられる。これらのダイオードからのアナログ信号は、デジタル化され、そして機械のための補正作用または出力位置の読取りを指令することができるコンピュータに供給される。

図１０は、ビーム２０１８をセンサの主光軸へ案内するためにレーザー源２０１２がミラー２０１４、２０１６を照明する６−ＤＯＦセンサを示している。ビームは、２つの負のレンズ（２０２０、２０２２）に通され、これらの負のレンズは、ビームを発散する。１つの実施の形態では、発散角度は、センサの面から約３.５ｃｍのところで直径１ｃｍのレーザースポットを生じるようにほぼ０.３ラジアン（半角）である。他の発散角度も同様に使用することができる。センサの視界は、所定の距離のところで発散角度およびスポットサイズを変える異なる負のレンズ２０２、２０２２を選択することにより変更されることができる。

２つの基準点マーク、例えば、直径４ｍｍのドット２０２４および１×１ｍｍのバー２０２６が、非反射性のテープに設けられ、患者に付けられる。レーザー光は、マークから反射してセンサに戻る。ビームは発散性であるので、反射は、光が戻るときに面積が拡大されて、光のほとんどが小さい負のレンズのまわりを進み、その代わりに、比較的大きい収束レンズを通って進む。レンズ２０１９は、出射ビーム２０１８を通すために、その中心に穴を有しているが、発散反射ビームを平行化する焦点距離を有している。換言すると、レンズ２０１９の正の焦点距離は、ドット２０２４がセンサからの焦点距離の半分あたりに位置決めされる場合、ドット２０２４からの反射光の発散光線をセンサに平行に入射するように曲げることにより、レンズ２０２０、２０２２の負の焦点距離と同じである。平行化された反射ビームがセンサの中へ伝播し続けるとき、このビームは、帯域フィルタ２０３０を通る。このフィルタ２０３０は、レーザー光を通すが、他の波長では光を遮断する。センサの内側で、ドット２０２４からの光は、ビームスプリッタ２０３２により２つのビームに分割される。ビームの半分が横方向作用光ダイオード２０３４の中へ９０度で反射される。ビームの他の半分は、ビームスプリッタを通り、収束レンズ２０３６に入り、ミラー２０４０、２０４１から離れ、そして他の光ダイオード２０３８上へ進む。

バー２６からの光もまた、フィルタ２０３０を通る。しかしながら、反射バー２０２６がドットに対して傾斜されているので、このバーから反射するレーザー光は、より大きい発散角度にある。このより大きい反射角度により、光は、フィルタ２０３０の異なる位置を通り、レンズ２０１９およびビームスプリッタをそれ、そして光ダイオードを照らす。レーザー以外の外部光源に対するセンサの感度を減少させるために、発光ダイオード２０２３が、制御された背景光を与えるようにセンサの内側に装着されることができる。

３つの光ダイオード（２０３４、２０３８、２０４２）の各々は、センサおよび反射体（２０２４、２０２６）の相対位置に対する異なる感度を有していて、ソフトウエアの分離時に、６つの自由度のいずれかにおける任意の変化を描くことができる。光ダイオード２０４２は、バー２０２６とセンサ（Ｔｚ）との間の並進に対して、およびドット２０２４の表面と直角な軸（Ｒｚ）のまわりのセンサの回転に対して敏感である。バー２０２６は、センサがバー２０２６から規定の離隔距離にあるなら、バーの反射が光ダイオード２０４２の中心を照らすように傾斜されている。従って、光ダイオード２０４２の中心からのバーの反射のいずれの上下の逸脱も、バー（Ｙｚ）からのセンサの距離として算出されることができる。同様に、ドットの中心に対するバーの半径方向位置は、回転中心Ｒｘの基準として使用されることができる。その結果、光ダイオード２０４２の中心からのバーの反射の右−左の逸脱が、ドットの直角軸（Ｒｚ）のまわりのセンサの回転として算出されることができる。

対照的に、光ダイオード２０３８は、以下に説明するように、ＸおよびＹ軸（Ｒｘ、Ｒｙ）のまわりの傾動に対して最も敏感である。レーザービームが反射性基準マーク２０２４に当るときに発散するので、負のレンズ２０１４、２０１６では、センサが負のレンズ２０１４、２０１６のまわりに傾動されるときでも、反射されたビームは、中心のところ以外、多く戻り、すなわち、戻り光は、センサの傾動にかかわらず、基準ドットの表面と直交してセンサに入射する。光が傾動の前のように戻るが、光ダイオード２０３８の位置は、センサの傾動に伴って変化する。その結果、傾動中、反射された光の未変化収束に対する光ダイオード２０３８の運動が、Ｘ軸およびＹ軸（Ｒｘ、Ｒｙ）のまわりの傾動に対する感度をもたらす。レンズの性質のため、ダイオード２０３８は、反射体２０２４の純粋な並進に対して敏感でない。何故なら、レンズは、光線がどこから来るかにかかわらず、すなわち、マークがどこで並進されるかにかかわらず、同じ点までこのレンズを通るすべての平行な光線を収束するからである。

光ダイオード２０３４の場合、ビームスプリッタ２０３２は、経路にレンズが無くても光を反射させる。その結果、ダイオード２０３８と異なって、ダイオード２０３４は、基準ドット（Ｔｘ、Ｔｙ）に対するセンサの横方向並進に対して敏感である。光ダイオード３４は、傾動に対しても敏感であるが、この効果は、光ダイオード３８からの情報を使用してソフトウエアで解除されることができる。同様に、光ダイオード４２の他の２つの光ダイオードとのいずれの接続もソフトウエアで解除されることができる。

ダイオードからのアナログデータは、アナログ−デジタル変換器でデジタル化され、そして３つの光ダイオードの各々からの２つのチャンネルとして処理するためのコンピュータに供給される。この形態では、データは、チャンネルの２つ以外すべてが、１つより多い運動についての情報を有するので、すなわち、チャンネルが接続されているので、６つの軸のまわりの純粋な運動を表さない。この情報は、６つの自由度すべてについて運動の純粋な測定に分離されることができる。この分離は、各光ダイオードが異なる情報をもたらすので、可能である。光ダイオード３８は、Ｘ軸およびＹ軸（ＲｘおよびＲｙ）のまわりの傾動に対してのみ敏感である。従って、これらのチャンネルからの電圧読み値は、他の運動に対する感度（接続）なしでこれらの軸における純粋な傾動を表す。対照的に、光ダイオード３４は、ＸおよびＹ（Ｔｘ、Ｔｙ，Ｒｘ，Ｒｙ）のまわりの運動、回転および並進の４つの線に対して敏感である。しかしながら、光ダイオード３８からの任意の電圧読み値を引くことによって、光ダイオード３４の傾動感度が無効にされ、残りの電圧がＸおよびＹ（Ｔｘ、Ｔｙ）のまわりの唯一の並進を表している。同様に、光ダイオード４２は、６つの自由度すべてに対して敏感である。しかし、他の２つの光ダイオードからの電圧を引くことにより、残りの電圧はＺ軸（Ｔｚ、Ｒｚ）のまわりの唯一の回転および並進を表している。

６つのチャンネルすべてが分離された後、データがオペレータに表示されたり、および／またはＣＧＩ装置に供給されたりすることができる。

６−ＤＯＦセンサは、６つの自由度すべてをトラッキングすることが可能である。レーザービームが発散するので、マークからの反射は、光ダイオードで拡大されて、精度を高める。この利点は、高解像度のＡ／Ｄ変換器との組合せで、並進を検出するミクロン精度および配向を検出するミリラジアン精度をもたらす。異なる光学では、視界が減じられて精度を向上させるができるか、或いはその逆である。マークは、身体の外径に一致し、従って身体における反射性マークの位置決めは、オペレータまたは簡単な３軸コンピュータ制御式機械により行なわれることができる３−ＤＯＦ仕事（Ｔｘ、Ｔｙ、Ｒｚ）である。６−ＤＯＦセンサは、非接触および非表面依存性である。光センサの場合、これは身体に物理的に接触しない。６−ＤＯＦセンサは、カメラではなく横方向作用光ダイオードを使用している。光ダイオードがカメラより小さいので、６−ＤＯＦセンサは、カメラ系装置より比較的小さい。

図１１は、仮想のチップ４０５の使用者入力装置の能力を示す斜視図である。仮想のチップ４０５は、カテーテルチップ３７７の位置、配向および回転を制御するために外科医が入力を行なえる多軸操作桿方装置である。仮想のチップ４０５は、Ｘ入力部３４００と、Ｙ入力部３４０４と、Ｚ入力部３４０２と、カテーテルチップの位置を制御するためのファイ回転入力部３４０３とを有している。更に、仮想のチップ４０５は、チップ回転入力部３４０５およびチップ上昇入力部３４０４を有している。前述のように、外科医は、仮想のチップ４０５を操り、仮想のチップ４０５は、外科医の動きをコントローラ５０１に伝達する。次いで、コントローラ５０１は、コイルに電流を発生させて実際のカテーテルチップ３７７が仮想のチップ４０５の運動に追従するようにカテーテルチップ３７７の運動を行う。１つの実施の形態では、仮想のチップ４０５は、カテーテルチップ３７７が障害物に出会ったことの触感指示をもたらすように力フィードバックをオペレータに与えるために種々のモータおよび／アクチュエータ（例えば、永久磁石モータ／アクチュエータ、ステップモータ、リニアモータ、圧電モータ、リニアアクチュエータなど）を含む。

先の説明は多くの特殊性を含んでいるが、これは、本発明の範囲を限定するものと解釈されるべきではなく、本発明の例示を単に示すものである。かくして、例えば、基準点マーク（フィデューシャルマーク）の位置を感知するセンサは、実施の形態では６−ＤＯＦセンサとして説明されている。当業者は、基準マークの位置を感知することができる他の光センサ（例えば、カメラ）が同様に使用されることができることを認めるであろう。しかも、基準点マークの位置を検出するのに、レーダー、超音波源などのような非光センサが使用されることができる。１つの実施の形態では、レーダー装置９５０は、レーダー反射性基準点マークを検出するのに、６−ＤＯＦセンサ９６０の代わりに使用されることができる。

多くの他処置変形例が、本発明の範囲内で可能である。例えば、電磁石の変調は、チップの振動または脈動運動が交差プラークを助成するようにして制御されることができる。応答性チップは、永久磁石ではなく、電磁石であることができる。身体の外側の磁場が、永久磁石により発生されることができる。外部の磁場の制御は、磁場発生装置を手動で管理することにより達成されることができる。チップのまわりに巻かれたコイルが印加時変磁場に応答するようにすることにより、関連された磁性効果を伴うＡＣ誘発が使用されることができる。キュリー温度が身体温度の数度以内である材料が、適切な温度を有する流体で洗浄することによる選択的なチップ制御のための磁束スイッチとして使用されることができ、静電現象が、磁性効果を高めることができる。人造知能が、指令入力情報を生じるためのオペレータ制御に取って代わることができ、エキスパートシステムが、代わりをするか、或いはオペレータ入力を高める。この装置は、心臓以外の種々の身体の内腔または器官を培養するのに使用されることができる。この装置は、卵収穫および胚埋込みのような人間および動物用手順に使用されることができる。応答性チップは、先例の無い操縦性で内部構造体の検視を行なうためにコヒーレント光ファイバ束に取付けられることができ、案内式カテーテルを使用して造粒化源を腫瘍に直接供給することにより、内部放射性同位体治療が正確に行なわれることができる。内部組織のサンプルが、大外科手術なしで得られることができ、応答性チップを備えた光ファイバ光導体が、レーザー光を大外科手術なしで特定の内部位置へ供給するように正確に位置決めされることができる。かくして、本発明の範囲は、請求項によってのみ限定される。

オペレータインターフェースと、カテーテル案内装置と、外科設備（例えば、案内されるべきカテーテル）と、撮像／同期化手順と、患者を含む外科装置の高レベルシステムブロック図である。 カテーテル案内装置と、レーダー装置と、６−ＤＯＦセンサと、ジンバル運動機構とを有するＧＣＩ外科処置に使用するための撮像モジュールのブロック図である。 電磁石の極構成を示す直交表示図である。 Ｃ−アームと共に磁気回路を構成する電磁石のクラスタ状配置における極構成を示す図である。 コイル、アームおよびテーブル、レーダーおよび６−ＤＯＦセンサの幾何学的レイアウトの図である。 電磁石コイルを駆動するための装置のブロック図である。 ＧＣＩ装置を形成するベクトルのマトリックスの図である。 ＧＣＩ装置における特性マトリックスの図である。 上記図２Ｅに示されている逆特性マトリックスの図である。 特性マトリックスと、ＧＣＩ装置に使用される逆特性マトリックスとの積の図である。 図２Ｇの論理フロー図である。 磁石クラスタ、レーダー装置および光センサを示す正面図である。 磁石クラスタ、レーダー装置、光センサ、Ｃ−アームおよび作動テーブルを示す側面図である。 レーダー装置、光センサ、およびＣ−アームの頂部におけるジンバル運動機構を示す図である。 カテーテルチップの実際の位置（ＡＰ）および所望の位置（ＤＰ）の「Ｃ」曲線表示図である。 カテーテルの位置を測定するためのレーダーフェーズドアレーレーダーモジュールおよびその関連電子機器のブロック図である。 カテーテルチップの位置および配向を確認する際のレーダー装置の使用を示す図である。 フィデューシャルマークの領域におけるカテーテルを捜し出すことを示す図である。 フィデューシャルマークの位置および像捕獲の同期化を測定するための６−ＤＯＦセンサおよびその関連電子機器のブロック図である。 撮影血管造影設備を備えたＧＣＩ装置の使用において、基準点マークおよび６−ＤＯＦセンサを使用して、蛍光透視像およびレーダーデータからのカテーテルの合成像が如何に同期化されるかを示す図である。 ペースメーカー電極の埋込みを行ないながら、図５Ａに示されている装置を使用することを示す図である。 ＣＧＣＩ装置に使用するためのカテーテル組立体およびガイドワイヤ組立体の斜視図である。 ＣＧＣＩ装置に使用するためのカテーテル組立体およびガイドワイヤ組立体の斜視図である。 磁性チップおよび２つの圧電性リングを備えたカテーテルの図である。 レーダー装置および６−ＤＯＦセンサを有するＧＣＩ装置の計算論理フローの図式図である。 ＣＧＣＩ装置における信号フローの機能的ブロック図である。 ２平面２重Ｘ線装置により生じられる立体像との組合せでのカテーテル案内装置の使用を示す図である。 ６−ＤＯＦセンサの１つの具体例を示す図である。 仮想のチップである使用者入力装置の能力を示す斜視図である。

Claims (19)

1. 磁場に対して応答性であって、患者の身体に挿入されるように構成された遠位端部を有しているカテーテル様器具の移動を制御するための装置であって、
   上方磁石クラスタと下方磁石クラスタとを有し、身体の外側に磁場を発生させるための磁場源と、
   身体に対して前記磁場源を配向されるためのジンバル装置と、
   前記遠位端部の実際の位置（Ｐ１）を測定するためのレーダー装置と、
   ために、複数の基準点マークの位置を測定するためのセンサ装置と、
   前記遠位端部を所望の位置（Ｐ２）に移動させる指令を入力するための使用者入力装置と、
   前記遠位端部を所望の位置に移動させる前記使用者入力装置からの指令と、前記レーダー装置により測定された前記実際の位置と、前記センサ装置により測定された前記複数の基準点マークとに応答して、前記磁場源を制御するためのシステムコントローラとを具備し、
   前記システムコントローラは、前記下方電磁石クラスタに対する上方電磁石クラスタの距離ｒおよび角度θを変化させて前記遠位端部を前記実際の位置から所望の位置に移動させる力（Ｆ）を以下の式に規定されているように発生する装置。
   

   
2. 前記システムコントローラは、閉ループフィードバックサーボシステムを備えている、請求項１に記載の装置。
3. 前記レーダー装置は、インパルスレーダーを備えている、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記遠位端部は、１つまたはそれ以上の磁石を備えている、請求項１ないし３のいずれか１に記載の装置。
5. 前記システムコントローラは、前記遠位端部の位置を蛍光透視像と同期化させる、請求項１ないし４のいずれか１に記載の装置。
6. 前記システムコントローラは、器官の動的位置を補償し、それにより前記遠位端部が前記器官と実質的に一致して移動するように、前記磁場に対する前記遠位端部の応答を代償させる、請求項１ないし５のいずれか１に記載の装置。
7. 器官の動的位置に関する補正データを与えるように、補助装置により、補正入力情報が発生され、また、前記補正データは、前記遠位端部が前記器官と実質的に一致して移動するように、前記システムコントローラの応答を代償させるために前記レーダー装置からの測定データと組み合わされる、請求項１に記載の装置。
8. 前記センサ装置は、６−ＤＯＦセンサを備えている、請求項１ないし７のいずれか１に記載の装置。
9. 前記レーダー装置は、フェーズドアレーを備えている、請求項１ないし８のいずれか１に記載の装置。
10. 前記システムコントローラは、前記遠位端部を前記使用者入力装置の移動に追従させる、請求項１ないし９のいずれか１に記載の装置。
11. 前記レーダー装置は、前記遠位端部により生じられる第２高調波を測定するように構成されている、請求項１ないし１０のいずれか１に記載の装置。
12. 前記遠位端部は、カテーテルの遠位端部であり、前記システムコントローラは、カテーテルの前記遠位端部の位置誤差を減じるように前記磁場を制御するために、前記レーダー装置および６−ＤＯＦセンサからのデータを少なくとも部分的に使用して、カテーテルの前記遠位端部の位置誤差を算出するように構成されている、請求項１ないし１１のいずれか１に記載の装置。
13. 前記システムコントローラは、フィードバックデータを前記使用者入力装置に供給することによって触感フィードバック応答を開始させる、請求項１ないし１１のいずれか１に記載の装置。
14. 身体に挿入される遠位端部を有する器具の移動を制御するための装置であって、
    Ｃ−アーム（３９１）と、このＣ−アームに夫々支持された上方磁石クラスタと、下方磁石クラスタとを有し、磁気回路を形成し、且つ磁場を発生させる磁場源と、
    前記磁場に対して応答性である前記遠位端部を有する前記器具と、
    前記遠位端部のまわりに配置された１つまたはそれ以上の圧電性リングと、
    前記器具の遠位端部に配置された前記圧電性リングの実際の位置（Ｐ１）を測定するためのレーダー装置と、
    前記器具の遠位端部の位置を制御するように位置／指令入力情報を与えるために前記磁場を調整するためのシステムコントローラとを具備し、
    前記システムコントローラは、前記下方電磁石クラスタに対する上方電磁石クラスタの距離ｒおよび角度θを変化させて前記遠位端部を前記実際の位置から所望の位置に移動させる力（Ｆ）を以下の数式に規定されているように発生する装置。
    

    
15. 前記システムコントローラは、前記磁場源が前記磁場を形成して前記遠位端部を前記所望の位置まで移動させるために夫々のトルクおよび関連電流を算出するように構成されている、請求項１４に記載の装置。
16. 前記システムコントローラは、前記遠位端部が身体内の器官と実質的に一致して移動するように、前記器官の動きを補正する閉サーボループ回路をなしている、請求項１４又は１５に記載の装置。
17. 器官の動きについてのデータが、前記動きに関する動的データを与える補助装置により発生され、前記動的データは、走固性画面を規定する複数の基準点マークの測定位置と組み合わされる、請求項１４ないし１６のいずれか１に記載の装置。
18. 所望の磁場の強さを生じさせるのに必要とされる電流を低減するために、前記磁場源の部分を移動させるための機械的装置を更に具備している請求項１４ないし１７のいずれか１に記載の装置。
19. 前記システムコントローラは、前記レーダー装置からの少なくとも位置データと、６−ＤＯＦセンサからの基準点マーク位置とを使用して、走固性画面に対する前記遠位端部の位置を計算する、請求項１４ないし１８のいずれか１に記載の装置。

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