JP6164828B2 - 手術器の位置検出システムおよび送信アンテナ - Google Patents

Description

本発明は、手術器の位置を検出するシステムに関し、より詳細には、ダイポール型の送信アンテナと、３本以上の受信アンテナを有する受信アンテナアレイと、受信信号から送信アンテナの位置座標を求める信号処理部とを備え、ＭＲＩ装置の強磁場下においても患者の体内に挿入された手術器の位置検出が可能な、可搬型の位置検出システムおよび送信アンテナに関する。

近年、ロボットおよび通信装置を使用して、遠隔走査により手術を行うシステムの研究および開発がなされている。医師が遠隔操作により手術を行う場合、遠隔地にいる患者の体内に挿入された電気メス等の手術器の位置を、正確に検出して医師に提示する必要がある。このような遠隔操作による患者の手術は、例えばＭＲＩ（核磁気共鳴画像法）等の画像診断法と組み合わされて、リアルタイムに行われる。

下記特許文献１には、磁気共鳴撮像中に対象物の位置および向きを推定する方法および装置が開示されている。この装置または方法によると、ＭＲＩ装置の高周波勾配磁場（６４ＭＨｚ）を利用して、３次元の磁場センサ２０を通じて位置信号を抽出して演算処理を行い、手術器の３次元位置を計測することができる。３次元の磁場センサ２０は、３つの直交コイル２２，２４，２６を通じて検出される、ＸＹＺ３軸方向の磁場強度信号を検出して処理する。

特表２０１１−５０９１０９号公報

しかしながら、特許文献１に記載の装置は、超伝導磁石による強力な勾配磁場を利用することが前提となっており、ＭＲＩ装置と共に利用することが必要不可欠であるという問題があった。さらに、ＭＲＩの走査範囲における磁場分布はＭＲＩ装置毎に異なっているので、特許文献１に記載の装置を用いるためには、ＭＲＩの走査範囲における磁場分布を事前に正確に把握したうえで、ＭＲＩ装置の磁場特性との合わせ込み調整（マッチング）が必要となり、装置の取り扱いが煩雑であるという問題があった。

また、ＭＲＩ装置が超伝導磁石による強力な勾配磁場を利用することから、ＭＲＩ装置自体が比較的大型となり、特許文献１に記載の装置を構成として含む手術器の位置検出システムも全体として大型になるという問題があった。

本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、その目的は、ＭＲＩ装置の強磁場下においても患者の体内に挿入された手術器の位置検出が可能な、可搬型の位置検出システムおよび送信アンテナを提供することにある。

上記目的を達成するための、本発明に係る送信アンテナは、ダイポールアンテナを構成する第１の放射素子および第２の放射素子と、略中心部を貫く孔を有し、前記孔により前記第１の放射素子および第２の放射素子を覆う強誘電体本体と、前記強誘電体本体の表面に配置された第１の被覆金属および第２の被覆金属と、を備え、高周波発振器に接続されたケーブルを介して、前記第１の放射素子および前記第２の放射素子に高周波が給電され、前記第１の放射素子および前記第２の放射素子が、ヘリカル形状またはメアンダ形状のダイポールアンテナである。

また、本発明に係る位置検出システムは、患者の体内に挿入された手術器の位置座標を特定するシステムであって、前記手術器に取り付けられた送信アンテナと、前記送信アンテナからの電波を受信する少なくとも３本の受信アンテナと、前記受信アンテナの各々が受信した電波から、前記送信アンテナの位置座標を求める信号処理部とを備え、前記送信アンテナが、ダイポールアンテナを構成する第１の放射素子および第２の放射素子と、略中心部を貫く孔を有し、前記孔により前記第１の放射素子および第２の放射素子を覆う強誘電体本体と、前記強誘電体本体の表面に配置された第１の被覆金属および第２の被覆金属と、を備え、高周波発振器に接続されたケーブルを介して、前記第１の放射素子および前記第２の放射素子に高周波が給電され、前記第１の放射素子および前記第２の放射素子が、ヘリカル形状またはメアンダ形状のダイポールアンテナである。

本発明によると、ＭＲＩ装置の強磁場下においても、患者の体内に挿入された手術器の位置をリアルタイムで検出することができる。また、手術器の位置の測定に勾配磁場を利用しないので、必ずしもＭＲＩ装置と共に利用する必要がなく、ＭＲＩ以外の種々の画像診断装置と組み合わせて利用することができる。仮にＭＲＩ装置と共に利用した場合であっても、ＭＲ画像に影響を与えることはない。利用前にＭＲＩ装置の磁場特性との合わせ込み調整を行う必要もない。また、ＭＲＩ装置と共に利用する必要もないので、装置自体を比較的小型化することができ、容易に運搬することが可能となる。これらの特徴により、診療所（クリニック）等の比較的小規模な医療施設においても装置の導入が容易となる。また、装置の高い可搬性および小型化を実現できることにより、救急医療の現場においても装置を即座に使用することが可能となる。

また、本発明によると、手術器に取り付ける送信アンテナを小型化することができる。送信アンテナを球状の強誘電体で覆うことにより、送信アンテナから発信される電波の放射特性を球面状にすることができ、電波の発信源を点状とみなすことが可能となる。これにより、送信アンテナの座標位置の測定精度を向上させることができる。また、この球状の強誘電体の表面に、キャパシタとして機能する被覆金属を設けることにより、放射素子の共振周波数を低下させ、小型のアンテナであっても効果的に電力を供給することが可能となる。

本発明の実施の形態に係る位置検出システムを概略的に説明する模式図である。 送信アンテナの位置を決定する際の測距方法を概略的に説明する模式図である。 送信アンテナと受信アンテナとの間の距離測定を可能にする回路構成を示す回路図である。 送信信号と受信信号との間の位相差φと、ＤＢＭの掛け算出力の出力電圧Ｄｏとの関係を示したグラフである。 受信アンテナアレイの一例を示す模式図である。 ＸＹＺ３次元空間における送信アンテナの位置座標Ｐの軌跡を示した模式図である。 ＸＹＺ３次元空間における送信アンテナの位置座標Ｐの軌跡を示した模式図である。 ＸＹＺ３次元空間における送信アンテナの位置座標Ｐの軌跡を示した模式図である。 信号処理回路の一例を示すブロック図である。 従来の半波長ダイポールアンテナの一例を示す概略断面図および側面図である。 本発明の第１の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。 本発明の第１の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。 本発明の第２の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。 本発明の第３の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。

以下、本発明の実施の形態を、添付の図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明及び図面において、同じ符号は同じ又は類似の構成要素を示すこととし、よって、同じ又は類似の構成要素に関する説明を省略する。

１．位置検出システムの概要
本発明によると、手術器と共に患者の腹腔内に挿入可能な、電波発信源としての送信アンテナと、当該送信アンテナからの電波を受信する測距用の複数の受信アンテナと、を備える位置検出システムを提供する。本願発明では、手術器の３次元の位置検出に、磁場ではなく電波（ＨＦ帯〜ＶＨＦ帯）を使用し、受信アンテナから受信した、患者の腹腔内における送信アンテナの位置に関する信号処理を、患者の腹腔外において行う。

図１は、本発明の実施の形態に係る位置検出システムを概略的に説明する模式図である。図１に示すように、本発明の実施の形態に係る位置検出システムでは、例えば電気メス等の手術器に取り付けられた送信アンテナ（ＴＸＡＮＴ）１が、患者９９の体内、例えばＣＯ_２ガスで拡張された腹腔内に挿入される。送信アンテナ１は、極細の同軸ケーブル２を介してＲＦ発振器３に接続され、患者９９の体内において電波を発信する。送信アンテナ１からの電波は、患者９９の腹腔の外側例えば手術台に取り付けられた受信アンテナアレイ４が受信する。受信アンテナアレイ４は複数の受信アンテナを備え、これら複数の受信アンテナの各々が受信した電波は信号処理回路５に入力され、所定の信号処理がなされた後、後述する座標の計算方法により、送信アンテナ１の三次元座標（位置）が決定される。

患者９９の腹腔内を手術器と共に自由に移動させるために、手術器に取り付けられる送信アンテナ１の寸法は極力小型である必要がある。また、送信アンテナ１が小型化されることで、送信アンテナ１と受信アンテナアレイ４とが近接していても正確な距離測定を実現することが可能となる。送信アンテナ１の小型化については「６．送信アンテナ」欄にて後述する。

ＭＲＩ装置と共に利用する場合の、ＭＲＩ装置の高周波磁場（例えば、６４ＭＨｚまたは１２０ＭＨｚ）との干渉を避けるため、ＲＦ発振器３の発振周波数は、この周波数を外すことが好ましい。発振周波数がマイクロ波帯では、患者９９の腹腔内での電波伝搬距離が短く、逆にあまりにも発振周波数が低いと距離分解能が低くなるので、使用する発振周波数は、ＶＨＦ帯でかつ、ＭＲＩ装置の高周波磁場の周波数の中間近辺である８０ＭＨｚが好ましい。出力電力が０．２Ｗの電波を使用した場合、センシング距離は数１０ｃｍ程度である。ＶＨＦ帯を使用する場合、発信周波数は３０ＭＨｚから０．３ＧＨｚの範囲である。

２．距離測定の原理
図２は、送信アンテナの位置を決定する際の測距方法を概略的に説明する模式図である。受信アンテナアレイ４を構成する３つの受信アンテナＡＮＴ１，ＡＮＴ２，ＡＮＴ３間の距離は既知である。送信アンテナ１と各受信アンテナＡＮＴ１，ＡＮＴ２，ＡＮＴ３との間の各々の距離ｒ_１，ｒ_２，ｒ_３を測定し、これら測定値と、既知の３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３間の距離とから、送信アンテナ１の位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）を算出する。

図３は、送信アンテナと受信アンテナとの間の距離測定を可能にする回路構成を示す回路図である。説明の簡略化のために、１つの受信アンテナＡＮＴ１について説明する。送信アンテナ１にはＲＦ発振器３が接続され、受信アンテナＡＮＴ１の後段には自動利得調整増幅器（ＡＧＣ）６が接続される。ＲＦ発振器３の出力は遅延調整器（ＤＬＹ）７に接続される。ＤＬＹ７により遅延時間が補正された送信信号と、ＡＧＣ６により信号の利得（ｇａｉｎ）が調整された受信信号とが、平衡変調器（バランスド・ミキサＤＢＭ）８に入力される。ＤＢＭ８の出力は、送信信号と受信信号との掛け算出力である。

送信アンテナ１と受信アンテナＡＮＴ１との間の距離をＲｘとすると、Ｒｘを０としたときの、ＤＢＭ８の掛け算出力の直流成分が０となるように、ＤＬＹ７を調整する。このような調整により、距離Ｒｘが増加すると、受信信号の周波数と送信信号の周波数との間には位相差φが生じる。これにより、位相（距離Ｒｘ）と出力電圧Ｄｏとの関係は正弦波的に変化する。よって、送信アンテナ１を受信アンテナＡＮＴ１から遠ざけて、距離Ｒｘを０から次第に増加させてゆくと、ＤＢＭ８の掛け算出力は、図４のグラフに示すように変化する。図４中に示す符号ＡおよびＢは、図３中に示す符号ＡおよびＢで示す信号にそれぞれ対応する。

送信信号と受信信号との掛け算を行うと、送信信号と受信信号との間の位相差φに応じて、出力電圧Ｄｏの周期は２倍で変化する。図４のグラフ中に示す波形のうち、符号Ｂで破線で示す波形は周期が２πであり、符号Ｄｏで示す波形は周期がπである。出力電圧Ｄｏは、位相差φが小さい範囲（±π／４：４５°以下）では、略比例傾向が見られる。この範囲以上では、出力電圧Ｄｏは正弦波的に変化する。具体的には、位相差φが３０°では４．５％以内、２０°では２％以内、１０°では０．５％以内の精度で、位相差φ（角度）と出力電圧Ｄｏとは比例関係にある。したがって、位相差φが電波の伝搬距離Ｒｘに比例することから、出力電圧Ｄｏを測定することで、送受信アンテナ間の距離Ｒｘを求めることができる。位相差φが小さい範囲では、出力電圧Ｄｏは、

と表される。出力電圧Ｄｏは位相差φに比例する。距離Ｒｘと位相差φとの関係は、電波の１波長λ_ｇ＝２πの関係から、

と表される。ここで、λ_ｇ：人体組織内での波長、ｃ：光速度、ｆ：使用する周波数、ε_ｒ：人体組織の比誘電率である。

３．位置座標の計算方法
図５は、受信アンテナアレイの一例を示す模式図であり、図６〜図８は、ＸＹＺ３次元空間における送信アンテナの位置座標Ｐの軌跡を示した模式図である。図５では、受信アンテナアレイ４には４つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４が図示されているが、説明の簡略化のために、以下では、３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３を使用し、これら３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３が直角二等辺三角形を作るように配置されている場合について説明する。

図５に示すように、３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３が一定の間隔Ｌで配置されている。各々の受信アンテナが受信する電波の位相は、送信アンテナ１からの距離に応じて異なっている。これら３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３の各々で計測された距離ｒ_１，ｒ_２，ｒ_３から、送信アンテナ１の３次元の位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）が求まる。各受信アンテナの位置とそれぞれの受信アンテナからの距離ｒ_１〜ｒ_３が交わる点は一点のみであるから、その一点を求める。受信アンテナが設置される平面の一辺（例えばＸ軸）を線対称の基準として、大きさが一定値のベクトルｒ_１およびｒ_２が作る点の軌跡は円を描くので、図６中に破線で示すこの円形の軌跡とベクトルｒ_３とが接する一点を求めればよい。ただし、考慮する円形の軌跡は、Ｘ−Ｙ平面のＺ軸が正の方向の半円（図６中に破線で示す）として、一点を求めることとする。その理由は、Ｘ−Ｙ平面のＺ軸が負の方向まで円形の軌跡を考慮すると、円形の軌跡とベクトルｒ_３とが接する点が２点になり、一点が決まらないからである。

以下、図７および図８を参照して、送信アンテナの位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）を求め方を具体的に説明する。

図７を参照して、ベクトルｒ_１およびｒ_２の交点が作る点のうち、Ｘ−Ｙ平面内に作る２点をＰ’（ｘ，ｙ，０）およびＰ”（−ｘ，ｙ，０）とする。点Ｐ”を基点とした場合、点Ｐ”からＸ軸に引いた垂線ｈ_０が三角形ＡＰ”Ｂの高さとなる。ベクトルｒ_１およびｒ_２の交点が作る点は、この垂線ｈ_０を半径とする円周（破線で示す）上を移動する。ベクトルｒ_３の長さがちょうどこの円に接する点が、求める位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）である。

三角形ＡＢＣは、２辺の長さが等しい直角二等辺三角形である。２辺（線分ＡＢおよび線分ＢＣ）の長さをＬとし、Ｘ軸上において、線分ＡＢと垂線ｈ_０との交点をｍとしてｍを求めると、

から、

となる。これより、三角形ＡＢＣの高さｈ_０は、

と求まる。点ｍを中心として、Ｚ−Ｙ平面に平行に描いた半円上の点Ｐと、Ｙ軸上の点Ｃからの距離がｒ_３となる座標が、求める送信アンテナの位置座標である。なお、送信アンテナの位置座標とは、送信アンテナの中心の位置座標（中心座標）を意味する。

図８を参照して、点Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）をＸ−Ｙ平面に射影した点Ｑの座標は、Ｑ（ｍ，ｈ_０ｃｏｓθ，０）となる。ベクトルｒ_３は、水平成分の線分ＱＣと垂直成分のｈ_０ｓｉｎθとで構成されるので、点ＱからＹ軸に引いた垂線とＹ軸との交点を点Ｒとすると、線分ＲＣの長さは（Ｌ−ｈ_０ｃｏｓθ）となる。三角形ＲＣＱについて

が成立し、三角形ＰＣＱについて、

となる。よって、

が導かれる。先程の式（５）および式（６）である

はどちらもＬとｒ_１およびｒ_２とだけで求めることができる。これらより、送信アンテナの位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）は、

と求まる。

４．信号処理回路
図９は、信号処理回路の一例を示すブロック図である。信号処理回路５は、信号処理前段回路部５ａと、座標演算処理部５ｂと、表示部５ｃとを備えて構成される。送信アンテナ１、ＲＦ発振器３、および受信アンテナアレイ４については、図１および図３を参照して説明した通りである。図９に示す例では、受信アンテナアレイ４は４つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４を有している。信号処理前段回路部５ａは、４つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４の各々に対応して、４つの処理前段回路５ａ−１〜５ａ−４を備える。

第１の受信アンテナＡＮＴ１に着目して説明すると、処理前段回路５ａ−１は、受信アンテナＡＮＴ１からの受信信号を受信して、所定の信号処理を施した後に、送信アンテナ１と受信アンテナＡＮＴ１との間の距離に対応する距離信号ｒ_１を、後段の座標演算処理部５ｂに出力する。距離信号ｒ_１は、式（２）における距離Ｒｘに相当する。

処理前段回路５ａ−１は、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）９と、ＢＰＦ９からの信号の利得を調整するＡＧＣ６と、ＲＦ発振器３の出力信号（送信アンテナ１への送信信号）が入力され、信号の遅延時間を補正するＤＬＹ７と、ＡＧＣ６からの出力信号とＤＬＹからの出力信号とを入力して、これら信号の掛け算出力を出力するＤＢＭ８と、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）１０と、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）１１とを備える。

ＤＬＹ７は、計測に先立って送信アンテナ１と受信アンテナＡＮＴ１との間の距離を０としたうえで、受信アンテナＡＮＴ１からの受信入力信号と、ＲＦ発振器３からの送信信号との位相差が９０°（正確には、ｎを整数として、９０°＋ｎ×１８０°）を保つように予め設定しておく。ＲＦ発振器３から供給される高周波の位相は、送信アンテナ（ＴＸＡＮＴ）１までの経路と、ＤＢＭ８の入力端（図３中に符号Ａで示す）までの経路とが異なる。すなわち、ケーブル長の違いにより、このままでは、距離Ｒｘを０としても、ＤＢＭ８の符号Ａで示す側の入力端と符号Ｂで示す入力端との間の位相差が０にならない。したがって、ＤＬＹ７の遅延時間を調整することで、距離Ｒｘ＝０としたときの、ＲＦ発振器３からＡＧＣ６の出力までの信号Ｂの遅延時間（位相）と、ＲＦ発振器３からＤＬＹ７の出力までの信号Ａの遅延時間とを調整し、ＤＢＭ８の出力が０となるように予め調整しておく。これにより、距離Ｒｘ＝０と位相差（ＤＢＭ８の出力）＝０の基準点を設定することができ、送信アンテナＴＸＡＮＴ１を離して距離Ｒｘを０から順次増大させてゆけば、位相差出力φから距離Ｒｘを求めることができる。なお、距離Ｒｘの増減（3次元の移動）に応じて、ＤＢＭ８の出力信号は、０を基準点として正または負の方向へ増減する。

ＢＰＦ９は、受信アンテナＡＮＴ１からの受信信号を受信して、測定に使用する周波数（例えば、８０ＭＨｚ）以外のノイズ成分を除去して出力する。ＬＰＦ１０にはＤＢＭ８からの掛け算出力が入力され、送信周波数と受信周波数との間の位相差分（前述の位相差φ：距離信号を含む）のみが抽出される。ＡＤＣ１１は、入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換する。ＤＢＭ８からの掛け算出力には、位相差φすなわち距離信号が含まれているので、ＡＤＣ１１が出力するデジタル信号は、距離信号ｒ_１のデジタル値となる。

第１の受信アンテナＡＮＴ１に着目して処理前段回路５ａ−１を説明したが、処理前段回路５ａ−２も処理前段回路５ａ−１と同じ回路構成を有し、座標演算処理部５ｂに距離信号ｒ_２を出力する。第３の受信アンテナＡＮＴ３および処理前段回路５ａ−３の組、並びに第４の受信アンテナＡＮＴ４および処理前段回路５ａ−４の組についても同様である。

座標演算処理部５ｂは、処理前段回路５ａ−１〜５ａ−４からの距離信号ｒ_１〜ｒ_４を受信して、前述した位置座標の計算方法により送信アンテナ１の位置座標Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）を計算し、得られた位置座標Ｐを、送信アンテナ１の位置情報として、例えば３次元の座標軸と共に表示部５ｃに表示する。座標演算処理部５ｂには、例えば公知のパーソナルコンピュータを使用することができ、表示部５ｃには例えば公知の液晶モニタを使用することができる。

図９に示す例では４つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４を使用しているが、これら４つの受信アンテナのうち少なくとも３つを使用すれば、前述した位置座標の計算方法に基づいて、送信アンテナ１の位置座標Ｐを計算することができる。すなわち、４つの受信アンテナの組み合わせで測定点を増やし、これら測定値を平均化することで、位置座標Ｐの測定精度を向上させることができる。例えば受信アンテナが４本の場合には、４つの測定データを得ることができ、受信アンテナが５本の場合には、１０の測定データを得ることができる。人体組織を構成する筋肉、脂肪、骨、水分などはそれぞれ誘電率が異なるので、測定の精度にはばらつきが生じるが、測定点を増やすことにより、誘電率のばらつきに起因する測定誤差を減少させることができる。

５．受信アンテナアレイ
図５は、本発明において使用する受信アンテナアレイの一例を示す模式図である。図５には、既知の間隔Ｌで略正方形状に配置された４つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４が図示されている。これら受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４の各々は、手術器に取り付けられた送信アンテナ１からの電波を受信する。各々の受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ４が受信する電波の位相は、送信アンテナ１からの距離に応じて異なっている。送信アンテナ１からの距離が遠くなると、受信アンテナが受信する電波の位相は遅れる。３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３を使用して送信アンテナ１の位置座標Ｐを求める方法の一例については、前述の「３．位置座標の計算方法」にて説明した通りである。位置座標Ｐを求めるには、少なくとも３つの受信アンテナを使用する。３つの受信アンテナを使用する場合、３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３は直角二等辺三角形を成すように配置されるのが好ましい。

６．送信アンテナ
本発明において使用する送信アンテナ１は、手術器に取り付けられて患者の腹腔内に挿入される。したがって、送信アンテナ１の寸法は極力小型である必要がある。また、送信アンテナ１と受信アンテナアレイ４が近接して位置していても、送信アンテナ１の位置は正確に測定されなければならない。したがって、送信アンテナ１の電波発信源は、可能な限り点状である必要がある。

図１０は、従来の半波長ダイポールアンテナの一例を示す概略断面図および側面図である。図１０（ａ）は、全体を概略的に示す斜視図であり、図１０（ｂ）は、全体の概略断面図および側面図である。

従来のダイポールアンテナとしては、図１０に示すようなスリーブアンテナが存在する。スリーブアンテナは、アンテナ素子１０１と金属スリーブ１０２とを備え、金属スリーブ１０２が、ダイポールアンテナの半分として、絶縁体を介して同軸給電線１０３の外側に配置された構造を有する。スリーブアンテナは、金属スリーブ１０２を同軸給電線１０３の一部と見なせば、実質的に１／４波長の長さと見なすことができるので、寸法を小型化することができる。しかしながら、使用する発信周波数がＶＨＦ帯の場合、１／４波長の長さは数１０ｃｍであるので、手術器の先端に取り付けるにはまだ寸法が大きい。

本発明では、従来の半波長ダイポールアンテナの放射素子をヘリカル（螺旋）状とすることで、送信アンテナ１のさらなる小型化を実現する。さらに、放射素子の周囲の電気的性質を変えることで、さらなる小型化に対処する。具体的には、高誘電率の媒体や高透磁率の媒体でアンテナ全体を覆えばよいが、高透磁率の媒体は、ＭＲＩ磁場を乱しかつ媒体自体が磁気飽和を起こして実効透磁率が殆ど１となってしまう。このような理由により、仮に、ＭＲＩ装置と共に送信アンテナを使用する場合に、送信アンテナをＭＲＩ装置と組み合わせて使用することができない。したがって、電気的性質の変更に高透磁率媒体の材料は使用せず、高誘電率媒体の材料を使用する。使用する材料の比誘電率ε_ｒは、５０００〜１００００程度である。

位置測定に使用する送信アンテナの発信周波数を、ＭＲＩ変調周波数の１．２５倍（６４ＭＨｚ×１．２５＝８０ＭＨｚ）とすると、アンテナの周囲の媒体における波長λ_ｇは、アンテナ全体を比誘電率ε_ｒ＝５０００の材料で覆う場合、
λ_ｇ＝ ３×１０^１０ｍ・ｓ^−１÷（８０×１０^６ｓ^−１）÷５０００^１／２
≒ ５．３ｃｍ
となる。送信アンテナ１を従来の半波長ダイポールアンテナで実現した場合、放射素子の長さはこの１／２の長さであるから、アンテナの素子長は、約２．６５ｃｍとなる。しかしながらこの寸法では、手術器の先端に取り付けるにはまだ大きい。したがって、本発明では、アンテナの放射素子をヘリカル（螺旋）状に形成することで、送信アンテナ１のさらなる小型化を実現している。

図１１および図１２は、本発明の第１の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。図１１は、放射素子をヘリカル状に形成したスリーブアンテナを示す。図１２（ａ）は、図１１に示すアンテナをさらに強誘電体で覆った状態を示し、図１２（ｂ）は、（ａ）に示すアンテナをさらに被覆金属で覆った状態を示す。

本発明の第１の実施の形態に係る送信アンテナ１は、強誘電体棒２１と、強誘電体スリーブ２２と、ヘリカルコイル２３ａ，２３ｂと、強誘電体２４と、被覆金属２５ａ，２５ｂとを備える。

図１１を参照すると、強誘電体棒２１は数ｍｍ程度の直径を有し、周囲にはヘリカルコイル２３ａが巻き付けられている。同軸ケーブル２は、芯線としての中心導体と、網組線としての外部導体と、中心導体および外部導体を電気的に絶縁する絶縁体とを備え、ヘリカルコイル２３ａは同軸ケーブル２の中心導体と接続する。強誘電体スリーブ２２は数ｍｍ以下の直径を有する中空の筒状であり、周囲にはヘリカルコイル２３ｂが巻き付けられている。ヘリカルコイル２３ｂは同軸ケーブル２の外部導体と接続する。強誘電体スリーブ２２の中空部分には同軸ケーブル２が挿入される。これら強誘電体棒２１、強誘電体スリーブ２２、ヘリカルコイル２３ａ，２３ｂ、および同軸ケーブル２で構成される構造は、ダイポールアンテナを構成し、より詳細にはヘリカル式のスリーブアンテナを構成する。

図１２を参照すると、送信アンテナ１のさらなる小型化を実現するために、ヘリカルコイル２３ａ，２３ｂは球状の強誘電体２４で覆われる。球状の強誘電体２４の中心部には孔２６が形成され、球の左右の約半分ずつの領域と孔の出入口２６ａ，２６ｂ付近の領域とには、被覆金属２５ａ，２５ｂが形成される。孔の出入口２６ａ，２６ｂ付近の領域において、ヘリカルコイル２３ａは被覆金属２５ａと電気的に接続され、ヘリカルコイル２３ｂは被覆金属２５ｂと電気的に接続される。被覆金属２５ａ，２５ｂの形成には、真空蒸着法またはスパッタ法等の、金属薄膜を形成することが可能な公知のＣＶＤ法またはＰＶＤ法を使用することができる。強誘電体２４の材料としては、例えばセラミックコンデンサに使用されるＢＴＯ（ＢａＴｉＯ_３：チタン酸バリウム）が望ましい。ＢＴＯの比誘電率ε_ｒは数千〜約３万程度であり、使用する電波の波長を約２桁（すなわち１０^２）程度短くすることが可能となる。

孔の左右の縁に設けられた被覆金属２５ａと被覆金属２５ｂとは互いに電気的に接続されておらず、金属電極として機能するこれら被覆金属２５ａ，２５ｂ間には、電気容量がもたらされる。すなわち、被覆金属２５ａ，２５ｂはキャパシタ（コンデンサ）として機能する。本発明では、この電気容量をヘリカルコイル２３ａ，２３ｂの先端に接続しているので、ヘリカルコイル２３ａ，２３ｂの共振周波数をさらに低下させている。これにより、小型のアンテナであっても効果的に電力を供給することが可能となり、送信アンテナ１をさらに小型化（全体で数ｍｍ程度の寸法）することが可能となる。

さらに、強誘電体２４の形状が球状であると、発信される電波が球面から等方状に放射されるので、アンテナから少し離れて電波を観測すると、電波がアンテナの中心部（一点）から放射されているように見なすことができる。したがって、本発明では、電波発信源を可能な限り点状とみなすことができ、送信アンテナ１と受信アンテナアレイ４が近接して位置していても、送信アンテナ１の位置をより正確に測定することが可能となる。

図１３は、本発明の第２の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。第１の実施の形態に係る送信アンテナ１では、強誘電体２４を球状に形成している。一方、送信アンテナ１を手術器の先端に取り付けて患者の腹腔内に挿入する場合には、横方向（同軸ケーブル２に沿った方向）には取り回しの自由度が存在する。したがって、本発明の第２の実施の形態に係る送信アンテナ１は、腹腔内での送信アンテナ１の取り回しを向上させることを目的として、図１３に示すように、強誘電体２４の縦方向（同軸ケーブル２に直交する方向）の寸法を縮小して、電波放射の等方性を失わない程度に楕円体状に形成される。図１３中に符号Ｗｅｌｐで示す楕円体状の強誘電体２４の縦方向の寸法は、図１２（ｂ）中に符号Ｗｓｐｒで示す球状の強誘電体２４の寸法の約１／２〜１／３程度とすることが可能である。

強誘電体２４を楕円体状に形成すること以外は、第２の実施の形態に係る送信アンテナ１の構成は、第１の実施の形態に係る送信アンテナ１の構成と同じである。

図１４は、本発明の第３の実施の形態に係る送信アンテナ１を示す概略断面図および側面図である。図１４（ａ）は、第３の実施の形態に係る送信アンテナの放射素子の側面図である。図１４（ｂ）は、第３の実施の形態に係る送信アンテナの平面断面図であり、放射素子の積層面のうちメアンダ導体が形成されている平面でスライスした際の平面断面図である。図１４（ｃ）は、第３の実施の形態に係る送信アンテナの側面図である。

第１の放射素子３１は、３枚の強誘電体板が積層された構造を有する。放射素子として機能する金属箔（メアンダ導体）３１−１が、蛇行したライン状で強誘電体板３１−２上に形成される。このメアンダ導体３１−１を有する強誘電体板３１−２は、上蓋強誘電体板３１−３と下蓋強誘電体板３１−４との間に介装される。第２の放射素子３２は、第１の放射素子３１と同じ構成を有する。強誘電体板３１−２上へのメアンダ導体の形成には、例えば電子回路基板上への金属配線の形成方法を使用することができる。

第１の放射素子の３１のメアンダ導体３１−１は、接続線３７を介して同軸ケーブル３３の中心導体３４と電気的に接続され、第２の放射素子３２のメアンダ導体３２−１は、接続線３７を介して同軸ケーブル３３の外部導体３６と電気的に接続される。同軸ケーブル３３の絶縁体３５は、中心導体３４の周囲に配置されて、中心導体３４外部導体とを電気的に絶縁する。

このように構成した第１の放射素子３１、第２の放射素子３２、および同軸ケーブル３３を、第１の実施の形態と同様に、孔２６が形成された球状の強誘電体２４の孔２６内に挿入し、第１の放射素子３１と被覆金属２５ａとを電気的に接続し、第２の放射素子３２と被覆金属２５ｂとを電気的に接続する。アンテナの放射素子をメアンダラインで形成すること以外は、第３の実施の形態に係る送信アンテナ１の構成は、第１の実施の形態に係る送信アンテナ１の構成と基本的に同じである。

第１の実施の形態に係る送信アンテナ１では、放射素子をヘリカル状に形成しているが、第３の実施の形態に係る送信アンテナ１では、放射素子をメアンダ（蛇行）ラインで形成する。アンテナの放射素子をメアンダ（蛇行）ラインで形成すると、放射素子の横方向（同軸ケーブル２に沿った方向）の寸法をさらに短くすることができる。

以上、本発明を特定の実施の形態によって説明したが、本発明は上記した実施の形態に限定されるものではない。

上記実施の形態では、３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３が直角二等辺三角形を作るように配置されている場合について説明しているが、３つの受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３は、任意の三角形を作るように配置されていてもよい。

また、上記実施の形態では、三角形ＡＢＣの各辺のうち、Ｘ軸上の線分ＡＢを線対象の基準として垂線ｈ_０を考えたが、垂線の引き方はこれに限定されず、線分ＢＣまたは線分ＣＡを線対象の基準として垂線を引いてもよい。すなわち、３つの受信アンテナを使用する場合には、垂線の引き方には３つのパターンが存在し、三角形ＡＢＣの各辺から一定の位置にある点（上記実施の形態では点Ｐ”）の回転パターンにも、３つのパターンが存在する。パターンを変えて演算することにより、送信アンテナの位置座標Ｐについて３つの座標値を得ることができるので、これら３つの座標値の平均を取ると、演算による精度のばらつき(桁落や雑音など)を平均化することができ、演算処理の精度を増すことが可能になる。

演算における仮想的な回転軸の取り方には、X軸、Y軸、およびXY軸の３通りがあるので、送信アンテナの位置座標Ｐには、それぞれの回転軸についての3つの座標値が得られる。誤差が無い理想的な状況であればこれらの値は全て同じ筈であるが、演算誤差や雑音等により必ずしも一致しない。このような演算誤差や雑音等による影響を軽減するために、3つの座標値を平均する。

X軸を回転して求めた計算座標をＰ_１（ｘ_１，ｙ_１，ｚ_１）、Y軸を回転して求めた計算座標をＰ_２（ｘ_２，ｙ_２，ｚ_２）、XY軸を回転して求めた計算座標をＰ_３（ｘ_３，ｙ_３，ｚ_３）とすると、３つの座標値は

となる。これらＰ_１〜Ｐ_３をさらに平均化して

とすることで、演算処理の精度を増すことが可能になる。

また、上記実施の形態では、３本の受信アンテナＡＮＴ１〜ＡＮＴ３を使用しているが、受信アンテナの本数はこれに限定されず、さらに測定精度を向上させるために、受信アンテナアレイ４により多くの受信アンテナを配置してもよい。

例えば、第４の受信アンテナＡＮＴ４を設けると、４本の受信アンテナの組み合わせから、４つの測定データを得ることができる。

受信アンテナを５本設ける場合は、

となり、１０の測定データを得ることができる。よって、受信アンテナが３本の場合と比較して、４本の場合にはばらつきを半分（１／√４）に、５本の場合には約１／３程度（１／√１０）に減少させることができ、測定の精度を増すことが可能になる。人体組織を構成する筋肉、脂肪、骨、水分などはそれぞれ誘電率が異なるので、送信アンテナ１から発せられる電波の伝搬距離（すなわちベクトルｒ_１〜ｒ_３）も影響を受け、測定の精度にばらつきが生じる。このような場合であっても、受信アンテナの本数を増やすことで、測定の精度を向上させることが可能である。

４本の受信アンテナを使用する場合、４本の受信アンテナは正方形を成すように配置されるのが好ましいが、必ずしも正方形である必要はない。５本の受信アンテナを使用する場合は、５本の受信アンテナが例えば正五角形を成すように配置され、６本の受信アンテナを使用する場合は、６本の受信アンテナが例えば正六角形を成すように配置される。

また、上記実施の形態では、信号の遅延時間の調整に遅延調整器（ＤＬＹ）を使用しているが、信号の遅延時間を調整できればよく、遅延調整器に代えて移相器（ｐｈａｓｅ ｓｈｉｆｔｅｒ）を使用してもよい。また、信号の利得（ｇａｉｎ）の調整に自動利得調整増幅器（ＡＧＣ）を使用しているが、これに代えてリミッタアンプを使用してもよい。

また、上記実施の形態では、座標演算処理部５ｂおよび表示部５ｃにパーソナルコンピュータおよび液晶モニタを使用しているが、ＣＰＵ等の演算装置と表示装置としてのモニタとを備えていればよく、例えば座標演算処理部５ｂおよび表示部５ｃが一体化された、ノートブックコンピュータまたはスマートフォン等の携帯情報端末を使用してもよい。また、座標演算処理部５ｂは、ＣＰＵ等の汎用の演算装置ではなく、特定の演算処理を行う半導体装置として、例えばＡＳＩＣとして実現されてもよい。

また、上記実施の形態では、球状の強誘電体２４の中心部２４に孔を形成したが、
強誘電体棒２１、強誘電体スリーブ２２、およびヘリカルコイル２３ａ，２３ｂで構成される構造を孔内に挿入することができ、かつ、ヘリカルコイル２３ａと被覆金属２５ａとを電気的に接続し、ヘリカルコイル２３ｂと被覆金属２５ｂとを電気的に接続することができればよく、孔の態様としては、孔はいわゆる貫通孔であっても、強誘電体２４を貫通しない穴であってもどちらでもよい。

また、上記実施の形態では、強誘電体２４を球状または楕円体状に形成しているが、強誘電体２４の形状はこれらに限定されず、強誘電体２４は円柱体状または直方体状の他の立体形状であってもよい。

また、上記実施の形態では、例えば第１の実施の形態では２つの放射素子を共にヘリカル状に形成し、第３の実施の形態では２つの放射素子を共にメアンダラインで形成していたが、２つの放射素子のタイプを一致させる必要はなく、例えば一方の放射素子をメアンダラインで形成し、他方（もう一方）の放射素子をヘリカル状に形成してもよい。いずれか一方の放射素子をヘリカル形状とすると、同軸ケーブル２，３３の周囲にヘリカル形状の放射素子を配置することが可能となるので、横方向（同軸ケーブル２，３３に沿った方向）の寸法をさらに短くすることが可能となる。

１ 送信アンテナ
２ 同軸ケーブル
３ ＲＦ発振器
４ 受信アンテナアレイ
５ 信号処理回路
５ａ 信号処理前段回路部
５ｂ 座標演算処理部
５ｃ 表示部
６ 自動利得調整増幅器（ＡＧＣ）
７ 遅延調整器（ＤＬＹ）
８ 平衡変調器（バランスド・ミキサＤＢＭ）
９ バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）
１０ ローパスフィルタ（ＬＰＦ）
１１ アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）
２１ 強誘電体棒
２２ 強誘電体スリーブ
２３ａ，２３ｂ ヘリカルコイル
２４ 強誘電体
２５ａ，２５ｂ 被覆金属
２６ 孔
３１ 第１の放射素子
３１−１ 金属箔（メアンダ導体）
３１−２ 強誘電体板
３１−３ 上蓋強誘電体板
３１−４ 下蓋強誘電体板
３２ 第２の放射素子
３３ 同軸ケーブル
３４ 同軸ケーブルの中心導体
３５ 同軸ケーブルの絶縁体
３６ 同軸ケーブルの外部導体
３７ 接続線
９９ 患者
１０１ アンテナ素子
１０２ 金属スリーブ
１０３ 同軸給電線
ＡＮＴ１〜ＡＮＴ４ 受信アンテナ

Claims (14)

1. 高周波発振器に接続されたケーブルを介して高周波が給電される第１の放射素子および第２の放射素子と、
   略中心部を貫く孔を有し、前記孔により前記第１の放射素子および第２の放射素子を覆う強誘電体本体と、
   前記強誘電体本体の表面に配置された第１の被覆金属および第２の被覆金属と、
   を備え、
   前記第１の被覆金属が、前記強誘電体本体の、前記第１の放射素子に対応する領域を覆い、
   前記第２の被覆金属が、前記強誘電体本体の、前記第２の放射素子に対応する領域を覆い、
   前記第１の放射素子と前記第１の被覆金属とが電気的に接続され、前記第２の放射素子と前記第２の被覆金属とが電気的に接続され、前記第１の被覆金属と前記第２の被覆金属とが対向して配置されてキャパシタを構成する、送信アンテナ。
2. ダイポールアンテナを構成する第１の放射素子および第２の放射素子と、
   略中心部を貫く孔を有し、前記孔により前記第１の放射素子および第２の放射素子を覆う強誘電体本体と、
   前記強誘電体本体の表面に配置された第１の被覆金属および第２の被覆金属と、
   を備え、
   高周波発振器に接続されたケーブルを介して、前記第１の放射素子および前記第２の放射素子に高周波が給電され、
   前記第１の放射素子および前記第２の放射素子が、ヘリカル形状またはメアンダ形状のダイポールアンテナであり、
   前記第１の放射素子と前記第１の被覆金属とが電気的に接続され、前記第２の放射素子と前記第２の被覆金属とが電気的に接続され、前記第１の被覆金属と前記第２の被覆金属とが対向して配置されてキャパシタを構成する、送信アンテナ。
3. 前記強誘電体本体の形状が、球状、楕円体状、円筒状、および直方体状から構成される群から選択されるいずれかの形状である、請求項１または２に記載の送信アンテナ。
4. 前記第１の放射素子が、基層となる強誘電体の部材上にフォイル状に形成された金属であり、
   前記第２の放射素子が、強誘電体スリーブの表面に巻回された金属コイルである、請求項１から３のいずれかに記載の送信アンテナ。
5. 前記第１の放射素子が、強誘電体棒の表面に巻回された金属コイルであり、
   前記第２の放射素子が、強誘電体スリーブの表面に巻回された金属コイルである、請求項１から３のいずれかに記載の送信アンテナ。
6. 前記第１の放射素子および前記第２の放射素子の各々が、基層となる強誘電体の部材上にフォイル状に形成された金属である、請求項１から３のいずれかに記載の送信アンテナ。
7. 前記高周波発振器が出力する前記高周波の周波数が、３０ＭＨｚから０．３ＧＨｚの範囲である、請求項１から６のいずれかに記載の送信アンテナ。
8. 前記強誘電体棒、前記強誘電体スリーブ、または前記強誘電体部材を形成する強誘電体がＢａＴｉＯ_３である、請求項４から６のいずれかに記載の送信アンテナ。
9. 前記強誘電体本体がＢａＴｉＯ_３で形成されている、請求項１から８のいずれかに記載の送信アンテナ。
10. 患者の体内に挿入された手術器の位置座標を特定するシステムであって、
    前記手術器に取り付けられた送信アンテナと、
    前記送信アンテナからの電波を受信する少なくとも３本の受信アンテナと、
    前記受信アンテナの各々が受信した電波から、前記送信アンテナの位置座標を求める信号処理部とを備え、
    前記送信アンテナが、請求項１から９のいずれかに記載の送信アンテナである、位置検出システム。
11. 前記信号処理部が、前記送信アンテナが発信する電波と、前記受信アンテナが受信する電波との間の位相差から、前記送信アンテナと前記受信アンテナとの間の距離を求める、請求項１０に記載の位置検出システム。
12. 前記受信アンテナの本数が３本であり、
    前記信号処理部が、
    ３本の前記受信アンテナの位置座標がなす三角形の３辺の各々をそれぞれ回転基準軸として、前記送信アンテナの３つの前記位置座標を求め、
    当該３つの位置座標の平均値を、前記送信アンテナの前記位置座標とする、請求項１０または１１に記載の位置検出システム。
13. 前記受信アンテナの本数がｎ（ｎは４以上の自然数）であり、ｎ本の前記受信アンテナから３本の前記受信アンテナを選択する_ｎＣ_３の組み合わせの各々に対して、
    前記信号処理部が、
    ３本の前記受信アンテナの位置座標がなす三角形の３辺の各々をそれぞれ回転基準軸として、前記送信アンテナの_ｎＣ_３個の前記位置座標を求め、
    当該_ｎＣ_３個の位置座標の平均値を、前記送信アンテナの前記位置座標とする、請求項１０または１１に記載の位置検出システム。
14. 前記受信アンテナが、前記患者の腹腔の外側に配置される、請求項１０から１３のいずれかに記載の位置検出システム。

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