JP7305448B2 - 音響ファントム及び心内超音波局在カテーテルのための方法 - Google Patents

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、参照によりその開示が本明細書に援用される２０１８年６月１４日出願の米国仮特許出願第６２／６８４，９４２号の利益を主張するものである。

（発明の分野）
本発明は、概して医療用プローブの較正に関し、より具体的には心内超音波プローブの較正に関する。

心臓腔の侵襲的超音波撮像は、信頼できる画像を生成するための較正を必要とする既知の診断技術である。例えば、米国特許第７，９９６，０５７号は、磁気位置センサー及び音響撮像デバイスを含むプローブの較正のための、剛性の機械的フレームワークを有する装置について説明している。フレームワークに固定された１つ又は２つ以上の磁場生成器は、既知の空間特性の磁場を生成する。音響ターゲットアセンブリは、フレームワークに対して既知の軌道でファントムを移動させるように配置された運動機構に連結されたファントムを含む。フレームワークに固定された治具は、撮像デバイスがファントムを撮像するのに好適な配向で、１つ又は２つ以上の磁場生成器の磁場内にプローブを保持する。プロセッサは、位置センサーに対する撮像デバイスの座標を較正するために、プローブからの位置信号及び画像信号を処理する。

別の例として、米国特許第９，４６８，４２２号は、物体内の超音波撮像位置に関連する位置情報を提供する超音波プローブに連結されたセンサーについて説明している。プロセッサは、医療用画像と超音波画像との間の第１の位置合わせを実行し、第１の位置合わせは、医療用画像の座標系と超音波画像の座標系との間の関係を提供する。このようにして、プロセッサは、第１の位置合わせに基づいて第１の位置合わせ情報を得る。プロセッサは、位置情報及び第１の位置合わせ情報に基づいて、センサーと医療用画像との間の第２の位置合わせを実行し、第２の位置合わせに基づいて第２の位置合わせ情報を得る。

米国特許第７，０９０，６３９号は、位置センサー及び超音波変換器を有するプローブを較正するための装置について説明している。当該装置は、内部に既知の位置に配設された超音波ターゲットを含む試験固定具を含む。コンピュータは、変換器が超音波ターゲットと位置整合している間に位置センサーによって生成された位置信号を受信し、試験具の基準系でプローブの配向を決定し、プローブの配向に応答してプローブの較正データを決定するように適合されている。

米国特許第６，１９２，７３５号は、キャリブレータ本体に固定されたプローブについて説明しており、キャリブレータ本体は基部スタンドに取り付けられている。その表面がブロックに当接すると、プローブはＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸方向に配置される。この条件下で、磁場受信機の空間位置データに従ってプローブにより生成された超音波の補助を備えた画像データが較正される。実施形態では、超音波診断機器によって生成された超音波を送信及び受信するように適合されたプローブが３軸方向に設定され、プローブ上に取り付けられて磁場を受信する磁場受信機の空間位置座標が検出され、超音波診断機器によって提供される、被験体のエコー画像の空間的位置が、正確な３次元画像が再び形成されるように補正される。

米国特許第７，７３５，３４９号は、既知の座標を有する較正点を通して撮像プローブを移動させるように配置された、動作アセンブリを含む較正装置について説明している。撮像プローブは、第１の超音波画像シーケンス及び第２の位置測定シーケンスを同時に取得するための超音波変換器及び位置センサーを含む。当該装置は、撮像プローブが較正点にあるときに、超音波変換器によって第１のシーケンスで取得される超音波画像をマーキングするように配置されたマーキング回路を更に含む。プロセッサは、第１のシーケンス中のマーキングされた超音波画像を、較正点の座標と一致する座標を有する第２のシーケンス中の位置測定値と関連付けることによって、第１のシーケンスと第２のシーケンスとの間の時間オフセットを較正するように構成される。

本発明の実施形態は、マウント及び１つ又は２つ以上の音響ターゲットを含む較正のための装置を提供する。マウントは、超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら超音波ビームの平面の配向が調節されることを許容するように適合される。１つ又は２つ以上の音響ターゲットは、所与の配向角度範囲にわたって超音波ビームの平面と連続的に交差するように配置されている。

いくつかの実施形態では、音響ターゲットのうちの１つ又は２つ以上が弧として成形されている。

いくつかの実施形態では、弧のそれぞれは、超音波ビームの平面に対して直交することと、超音波ビームの平面に対して傾斜していることと、のうちの一方である。

実施形態では、マウントと音響ターゲットとの全体が非強磁性である。

別の実施形態では、音響ターゲットが、間欠的な音響ターゲットを備える。

いくつかの実施形態では、プローブが磁気位置センサーを含み、装置が、位置センサーの読み取り値に基づいて、磁気センサーと音響撮像デバイスとの間のプローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するように適合された位置センサー較正器を含む。

本発明の実施形態によれば、較正装置を製造する方法が更に提供され、この方法は、超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら超音波ビームの平面の配向が調節されることを許容するように適合されたマウントを提供することを含む。所与の配向角度範囲にわたって超音波ビームの平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットが、マウントに結合される。

本発明の実施形態によれば、較正のための方法が更に提供され、この方法は、超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブをマウント内に保持しながら超音波ビームの平面の配向が調節されることを許容することを含む。音響撮像デバイスは、所与の配向角度範囲にわたって超音波ビームの平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットを使用して較正される。

本発明は、以下の「発明を実施するための形態」を図面と併せて考慮すると、より完全に理解されよう。

本発明の実施形態による、超音波撮像及び位置追跡のためのカテーテルベースシステムの概略描写図である。 本発明の実施形態による、較正を必要とするカテーテルに連結された音響ファントム、及び較正コンソールの概略描写図である。 本発明の実施形態による、図２の音響較正ファントムの側断面図である。 本発明の実施形態による、超音波撮像カテーテルの較正のための装置の概略描写図である。 本発明の実施形態による、心内超音波局在カテーテルを較正する方法を概略的に示すフローチャートである。

概論
以降で説明される本発明の実施形態は、カテーテルなどのプローブを較正するための改善された方法及び装置を提供し、このプローブは、その遠位端に音響撮像デバイス及び磁気位置センサーを含む。音響（例えば、超音波）撮像デバイス及び磁気センサーは、独自の別個の座標系内で、別個の工程で較正される。両方のセンサーを使用して測定された場所を相関させるために、単一の装置において超音波撮像デバイスの座標系と磁気位置センサーの座標系との位置合わせが実行される。

このようなカテーテルの例は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．（Ｉｒｖｉｎｅ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造されるＳｏｕｎｄｓｔａｒ（登録商標）カテーテルであり、このカテーテルはその遠位端に、超音波ファンを生成する超音波アレイ（すなわち、超音波ビーム平面を有する）と磁気位置センサーとの両方を備えている。Ｓｏｕｎｄｓｔａｒ（登録商標）カテーテルでは、超音波及び磁気の基準系（すなわち、座標系）の両方が、較正され、互いに位置合わせされるべきである。

本発明の実施形態は、音響ファントムを含む音響較正装置、及び関連する方法を提供する。音響ファントムは、連続的な「音響ターゲット」を備える。音響ターゲットは、既知の形状及び位置を有する物理的物体として以降で定義され、良好に超音波を反射する（すなわち、高コントラスト物体として画像内に現れる）。いくつかの実施形態では、音響ターゲットは弧として成形される。弧は、超音波撮像デバイスによって撮像されたときにドットとして現れるように配置され、画像処理技術を使用して、超音波撮像デバイスの、ターゲットの自動識別、自動較正、及びその後の自動解析を可能にする。

実施形態では、弧のいくつかは、超音波ビーム平面に直交して位置整合されるのに対して、弧のいくつかはビーム平面に対して傾斜して位置整合される。傾斜弧は、下記で説明されるように、磁気センサーと超音波座標系との間の角変位を測定する手段を提供する。傾斜ターゲットはまた、撮像デバイスの角度分解能を評価するために使用することができる。

いくつかの実施形態では、音響ファントムの全体が非強磁性材料で作製され、したがって、磁気較正装置と共に使用するのに好適である。このようにして、下記で説明されるように、較正及び位置合わせを単一の装置で行う。いくつかの実施形態では、位置センサーの較正プロセスは、位置センサーの読み取り値に基づいてプローブによって形成された超音波画像に適用可能な座標の計算に使用するための較正係数を提供する。いくつかの実施形態では、較正係数は、磁気センサーと音響撮像デバイスとの間の、プローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するために使用される。

開示された非強磁性音響ファントムを使用することにより、磁気較正、超音波較正、及び、超音波座標の磁気座標との位置合わせなどのタスクは全て、単一の較正装置内で同時に実行することができる。開示された較正ファントム、及び、開示された較正及び位置合わせの方法は、正確かつ堅牢であり（すなわち、潜在的なユーザー誤差に対して予防性及び耐性がある）結果を提供し、反復可能であり、達成するために短い時間しか必要ない。超音波センサー及び磁気センサーを備えた心臓カテーテルの較正及び位置合わせプロセスを改善することにより、より正確なマルチセンサー心臓位置決め及びマッピングシステムを生み出すことができる。

システムの説明
図１は、本発明の実施形態による、超音波撮像及び位置追跡のためのカテーテルベースシステム２０の概略描写図である。医師２９は、カテーテル２４を、当該カテーテルの遠位端が患者の心臓の心室に入るように、患者２８の血管系に挿通する。医師２９は、カテーテルの末端部分が心臓２６の（１つ又は複数の）所望の場所で心臓内組織を係合するように、カテーテルを前進させる。カテーテル２４は、カテーテル２４の近位端において好適なコネクターによりコンソール３０に接続される。

コンソールは、遠位部分が接触した組織を焼灼するために、（カテーテルの遠位部分の遠位縁部における差し込み図２５に見られる）電極２７を介してＲＦエネルギーを印加するためのＲＦ生成器３９を備える。あるいは、又は加えて、カテーテル２４を他の診断及び／又は治療機能、例えば心臓膜電気マッピング又は他のタイプの焼灼療法に使用してもよい。

図の実施形態では、システム２０は磁気による位置検出を使用して、心臓２６内のカテーテルの末端部分の位置座標を決定する。位置座標を決定するために、コンソール３０内の駆動回路３５が、磁場生成器３３を駆動して、患者２８の身体内で磁場を生成する。典型的には、磁場生成器３３は、患者の胴体の下方の、体外の既知の位置に配置されるコイルを備える。これらのコイルは、心臓２６を含む既定の作業ボリューム内に磁場を生成する。

差し込み図２５に示されるように、磁気位置センサー３１は、カテーテル２４の遠位端内にはめ込まれている。磁気位置センサー３１は、生成器３３によって生成された磁場に応答して位置信号及び配向信号を生成する。コンソールはこれらの信号を処理して、カテーテル２４の遠位端２２の位置（場所及び／又は配向）座標を決定し、また、場合によっては末端部分の変形も決定する。コンソール３０は位置座標を使用してディスプレイ４１を駆動し、カテーテル遠位端の場所及び状態を示すことができる。この位置検出の方法は、例えば、その開示が参照により本明細書に援用されるＰＣＴ国際公開第９６／０５７６８号に詳細に説明されており、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ Ｉｎｃ．（Ｅｒｖｉｎｅ，ＣＡ）により製造されるＣＡＲＴＯ（商標）システムに実装されている。

いくつかの実施形態において、システム２０は、コンソール３０の一部として実装された超音波撮像サブシステムを備える。差し込み図２５に示されるように、超音波撮像サブシステムは、カテーテル遠位端の近傍を撮像するためにカテーテル２４の遠位端２２にはめ込まれた超音波撮像デバイス３２を使用する。超音波撮像デバイス３２は、コンソール３０に含まれる信号生成器（図示せず）によって好適な電気信号を用いて駆動される。これらの信号に応答して、超音波撮像デバイス３２は、カテーテル２４の遠位端を取り囲む心内ボリュームを照射する超音波を放出する。超音波撮像デバイス３２は、音響照射された心臓組織から反射した超音波エネルギーを受信し、反射波を電気信号に変換する。この種のカテーテル構成の例は、上記で説明されたＳｏｕｎｄｓｔａｒ（登録商標）カテーテルである。超音波撮像サブシステムは、取得した超音波画像をディスプレイ４１に表示することができる。

差し込み図４５は、カテーテル２４の遠位端２２の拡大断面図を示す。見られるように、超音波撮像デバイス３２は、磁気位置センサー３１に近位側で近接している。いくつかの実施形態では、超音波撮像デバイス３２は、典型的には、変換器３４の１次元フェーズドアレイを備え、このアレイは、当該技術分野において既知であるように、カテーテルの長手方向軸（図中のＺ軸として特定される）を含む走査超音波ビームの平面（本明細書では「ビーム平面」又は「画像平面」と称する）内に２次元画像「ファン」３８を生じさせるように動作する。変換器は、ビーム平面内の物体から反射された超音波を検出し、反射波に応じた信号を出力する。典型的には、これらの信号は、超音波画像を形成及び表示するためにコンソール３０によって処理される。あるいは又は加えて、超音波変換器３４は、ドップラー測定などの他の診断目的、又は治療用途に使用されてもよい。

いくつかの実施形態では、超音波撮像デバイス３２は、カテーテル２４の軸の周囲に円周方向に分布した、変換器の２次元フェーズドアレイ（図示されないデバイス）を備える。このような２次元アレイは、それぞれの半径方向に超音波を送信し、全周３７の少なくとも一部にわたってそれぞれの超音波反射を検出するように構成されている。このような場合、心室のボリューム測定部分は、各走査工程で取得され、ボリューム測定部分は、ｘ－ｙ平面に沿って３６０度全体までカバーすることができる（例示されない部分）。このような２次元超音波フェーズドアレイは、２０１７年１０月２４日出願の「Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ｂａｌｌｏｏｎ ｃａｔｈｅｔｅｒ ｃｏｎｔａｃｔ ｗｉｔｈ ａｎａｔｏｍｙ ｕｓｉｎｇ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ」という名称の米国特許出願第１５／７９２，４０４号に説明されており、当該特許出願は本特許出願の譲受人に譲渡されており、その開示は参照により本明細書に援用される。

差し込み図４５は、カテーテル２４の遠位端２２内の磁気位置センサー３１を示し、磁気位置センサー３１は、上述のように、体内の遠位端２２の位置及び配向を示す信号を生成する。センサー３１が生成する位置信号に基づいて、コンソール３０は、超音波撮像デバイス３２によってキャプチャされた各ファン画像の場所及び配向を決定する。位置センサー３１は、典型的には、一定の場所及び配向関係で超音波撮像デバイス３２に隣接する。したがって、コンソールは、以下に詳述するように、ファン画像内に現れる物体の座標を決定することができる。

カテーテル２４の構成における物理的制約により、差し込み図４５に示されるように、位置センサー３１及び超音波撮像デバイス３２は、カテーテルの遠位先端から特定のそれぞれの距離で遠位端２２に位置する。（位置センサー及び撮像デバイスのこの構成は例として示されており、本発明の原理は、並列配置を含むこれらの要素の他の配置に同様に適用することができる。）

ファン３８の実際の位置は、差し込み図４５に示される位置センサー３１と超音波撮像デバイス３２との間の長手方向変位４０を較正することによって計算される。ファン３８の実際の配向は、差し込み図４５に更に示されるように、ＹＺ平面などの基準平面に対するファン３８の角変位４４を較正することによって計算される。

カテーテル２４の製造プロセスにおける偏差により、長手方向変位及び角変位は、典型的には、カテーテルよって異なることが経験的に見出されている。更に、撮像デバイス３２内の位置センサー３１及び超音波変換器アレイの軸は、Ｚ軸と又は互いに正確に位置整合されていなくてもよく、それにより、ファン３８の配向を決定する際に追加の変動を導入する。

超音波撮像を磁気位置検出と組み合わせる他の例示的な較正システム、並びに上述の位置整合の変動源及び他のものは、米国特許第６，６９０，９６３号、同第６，７１６，１６６号及び同第６，７７３，４０２号に説明されており、その開示は参照により本明細書に援用される。

較正されない場合、上記で説明された位置不整合は、画像ファン３８内に現れる物体の決定された位置座標に誤差を生じさせる。これらの位置整合変動を較正及び補正するための特定の方法は、米国特許第７，０９０，６３９号に説明されている一方、他の方法は米国特許第７，８７４，９８７号に説明されており、その開示は全て参照により本明細書に援用される。カテーテル２４は、システム２０又は専用較正コンソール（図示せず）を使用して較正することができる。

図１は、ある特定のシステム構成を示すものであるが、他のシステム構成を本発明の代替的な実施形態に使用してもよい。例えば、カテーテル２４は、他の種類の磁場検出デバイス、例えばホール効果センサーなど、当該技術分野において既知の任意の他の好適な種類の位置センサーを備えることができる。あるいは、センサー３１は、身体の外側の検出アンテナによって検出される磁場を生成してもよい。本発明の原理は、医療用プローブ内に実装することができる実質的に任意の位置検出技術に適用可能である。

以降で説明される方法は、インピーダンスに基づく位置センサー又は超音波位置センサーなどの、他のタイプの位置センサーを用いて適用することができる。用語「位置センサー」は、本明細書で使用するとき、カテーテル２４上又はカテーテル２４の中に取り付けられた要素を指し、その要素の座標を示す信号をコンソール３０に受信させる。したがって、位置センサーは、センサーによって検出されたエネルギーに基づいて制御ユニットへの位置信号を生成する、カテーテル内の受信機を備えることができ、又は、プローブの外部の受信機によって検出されるエネルギーを放出する送信機を備えることができる。

更に、以降で説明される方法は、心臓内、並びに他の身体器官及び身体領域内の双方で、カテーテルだけではなく、他のタイプのプローブも使用する、マッピング用途及び測定用途に、同様に適用することができる。

音響ファントム及び心内超音波局在カテーテルのための方法
図２は、本発明の実施形態による、較正を必要とするカテーテル２４と連結された音響較正ファントム４９、及び較正コンソール６４の概略描写図である。本例では、下記で更に説明されるように、磁気較正装置におけるファントム４９の使用を可能にするように、ファントム４９の全体が非強磁性材料で作製される。

いくつかの実施形態では、カテーテル２４の遠位端２２は、下記で説明されるように、超音波撮像デバイス３２をファントム４９内の所与の位置にガイドするために、１つ又は２つ以上の固定具を含む好適なマウント５２に挿入される。較正を実行するために、較正コンソール６４が使用され、較正コンソール６４は、典型的には、好適な信号処理及びユーザーインターフェース回路を有するプロセッサ６６を備える。見られるように、プロセッサ６６は、カテーテル２４から信号を受信するように連結される。典型的には、コンソール６４は、ユーザーが、カテーテル２４の機能を観察及び調整し、カテーテルを使用して撮像される音響ターゲットの超音波画像をモニター（ディスプレイ）６５に表示することを可能にする。

音響ファントム４９の設計は、較正プロセス中のカテーテル配置における潜在的な操作者誤差に対する高い許容差を特徴とする。ねじ５７が、磁気センサー３１を較正することができる磁気較正装置（下記で説明される）内にファントム４９を固定するために使用される。

図２は、超音波撮像デバイス３２を半周取り囲む一組の円形音響ターゲット弧５０を示す。追加の傾斜音響ターゲット弧５１も同様に見られる。当該様々な弧は、強磁性ではない任意の好適な超音波反射材料で作製することができる。様々な弧の配置は、較正ファントム４９の上面図を示す差し込み図５５に更に例示されている。見られるように、超音波撮像デバイス３２は、ファントム４９の機械的設計により、およそ「中心合わせされた」位置に保持され、これは、様々なターゲット弧５０及び傾斜ターゲット弧５１が、配置された超音波撮像デバイス３２と重なる原点を中心とした半円を生じることを意味する。しかしながら、超音波撮像デバイス３２の中心合わせは、開示された較正方法に必要とされない。

いくつかの実施形態では、弧５０及び５１の断面は円形（すなわち、塗りつぶされた丸）である。代替的な実施形態では、弧の断面は、弧場所精度を改善するように最適化される。例えば、実施形態では、弧５０及び５１はＶ字形の断面を備える。

図２に見られるように、ターゲット弧５０は、Ｚ方向（カテーテル２４の長手方向軸）に直交する平面内に（すなわち、位置整合して）存在し、したがってファン３８によって直交走査される。換言すれば、弧５０は、超音波撮像デバイス３２によって放出されるファン３８などの、超音波ビーム平面と垂直に連続的に交差するように位置整合される。このようにして、弧５０上の任意の場所は、下記で更に例示されるように、その場所を含む超音波画像上に円形ドットとして現れる。傾斜弧５１は、対照的に、ファン３８との角度を形成する。それに対応して、傾斜弧５１上の撮像された場所は、楕円形ドットとして超音波画像上に現れる。傾斜弧５１は、超音波ファンと、図１に示されているＹＺ平面などの基準面との間の角度を評価する手段を提供する。

傾斜弧とＺ軸との間の角度は、場所特定精度を維持するために画像スポットを十分に小さく維持しながら、十分な角度分解能を達成するように最適化される。角度評価に影響する他のパラメータとしては、弧半径、弧断面形状、弧断面径、弧材料、弧傾斜角、他の「位置決定」弧による「シャドーイング」が挙げられる。

図２に示されている例示的な図は、単に概念を明確化する目的のために選ばれたものである。音響ターゲットの種類及び配置は、連続的な弧に加えて、例えば間欠的（すなわち、離散的）ターゲットなど、様々であってもよい。音響ファントム４９は、強磁性金属を含む様々な材料で作製することができ、それは音響較正が磁気較正装置と関連して行われない場合である。

図３は、本発明の実施形態による、図２中の音響較正ファントム４９の側断面図である。見られるように、カテーテル２４の遠位端２２は、マウント５２内に、ストッパー５３によって画定される点まで挿入される。固定具５４及びガイド５６は、遠位端２２がその点で正確に保持されることを確実にする一方で、ユーザーは、遠位端２２の長手方向軸を中心とした遠位端２２の回転角度を配向角度φ５８によって調節することができる。遠位端２２の調節により、ファン３８の配向は、基部５２に対して垂直（すなわち、φ＝０°）に調節することができる。カテーテルを回転させることにより、ファン３８を両方向に基部５２に向けて傾けて、およそφ＝±９０度までの配向角度の範囲をカバーすることができる。音響ターゲットは、観測角度θ及び配向角度φの所与の範囲にわたって超音波ビーム平面と連続的に交差するように配置される。

ガイド５６は、カテーテル２４の遠位端２２を方向付ける、中心合わせする、及び固定するためのトレンチ、溝、又は任意の他の好適な手段を備えることができる。マウント５２は、弧５０及び５１がマウント５２に対して垂直に位置整合される間固定される水平ＸＺフレームワークを提供し、すなわち、弧５０及び５１は、ＸＺ平面に直交する様々な平面に埋め込まれ、超音波撮像デバイス３２のファントム４９内の指定された場所によって画定される原点と交差する。

図３が示すように、多数のターゲット弧５０及び傾斜弧５１は、それぞれ円形ドット５０ａ及び楕円形ドット５１ａとして超音波画像内に現れる。これらの超音波画像はコンソール６４で生成され、ディスプレイ６５に提示される。ドットは、較正システムが必要な較正を実行することを可能にするだけでなく、画像処理によって他の結果を自動的に導出することも可能にする。例えば、超音波撮像デバイス３２が多数の方向に提供する空間分解能は、弧５０及び５１を使用して導出することができる。

図３に示されている例示的な図は、単に概念を明確化する目的のために選ばれたものである。いくつかの円弧は、例えば、追加の方向に傾斜していてもよい。固定具、アクチュエータ、及び、ファントム４９の追加の機械的要素の他の機械的設計、及びそれぞれの位置整合技術が当業者に思い浮かぶであろう。

図４は、本発明の実施形態による、超音波撮像カテーテルの較正のための装置６０の概略描写図である。装置６０は、一組の磁場生成器６８及び音響ファントム４９の剛性の機械的フレームワークとして機能する基部６２を備える。本実施形態では、磁場生成器は、３つの互いに直交する対のヘルムホルツコイル６８を備える。装置６０は、上記で説明された較正コンソール６４に接続されており、この較正コンソール６４は、ここではケーブル６７を介してヘルムホルツコイル６８を駆動するために加えて使用される。コイル６８によって放出された磁場に応答してセンサー３１が生成する位置信号に基づいて、プロセッサ６６は、撮像デバイス３２によってキャプチャされた各ファン画像の場所及び配向を決定する。したがって、コンソールは、ファン画像内にドットとして現れるファントム弧ターゲット５０及び５１の座標を決定することができる。上述したように、カテーテル２４の遠位端２２は、好適な位置整合固定具に挿入される。位置整合は、位置センサー３１がコイルの中心に近接して（すなわち、磁場生成器６８の中心に）配置され、超音波撮像デバイス３２がターゲット弧５０及び５１のほうを向くようになっている。

本実施形態では、プロセッサ６６は、ヘルムホルツセルの中心に近接した位置センサー３１の、典型的な位置精度０．１ｍｍを有する場所読み取り値を受信する。位置センサー３１は、コンソール６４から方向付けられた３対のヘルムホルツコイル６８によって生成された勾配較正された電磁場に応答してこれらの読み取り値を生成する。コンソール６４は、中心の電磁場がほぼ一定の勾配を有するように、電流が反対方向に流れているヘルムホルツコイルの各対を駆動する。３対のヘルムホルツコイルが互いに直交するため、３つの電磁場は、３つの直交する方向に勾配を有する。

カテーテル２４を較正する前に、カテーテル位置センサーを較正するために使用されるボリュームの既知の点において、機械的に正確なセンサーを使用してヘルムホルツ電磁場を較正するためにコンソール６４が使用される。測定された位置は、既定の機械的原点と呼ばれ、これは基部６２の基準系で固定される。これらの測定から、プロセッサ６６は、ヘルムホルツ電磁場を場所の関数として正確にマッピングする。次いで、カテーテル磁気センサー３１が較正されたボリューム内に配置されると、プロセッサ６６は、磁気センサー３１の位置及び配向を、典型的には、カテーテル２４の実際の動作に使用される電磁トラッカーシステムの動作精度を超える０．１ｍｍの精度まで計算することができる。この高精度は、ヘルムホルツチャンバ内に存在する高勾配によるものである。

上述したように、超音波較正及び特性評価の組全体は、ファントム４９が装置６０内に配置されている間に実行することができる。超音波較正及び磁気較正を同じ設定で適用することにより、プロセッサ６６がモダリティのそれぞれの座標系の高精度な位置合わせを実行することを可能にする。この精度は、超音波座標系の原点と磁気座標系の原点との間の正確な長手方向変位４０を見つけることによって明らかになる。これらの原点は、典型的には、撮像デバイス３２の変換器アレイの中心及び位置センサー３１の中心としてそれぞれ定義される。

装置６０及び関連する磁気較正方法のいくつかの実施形態、並びに超音波座標系と磁気座標系との間の位置合わせの方法は、米国特許第６，２６６，５５１号、同第７，０９０，６３９号、同第７，８７４，９８７号及び同第７，９９６，０５７号に説明されており、その開示は全て参照のために本明細書に含まれる。

図５は、本発明の実施形態による、位置整合変動を補正するために、カテーテル２４などの超音波プローブを較正する方法を概略的に例示するフローチャートである。最初に、カテーテル位置整合工程７０において、カテーテル２４の遠位端２２を装置６０内で機械的に位置整合させる。ストッパー５３を使用して、撮像デバイス３２を、ファン３８がＸＹＺ座標の原点で長手方向（すなわち、Ｚ軸に沿って）中心に置かれる場所に移動させる。

工程７０においてカテーテルを適切に配置すると、位置センサー較正工程７２において、磁気位置センサー３１を較正する。

次に、音響変換器較正工程７４において、超音波撮像デバイス３２を、（ａ）超音波撮像デバイス３２と位置センサー３１との間の長手方向変位４０、及び（ｂ）超音波ビームとＹＺ基準平面との間の角変位４４、を評価するために較正する。

位置合わせ行列計算工程７６において、工程７２及び７４の結果に基づいて（いずれの順序で工程７２及び７４が実行されても）、プロセッサ６６が、位置センサーの読み取り値に基づいて超音波撮像デバイス３２によって形成された超音波画像に適用可能な計算座標に使用するための、位置センサー３１の較正係数を計算する。超音波撮像デバイス３２によって見出される前述の座標は、ターゲット弧５０及び５１の超音波画像内に現れる高コントラストドットに属する。較正係数は、長手方向変位４０及び角変位４４を決定するために使用される。較正係数は、続いて、センサー３１によって提供される位置の読み取り値に基づいてファン３８の正確な位置及び配向を決定する際に、また、ファン画像内に見られる物体の正確な位置及び配向の座標を見つける際に、コンソール３０によってその後使用される。

図５に示される例示的なフローチャートは、概念を分かりやすくするだけの目的で選択されたものである。代替的な実施形態では、例えば２次元超音波アレイを有するものを、同じ方法によって較正してもよく、これは、超音波ビームの適用範囲を配向角度φの範囲にわたって検証するなどの追加の工程を含んでもよい。

超音波撮像デバイス３２及び超音波撮像システム全体の他の機能パラメータを特徴付けることができる。例えば、システム２０は、画像上の円形ドット５０ａ及び楕円形ドット５１ａの分布が弧５０及び５１の物理的配置を正確に表すことを確認するプロセッサによって、超音波画像が幾何学的に歪んでいないことを検証することができる。

上記で説明された実施形態は、具体的にはカテーテル２４を参照するが、本発明の原理は、侵襲性プローブと身体外で使用されるプローブとの両方を含む、他の種類の超音波プローブに等しく適用可能である。

したがって、上記に述べた実施形態は、例として引用したものであり、また本発明は、上記に具体的に示し説明したものに限定されないことが理解されよう。むしろ本発明の範囲は、上述の様々な特徴の組み合わせ及びその一部の組み合わせの両方、並びに上述の説明を読むことで当業者により想到されるであろう、また従来技術において開示されていないそれらの変形及び修正を含むものである。参照により本特許出願に援用される文献は、これらの援用文献において、いずれかの用語が本明細書において明示的又は暗示的になされた定義と矛盾して定義されている場合には、本明細書における定義のみを考慮するものとする点を除き、本出願の一部とみなすものとする。

〔実施の態様〕
（１） 較正のための装置であって、
超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら前記超音波ビームの前記平面の配向が調節されることを許容するように適合されたマウントと、
所与の配向角度範囲にわたって前記超音波ビームの前記平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットと、を備える、装置。
（２） 前記音響ターゲットのうちの１つ又は２つ以上が弧として成形されている、実施態様１に記載の装置。
（３） 前記弧の各々が、
前記超音波ビームの前記平面と直交することと、
前記超音波ビームの前記平面に対して傾斜していることと、のうちの一方である、実施態様２に記載の装置。
（４） 前記マウントと前記音響ターゲットとの全体が非強磁性である、実施態様１に記載の装置。
（５） 前記音響ターゲットが間欠的な音響ターゲットを備える、実施態様１に記載の装置。

（６） 前記プローブが磁気位置センサーを含み、前記装置が、前記位置センサーの読み取り値に基づいて、前記磁気センサーと前記音響撮像デバイスとの間の前記プローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するように適合された位置センサー較正器を含む、実施態様１に記載の装置。
（７） 較正装置を製造する方法であって、
超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら前記超音波ビームの前記平面の配向が調節されることを許容するように適合されたマウントを提供することと、
前記マウントに、所与の配向角度範囲にわたって前記超音波ビームの前記平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットを連結することと、を含む、方法。
（８） 前記音響ターゲットのうちの１つ又は２つ以上が弧として成形されている、実施態様７に記載の方法。
（９） 前記音響ターゲットを連結することが、前記弧のそれぞれを前記超音波ビームの前記平面に対して直交させて、又は前記超音波ビームの前記平面に対して傾斜させて連結することを含む、実施態様８に記載の方法。
（１０） 前記マウントと前記音響ターゲットとの全体が非強磁性である、実施態様７に記載の方法。

（１１） 前記音響ターゲットが間欠的な音響ターゲットを備える、実施態様７に記載の方法。
（１２） 前記プローブが磁気位置センサーを含み、前記マウント及び前記音響ターゲットに位置センサー較正器を連結することを含み、前記位置センサー較正器が、前記位置センサーの読み取り値に基づいて、前記磁気センサーと前記音響撮像デバイスとの間の前記プローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するように適合されている、実施態様７に記載の方法。
（１３） 較正のための方法であって、
超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブをマウント内に保持しながら前記超音波ビームの前記平面の配向が調節されることを許容することと、
所与の配向角度範囲にわたって前記超音波ビームの前記平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットを使用して前記音響撮像デバイスを較正することと、を含む、方法。

Claims (6)

1. 較正のための装置であって、
   超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら前記超音波ビームの前記平面の配向が調節されることを許容するように適合されたマウントと、
   所与の配向角度範囲にわたって前記超音波ビームの前記平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットと、を備えており、
   前記音響ターゲットが間欠的な音響ターゲットを備えており、
   前記音響ターゲットが弧として成形されており
   前記弧のいくつかが、前記超音波ビームと直交して配列されており、その他の前記弧が、前記超音波ビームに対して傾斜して配列されており、
   前記超音波ビームに対して傾斜して配列されている前記弧が、前記音響撮像デバイスの角度分解能を評価するために使用されるように適合されており、
   前記弧のそれぞれは第１の端部と第２の端部とを有し、前記弧のそれぞれが前記医療用プローブを半周取り囲むように位置づけられるように、前記第１の端部および前記第２の端部は前記マウントの上面に位置付けられている、装置。
2. 前記マウントと前記音響ターゲットとの全体が非強磁性である、請求項１に記載の装置。
3. 前記医療用プローブが磁気位置センサーを含み、前記装置が、前記磁気位置センサーの読み取り値に基づいて、前記磁気位置センサーと前記音響撮像デバイスとの間の前記医療用プローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するように適合された位置センサー較正器を含む、請求項１に記載の装置。
4. 較正装置を製造する方法であって、
   超音波ビームを平面内に放出する音響撮像デバイスを備える医療用プローブを保持しながら前記超音波ビームの前記平面の配向が調節されることを許容するように適合されたマウントを提供することと、
   前記マウントに、所与の配向角度範囲にわたって前記超音波ビームの前記平面と連続的に交差するように配置された１つ又は２つ以上の音響ターゲットを連結することと、を含んでおり、
   前記音響ターゲットが間欠的な音響ターゲットを備えており、
   前記音響ターゲットが弧として成形されており、
   前記弧のいくつかが、前記超音波ビームと直交して配列されており、その他の前記弧が、前記超音波ビームに対して傾斜して配列されており、
   前記超音波ビームに対して傾斜して配列されている前記弧が、前記音響撮像デバイスの角度分解能を評価するために使用されるように適合されており、
   前記弧のそれぞれは第１の端部と第２の端部とを有し、前記弧のそれぞれが前記医療用プローブを半周取り囲むように位置づけられるように、前記第１の端部および前記第２の端部は前記マウントの上面に位置付けられている、方法。
5. 前記マウントと前記音響ターゲットとの全体が非強磁性である、請求項４に記載の方法。
6. 前記医療用プローブが磁気位置センサーを含み、前記マウント及び前記音響ターゲットに位置センサー較正器を連結することを含み、前記位置センサー較正器が、前記磁気位置センサーの読み取り値に基づいて、前記磁気位置センサーと前記音響撮像デバイスとの間の前記医療用プローブの長手方向軸に沿った物理的変位を決定するように適合されている、請求項４に記載の方法。

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