JPH09503410A - 位置および配向の磁気測定 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 磁気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。

Description

【発明の詳細な説明】 位置および配向の磁気測定技術分野 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。発明の背景 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。Ｍ ＲＩ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５，１８ ６，１７４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５，１０９，１ ９４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。発明の概要 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０．７ ５ｍｍ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。特に好ましい構成においては、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。 本発明の上記したおよび他の目的、特徴および利点は、以下において添付図面 に関してなされている好ましい実施例の詳細な説明から一層容易になるものであ る。図面の簡単な説明 図１は、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２は、図１に示す装置の一部を示す概略図である。 図３乃至図５は、それぞれ、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６は、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。 図７および図８は、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。 図９は、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１０は、図９の装置の別の部分を示す部分正面図である。発明を実施するための最良の形態 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 ｃｏ ｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）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５ ４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６ ６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６ ６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、ホー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、 Ｖ₀₆₂＝Ｋ（Ｂ^・Ｘ’）＋Ｖ₁₆₂ である。 上記式において、Ｖ₀₆₂は出力電圧であり、Ｋは比例因子であり、Ｖ₁₆₂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 Ｖ₀₆₄＝Ｋ（Ｂ^・Ｙ’）＋Ｖ₁₆₄ を同様に発生する。 上記式において、Ｖ₀₆₄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、Ｖ₁₆₄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Ｖ₀₆₆ Ｖ₀₆₆＝Ｋ（Ｂ^・Ｚ’）＋Ｖ₁₆₆ 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、Ｖ₁₆₆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Ｖ₀₆₆、Ｖ₀₆₄、Ｖ₀₆₂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４ ６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_i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Ｍ_i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がデータを 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。例えは、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−ｃｏｒｒｅｃｔｅ ｄ”）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。 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（ｎｏｒ ｍａｌｉｚｅｄ）。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_zＨ’_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。 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Ｂ_x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ｄ_x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Ｒ_x',x、Ｒ_y',x、Ｒ_z',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Ｂ_x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Ｂ_xと単位ベクトルＨ’_xとの 間の角度Ｔ_xは、 Ｔ_x＝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Ｔ_xはグラジェント場全束ベクトルＢ_x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Ｖ₀₆₂、 Ｖ₀₆₄、Ｖ₀₆₆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Ｂ_yのＹ軸成分Ｒ_y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Ｒ_z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、 Ｒ_y＝（｜Ｂ_y｜）ｃｏｓ Ｔ_y Ｒ_z＝（｜Ｂ_z｜）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Ｒ_xの大きさに関連させる変 換因子Ｍ_x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Ｒ_x、Ｒ_yおよびＲ_z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Ｒ_x、Ｒ_yおよびＲ_z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１ ０２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９ ６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１０ ２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１ ０８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９ ０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５ ３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１ ７４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１７ ４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１ ７６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Ｉ₁₈₂およびＩ_{1 83} 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１８ ８Ａ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Ｉ₁₈₂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１８８ Ｂに重畳されて正しく整合されるまで、画像Ｉ₁₈₃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１７ ６Ａ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１８ ２の画像Ｉ₁₈₂を画像Ｉ’₁₈₂に変換する（図８）。画像Ｉ₁₈₂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１７６ Ａ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Ｉ₁₈₂およびＩ₁₈₃は、プローブの表示１８６Ａおよび１８ ６Ｂ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、ＸＹ Ｚ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、ＸＹ Ｚ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（ｃｈｉ ｐ）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２ ６２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２ ６４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 取着されたチッブ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（ｄｅｃｏｎｖｏｌ ｕｔｅ）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、 ａ₀ｑ⁰＋ａ₁ｑ¹＋ａ₂ｑ²＋ａ₃ｑ³・・・・ａ_nｑⁿ 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（ａ₀ｑ⁰＋ａ₁ｑ¹ ）は、和（ａ₂ｑ²＋ａ₃ｑ³・・・・ａ_nｑⁿ）の少なくと２倍にすべきである。好 ましくは、（ａ₀ｑ⁰＋ａ₁ｑ¹）は、和（ａ₂ｑ²＋ａ₃ｑ³・・・・ａ_nｑⁿ）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ａ₀ｑ⁰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、ａ₁ｑ¹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。産業上の利用可能性 内科学、外科学、獣医学および同様な処置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ)，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，Ｃ Ｎ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＴ， ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，Ｎ Ｚ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ，ＳＫ ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 パチェコ，ロバート，シー. アメリカ合衆国10128ニューヨーク州 ニ ュー・ヨーク，イー．90・ストリート・６ エフ・340 (72)発明者 グランドゥナー，ウェイン アメリカ合衆国11766ニューヨーク州 ポ ート・ジェファーソン・ステイション，ア ンドーヴァー・ドライヴ・33

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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（３ ４、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 を特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 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の範囲第２ 項に記載の装置。 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 の範囲第１乃至３項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の範囲第４項に記 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の範囲第４項に記載の装置。 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 とする請求の範囲第６項に記載の装置。 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の範囲 第４項に記載の装置。 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 特徴とする請求の範囲第２または３項に記載の装置。 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 する請求の範囲第１または２項に記載の装置。 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の範囲第１０項に記載の装置。 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の範囲第１乃至３項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の範囲第１乃至３項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の範囲第１４項に記載の装置。 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の範囲第１４項に記載の装置。 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の範囲第１６項に記載の装置。 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３ ０ｃｍ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の範囲第 １６項に記載の装置。 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（３ ２）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の範囲第１９ 項に記載の方法。 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 の範囲第２０項に記載の方法。 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 る前記ブローブ（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（７ ６）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の範囲第２２項に記載の方法。 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（１０ ２）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の範囲第２２項に記載の方法。 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の 範囲第２５項に記載の方法。 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 請求の範囲第２５項に記載の方法。 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の範囲第２６または２７項に記載の方法。 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、１７ ５）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（１７ ４、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 の範囲第２８項に記載の方法。 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（１８ ２、１８３）であることを特徴とする請求の範囲第２８項に記載の方法。 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の範囲第２８項に記載の方法。 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の範 囲第３１項に記載の方法。 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 る請求の範囲第３３項に記載の方法。 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の範囲 第３４項に記載の方法。 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の 範囲第３５項に記載の方法。 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の範囲第３３項に記 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の 範囲第３８項に記載の装置。 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の範囲第３９項に記載の装置。 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の範囲第３９項に記載の装置。 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の範囲第３ ９項に記載の装置。 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の範囲第４２項に記載の装置。 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の範 囲第３９項に記載の装置。 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 徴とする請求の範囲第４４項に記載の装置。 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の範囲第４５項に記載の方法 。 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の範囲第４７項に記載の方法。 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 を特徴とする請求の範囲第４８項に記載の方法。 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（５ ０）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の範囲第４７項に記載の方法。 ５１．シート状支持体（２５４）と、該シート状支持体（２５４）に配置され所 定の感応方向をそれぞれ有する複数の磁気感応素子とを備え、前記シート状支持 体（２５４）は前記磁気感応素子が互いに非共面であるように折り曲げられるこ とを特徴とする磁気センサ。 ５２．前記支持体（２５４）は中央パネル（２６２）と、第１の縁部で前記中央 パネル（２６２）と交差する先端パネル（２６４）と、前記第１の縁部と交差す る第２の縁部で前記中央パネル（２６２）と交差する第１の側部パネル（２６８ ）とを有し、前記磁気感応素子（２５０）は前記中央パネル（２６２）、側部パ ネル（２６８）および先端パネル（２６４）に配置され、前記先端パネル（２６ ４）と前記第１の側部パネル（２６８）は前記第１および第２の縁部に沿って前 記中央パネル（２６２）の面から折り曲げられることを特徴とする請求の範囲第 ５１項に記載のセンサ。 ５３．矩形の中実体の形態をなすコアを更に備え、前記中央パネル（２６２）は 前記コアの一方の面に配置され、前記先端パネル（２６４）と第１の側部パネル （２６８）は前記一方の面に隣接する前記コアの他の面に配置されていることを 特徴とする請求の範囲第５２項に記載のセンサ。 ５４．前記支持体は前記第２の縁部に対向する第３の縁部において前記中央パネ ル（２６２）に接合された第２の側部パネル（２５８）を有し、前記第２の側部 パネル（２６８）は前記コアの別の面に重合されることを特徴とする請求の範囲 第５３項に記載のセンサ。 ５５．前記支持体に取着されかつ生理学的因子を測定するようになっている生理 学的検出素子（２５８）を更に備えることを特徴とする請求の範囲第５３項に記 載のセンサ。 ５６．前記支持体は縁部（２６２）において前記中央パネルに接合された細長い ストリップ（２６６）を有し、該ストリップ（２６６）は前記コアの面に沿って 延びており、前記ストリップ（２６６）の前記中央パネルから離隔する端部は前 記コアから外方へ突出していることを特徴とする請求の範囲第５３項に記載のセ ンサ。 ５７．前記支持体（２５４）は導電体（２５６）を備え、前記導電体（２５６） の少なくとも幾つかは前記ストリップ（２６６）に沿って延びており、前記磁気 感応素子（２５０）は前記支持体（２５４）の前記導電体（２５２）に接続され ていることを特徴とする請求の範囲第５６項に記載のセンサ。 ５８．感応方向をそれぞれ有する複数の磁気感応素子（２５２）を略平坦なシー ト状支持体（２５４）に取着する工程と、異なる磁気感応素子（２５２）を担持 する前記支持体（２５４）の部分が異なる面に配置されるように前記支持体（２ ５４）を折り曲げる工程とを備えることを特徴とする磁気センサの製造方法。 ５９．前記支持体（２５４）は中央パネル（２５４）と該中央パネルから延びる 複数の他のパネル（２６４、２６６）とを有し、前記折り曲げ工程は前記中央パ ネル（２６２）をコアの位置の面に配置しかつ前記コアの他の面に前記他のパネ ル（２６４、２６６）を折り曲げる工程からなることを特徴とする請求の範囲第 ５８項に記載の方法。