JPH10513393A - 医療用診断装置用の電磁気的対象検出器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 電磁気的障害物センサを含む医療診断及び／又は治療用の装置。環境温度及び湿度の変化及び／又は例えばセンサ（１６、１８）の周囲に布がかかることにより制御のゼロ点のドリフトが生じ、それにより装置の可動部分（６）による障害物の接近が装置により不正確に認識される。そのようなドリフトを補償するために受信機（２７）の出力信号Ｖ₀を可動な部分（６）の近傍にある対象の不在でゼロ値に戻るよう自動的に制御する制御ユニット（２５）が設けられる。この制御は好ましくは布及び湿気がセンサの近傍に移動してきたときには比較的速い速度でなされ、布及び湿気が除去されるときには比較的遅い速度でなされる。結果として駆動における動きの性質が可動な部分の変位の後で、ある時間維持され、斯くして装置の操作を容易にすることに貢献する。

Description

【発明の詳細な説明】 医療用診断装置用の電磁気的対象検出器 本発明は ＊ 電気信号を発生する信号源と、 ＊ その近傍で電気信号に対応する電磁界を発生するために信号源に接続された 送信ユニットと、 ＊ その近傍で電磁界を検出するために送信ユニットの近傍に配置された検出ユ ニットと、 ＊ 検出ユニットの近傍で電磁界に対応する入力信号を入力で受け、その入力信 号に対応する出力信号を発生するよう配置された受信機と を含む装置の可動部分の近傍で対象の存在の電磁気的検出用の検出装置を含む医 療用診断及び／又は治療用の装置に関する。 この種の装置は独国公開特許出願ＤＥ４１２６１６８から知られている。 医療用診断及び／又は治療用の装置は放射送信機及び放射受信機を含む。これ に関する例はＸ線源及び通常画像増倍器と呼ばれるＸ線受容器を設けられた医療 用Ｘ線装置がある。これら２つの要素は相互にある距離を置いて配置され、検査 又は処置される患者はＸ線源と画像増倍器との間に配置される。Ｘ線源と画像増 倍器は画像が体（「対象」）の所望のスライスが形成されるように患者の体に関 して配置される。そのような装置の向きと位置はモーター駆動によりしばしば調 整される。一般的に言って、本発明の説明では対象は検査される患者の体を意味 するものであり、又は検査される他の対象、装置を操作する人の体又は体の一部 、装置それ自体又は隣の装置の部分、又は装置の部品の動きの路に入る他の障害 物である。 そのような装置の多くはいわゆるＣアーム、即ち案内又は軌道を 介してそれ自体の面で（即ちＣアームがある面に垂直な軸に関して）回転可能で あり、それ自体の面は該面内に位置する軸に関して回転可能である円形の支持体 からなる。更にまたしばしば多くの変位の他の可能性もまた提供される。 装置の使用中に例えば画像増倍器のような可動な部分は画像の所望の明瞭性を 達成するために検査される対象の近くに接近する。画像増倍器はＸ線を受容する よう比較的大きな前面を有し、この前面又はその周辺上の各点は検査される対象 に接触しうる。そのような衝突は画像増倍器の動きのどのような方向ででも生じ うる。それは好ましくなく、故にそのような装置はその可動な部分の近傍に対象 が出現するのを検知する検知装置を有する。 モーター駆動装置の場合には特にそのような検出装置を設けることは重要であ る。対象が装置の可動な部分から所定の小さな距離内で検出されたときに装置の （その部分の）動きは衝突を回避するために停止される。引用された特許ＤＥ４ １２６１６８は装置の可動な部分から所定の小さな距離内の対象の存在の検出が 可能な電磁気的な衝突センサを含む医療用Ｘ線装置を示す。この装置は決められ た電圧の形で電気信号を発生する信号源を含む。この電圧は金属箔の形の送信機 ユニットに印加される。金属箔の、電気的に絶縁されているその近傍では検出ユ ニットとして作動する他の金属箔が配置される。これらの２つの金属箔の間で衝 突センサの近傍の電磁界強度に対応する信号が測定される。この信号は更に多数 の増幅器からなり、電磁界強度に対応する出力信号を発生する受信機により処理 される。 そのような装置の使用中に対象が動く部分の近傍に多少とも永続的に配置され る状況から対象との衝突する恐れがある状況を識別することが望ましい。これは 検出ユニットの近傍の電磁界が影響される無害な布が動く部分（例えば画像増倍 器）の周辺に密着している場合に生ずる。これはその無害な布が医療用装置の多 くの特定の状 況で生じているように使用中に濡れる場合又は湿度が装置の使用中に画像増倍器 に直接到達する場合でさえもまた当てはまる。布の存在及び／又はそれが濡れる ことは検出装置により障害物の存在として解釈されるべきではない。何故ならば さもなければ装置は（虚構の）衝突を避けるために制御動作を常になすからであ る。 本発明の目的は検出ユニットの近傍の該変化が装置の振る舞いや動作を妨害す るように影響しない上記の装置を提供することにある。この目的を達成するため に本発明による装置は検出装置は装置の可動部分の近傍に対象がない場合に受信 機の出力信号を所定の公称ゼロ値に自動的に調節する制御ユニットを含むことを 特徴とする。 本発明は以下の着想に基づく。布が画像増倍器の周辺に密着したときに又は濡 れたときに、検出ユニットに接続された受信機は対象が装置の動く部分の近傍に 接近したとき以外にも信号を発生する。これは近傍にある対象がグランドに接続 （導電性の接続又は患者の場合にはしばしば見られるように強い容量性結合のい ずれか）を有し、他方で濡れているか又は濡れていない該布はグランドに接続さ れておらず、又はグランドに対して無視しうる小さな容量性結合を有するのみで ある。結果として制御ユニットは２つの状態を識別可能であり、装置の可動な部 分の近傍に対象がない場合に所定の公称ゼロ値に受信機の出力信号を調節しうる （即ち立ち会いスタッフの介入なしに）。本発明では公称ゼロ値は障害物のない 場合及び検出ユニットのすぐ近傍に障害となる布又は湿気のない場合の受信機の 出力信号の値を意味するものである。布が障害物のない場合に検出ユニット上に 配置されたときに出力電圧の値は最初に偏差を示す。それから出現する値はゼロ 値として参照される。何故ならば障害物が存在しないからである。次に制御ユニ ットは出力値を公称ゼロ値である元の値に修正し、それはまた障害及び布のない 場合に存在していた値である。 本発明の実施例では装置の制御ユニットは受信機の出力信号を公 称ゼロ値へ制御するために受信機の入力への信号源の出力信号の制御可能な転送 のために配置された制御可能な転送ユニットを含む。制御ユニットは検出ユニッ トの近傍で電磁界に対応する入力信号から信号源の出力信号の幾分かを減算しう る故に受信機の出力の公称ゼロ値に対する制御が容易になり、信号源の周波数又 は波形と独立になしうる。 本発明の他の実施例では装置の制御ユニットは受信機の出力信号に依存して転 送ユニットの転送を制御するよう配置された調節ユニットを含み、該調節ユニッ トは出力信号が第一の範囲にある場合には出力信号を第一の時定数で公称ゼロ値 に調整し、出力信号が第二の範囲にある場合には出力信号を第二の時定数で公称 ゼロ値に調整するよう配置される。 以下の利点は上記段階により達成される。上記のように布が密着するとき、又 は濡れる場合には受信機は信号を発生し（出力信号が第一の範囲にある第一の場 合）それは対象が接近するとき（出力信号が第二の範囲にある第二の場合）以外 である。第一の場合には衝突の危険がないことは確かであり（何故ならば第一の 信号範囲は布が密着し、濡れたとき、又は障害物から離れるときに生ずるからで ある）、それにより出力信号の公称ゼロ値への調整は迅速になされる（即ち第一 の時定数）。公称ゼロ値からの偏差により生ずる擾乱は短期間のみである。第二 の信号範囲の発生する第二の場合には障害物へ接近する、又は布を除去する、又 は湿気の乾燥による。本発明の装置の制御システムは障害物に接近する状況を知 っている。何故ならば可動な部分は駆動され、それによりこの状況は他の環境か ら識別される。しかしながら対象の接近の後に装置の動きの挙動はある時間（例 えば一分の半分）に対してなお動きの最中と同じであることが好ましい。これは （例えば）画像増倍器の調整の後に、調整は表示スクリーン上でチェックされ、 その後に、必要ならば補償がなされる故に好ましい。この補償中に補償の直前以 外の装置の動 きの挙動は好ましくない：第一の接近中の画像増倍器の遅い動きは補償中の早い 動きにより突然置き換えられない。この目的のために公称ゼロ値に対する出力信 号の調整は比較的ゆっくりとなされなければならない。 本発明による装置の更なる実施例では電磁気的検出用の検出装置は容量的検出 として構成される。また送信ユニット及び検出ユニットは両方とも装置の製造を 容易にする多くの形状を既に与えられている電極として構成される。 本発明による装置の更なる実施例では検出電極は仮想的に接地されており、こ の電極の外部電界に対する安定な挙動がシミュレーションされる。接地電位はこ こでは装置の残りの電位を意味するものである。 本発明による装置の更なる実施例では仮想的な接地は検出電極がフィードバッ クチェーンを介して出力に接続される演算増幅器の第一の入力に接続され、該増 幅器の第二の入力は接地されることにより実現される。 これらの及び他の特徴は以下に図を参照して例により説明される。 図１は障害物の存在の電磁気的検出が用いられる医療用Ｘ線装置の概観である 。 図２は本発明による検出装置の電気回路を示す図である。 図１はＸ線装置の形の医療診断及び／又は治療装置の概観図である。Ｘ線装置 はＸ線源４及びＸ線画像増倍器６が設けられているキャリヤ２を含むように構成 される。キャリヤは円の弧として形成され、それにより案内又は軌道８により円 の弧の面に垂直に延在する軸に関して回転可能である。この種のキャリヤはＣア ームとして知られている；一般的に言って、それらはまた円の弧の面内に延在す る軸に関しても回転可能である。後者の動きに対する回転メカニ ズムは図には示されていない。キャリヤ２と案内８により形成される組立体はま た軸１０に関して回転可能である。この軸は台１２上に設けられ、これは必要な らば動くように構成される。Ｘ線源４及びＸ線検出器６は好ましくはまたキャリ ヤ２に関して変位可能である。これらの部品の容易な変位のために図に示されな いモーター駆動が設けられる。この例では検査され又は処置される患者の体であ る検査される対象はテーブル（図示せず）上に配置され、これは画像増倍器６と Ｘ線源４との間に配置される。上記のＣアーム２の動きの可能性の結果として画 像増倍器６及びＸ線源４のような部品は患者に関して全ての所望の方向に対して 位置決め可能であり、画像は全ての所望のスライスで形成されうる。 移動可能な故に画像増倍器６及びＸ線源４のような可動部品は検査される患者 の体又は他の障害物と接触するようになるおそれがある。これは好ましくなく、 故に本発明の実施例の画像増倍器は装置の可動な部分の近傍にある対象の存在を 検出する検出装置を含む。検出装置は送信ユニット１６と検出ユニット１８とを 含む。送信ユニット１６は環状電極１６として形成され、それはその近傍に電磁 界を発生するよう画像増倍器６の端の周りに配置される。検出ユニット１８は環 状電極１８として形成され、それは電極１６により発生され、検出される対象に より歪まされた電磁界を検出するために画像増倍器６の端の周りの電極１６の近 傍に配置される。環状電極１６、１８は方向に対する感応性を得るためにそれぞ れ環状の弧１６−１，１６−２，１６−３，１６−４及び１８−１，１８−２， １８−３，１８−４に更に分割される。電極１６による信号の発生及び電極１８ による信号の検出は図２を参照して説明される。 図２は本発明による検出装置の電気的配置を示す。信号源２２は５Ｖの大きさ のオーダーの振幅と１００ｋＨｚの大きさのオーダーの周波数を有する正弦波電 気信号を発生する。信号源２２はバッファ増幅器２３を介して電極１６に接続さ れ、それはこの実施例で は電気信号に対応する電磁界を電極１６の周辺に発生する送信ユニットとして作 動する。電極１６は画像増倍器６の筐体２０の外側に配置される。筐体２０はシ ステム接地と称される一定の電圧を有する点と接続される。信号源２２の出力信 号はまた可変増幅器２４の形で制御可能な転送ユニットの信号入力に印加される 。増幅器２４はまたそれに印加された信号の符号を逆転する。 増幅器２４の出力信号は結合コンデンサ２８を介して演算増幅器２６の反転入 力３０に印加される。この増幅器は２０Ｍオームの抵抗と１５ｐＦのコンデンサ の並列接続からなるフィードバックチェーン２９を介してフィードバックされる 演算増幅器である。入力３０はこの実施例では近傍の電磁界の検出用の検出ユニ ットとして動作する電極１８にまた接続される。電極１８は画像増倍器６の筐体 ２０の外側に位置する。 増幅器２６の非反転入力３２はシステム接地に接続される。増幅器２６の出力 信号は帯域通過フィルタ３４を介して同期検出器３６に印加され、この検出器の 他の入力は信号源２２の出力信号を受ける。同期検出器３６の出力は比較器３８ の入力に接続され、その他方の入力はシステム接地に接続される。この比較器の 出力はカウンタ４２のアップ／ダウン入力（Ｕ／Ｄ）４０に接続される。演算増 幅器２６、帯域通過フィルタ３４、同期検出器３６は一緒になって受信機２７を 構成し、それは入力３０上で検出ユニット１８の近傍での電磁界に対応する入力 信号を受信し、入力信号に対応する出力信号Ｖ₀を発生するよう接続される。 カウンタ４０はまたイネーブル入力（Ｅ）４４、クロック入力（ＣＬＣＫ）４ ６、多数の平行出力導電体４８を含む。カウンタ４０の出力値は出力導電体４８ 上でデジタルの形に再生される。これらの出力導電体はデジタル／アナログ変換 器５０の入力導電体に接続される。所望の比較的高い周波数ｆ_H又は比較的低い 周波数ｆ_Lを有する入力信号を印加する選択回路５２はカウンタ４０のクロッ ク入力４６に接続される。これら２つの信号の間の選択は選択入力５８に印加さ れる選択信号「ＳＥＬＥＣＴ」によりなされる。 Ｄ／Ａ変換器５０はカウンタ４０からのデジタル出力値をアナログ値に変換し 、それは演算増幅器６０の非反転出力６２に印加される。演算増幅器６０の反転 入力６４はゼロ点設定に接続され、それは調整ポテンシオメーター６６により表 される。演算増幅器６０の出力信号は可変増幅器２４の制御入力６５に制御信号 として印加される。 比較器３８、カウンタ４０、選択回路５２、Ｄ／Ａ変換器５０、増幅器６０、 増幅器２４は共に受信機２７の出力信号Ｖ₀を装置の可動部分の近傍で対象が不 在の場合に所定の公称ゼロ値に自動的に調整する制御ユニット（２５）を構成す る。 信号源２２により発生された信号はバッファ増幅器２３を介して電極１６に印 加される。最初にこの電極の近傍に対象が存在しないと仮定している。容量性結 合が電極１６と１８との間に存在し、それにより電極１６により発生された電界 が電極１８に電気信号を誘導する。この信号は増幅器２６により増幅され、望ま しくない周波数成分は帯域通過フィルタ３４によりそれから除去される。この電 気信号は同期検出器３６で直流電圧信号Ｖ₀に変換され、該信号の値はその入力 信号の振幅の一定量である。同期検出器３６の出力信号は障害物が制御操作の必 要な画像増倍器のどのくらい近くに位置するかを示す信号を構成する。この直流 信号はまた装置の可動部分の動きを制御するためにまた用いられる。制御のこの 方法は本発明の一部分を構成するものではなく、故にここでは詳細に説明しない 。比較器３８で直流信号Ｖ₀は電圧ゼロ（システム接地）と比較され、比較器は Ｖ₀の符号に依存して正又は負の信号を発生する。 接地された対象（例えばＸ線装置により検査される患者）が電極１６、１８に 接近したときに入力電圧、故にＶ₀もまた電極間の容量性結合により増加する。 結果として比較器１８の出力電圧は正に なり、又は正のままであり、それによりカウンタ４０は入力４２を介してカウン トアップされるように駆動される。カウンタは最初にゼロの位置にあると仮定さ れる；従って、イネーブル入力（Ｅ）４４上の信号に応答してカウントを開始す る。以下に説明するように選択信号ＳＥＬＥＣＴに依存して、カウントアップが 高いカウント周波数ｆ_H又は低いカウント周波数ｆ_Lでなされる。従って徐々に増 加するデジタル値はＤ／Ａ変換器５０の出力に現れるアナログ値を徐々に増加さ せるカウンタ４０の出力４８上に現れる。この値は増幅器６０の非反転入力６２ に印加される。 増幅器６０の反転入力６４はゼロ点設定に接続され、これは調整ポテンシオメ ーター６６により表される。ゼロ点設定は装置の設置で出力電圧Ｖ₀のゼロ点の 最初の粗い調整で用いられる。出力電圧Ｖ₀のゼロ点の更なる調整は本発明によ り自動的になされる。Ｄ／Ａ変換器５０の出力値は増幅器６０から増幅器２４の 制御入力６５へ転送され、斯くして信号源２２の出力信号の増幅を制御する。後 者の信号は負の値を乗算され、受信機２７の入力信号３０に加算される。この反 転された信号の加算により、増幅器２６の入力３０に印加された信号は電極１８ から由来する信号より小さい。出力電圧Ｖ₀が正である場合に於いて、カウンタ は増加され、その故に入力３０に加算される反転された信号Ｖ₀はまた増加され る。この過程は出力電圧Ｖ₀がゼロより小さくなるまで連続する。出力電圧Ｖ₀が 負の値の場合に上記の過程の逆が生じ；従って電極１８からの一定の信号の場合 にはカウントは最下位ビットの変動でゼロの周りで変化するよう開始し、それに より出力電圧はなお実質的にゼロに等しい。 上記の状況は装置の画像増倍器が駆動されていないときに生ずる；イネーブル 入力４４上の信号がカウンタがその状況でカウント動作をなすことを可能にする 。画像増倍器が駆動されるときにそのような信号はカウンタがカウント動作をな さないように装置の制御 論理（図示せず）によりイネーブル入力４４に印加される。従ってこの状況で出 力電圧Ｖ₀は自由に変化でき、それにより装置の制御論理が制御動作を受けるよ う決定することに基づいて障害物が電極１６、１８の近傍に存在するかどうかを 示しうる。 布が画像増倍器にかけられる、又は画像増倍器又は布が濡れていると仮定する 。この場合には対象は接地されない故に出力電圧Ｖ₀は負になる。この負の値に 基づいて装置の制御論理はこの変化が対象が離れて行くことに帰することができ ない（何故ならば論理に織り込み済みであるように駆動動作がなされていない故 に）ことを直接決定し、それにより出力電圧Ｖ₀がゼロに戻るための速い制御（ 即ち小さい時定数で）が可能となる。同じことが出力電圧が布をかける又は濡れ る以外のことを引き起こすことによる（例えば温度又は環境の相対湿度変化又は 制御システムの電子回路のドリフトによる）負の感応（ｎｅｇａｔｉｖｅ ｓｅ ｎｓｅ）で変化するときに生ずる。速い制御は高周波数カウント信号ｆ_Hがカウ ンタ４０のクロック入力４６に印加されるように制御論理がＳＥＬＥＣＴ信号を 出力する場合になされる。 正の感応での出力信号の変動は前に加わった湿気の乾燥、布の除去、又は障害 物の接近によるものである。後者の状況は制御論理に織り込まれており；入力４ ４上の信号はカウンタによるカウントを妨げる。他の場合には出力信号の名目ゼ ロ値に戻る制御は比較的ゆっくりと生ずる（即ち第二の時定数で）。ゆっくりし た制御は以下の理由で望ましい。対象の接近の後に装置の動きの挙動がある場合 に動いている最中と同じままであることが望ましい（例えば１分の半分）。これ は（例えば）画像増倍器の調整の後に調整は表示スクリーン上でチェックされな ければならず、その後で必要ならば補償がなされる故に望ましい。この補償中に 補償の直前以外の装置の運動は好ましくない：第一の接近中に画像増倍器の遅い 動きは補償に於ける速い動きにより突然置き換えられない。故に出力信号を公 称ゼロ値に戻るよう制御することは比較的ゆっくりとなされなければならない（ 即ち第二の時定数で）。遅い制御は低周波数カウント信号ｆ_Lがカウンタ４０の クロック入力４６に印加されるよう制御論理がＳＥＬＥＣＴ信号を出力するよう になされる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 アスイェス，ロナルド ヤン オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン，プロフ・ホルストラーン ６番

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． ＊ 電気信号を発生する信号源（２２）と、 ＊ その近傍で電気信号に対応する電磁界を発生するために信号源に接続された 送信ユニット（１６）と、 ＊ その近傍で電磁界を検出するために送信ユニット（１６）の近傍に配置され た検出ユニット（１８）と、 ＊ 検出ユニット（１８）の近傍で電磁界に対応する入力信号を入力（３０）で 受け、その入力信号に対応する出力信号Ｖ₀を発生するよう配置された受信機（ ２７）と を含む装置の可動部分（６）の近傍で対象の存在の電磁気的検出用の検出装置を 含む医療用診断及び／又は治療用の装置であって、検出装置は装置の可動部分（ ６）の近傍に対象がない場合に受信機（２７）の出力信号Ｖ₀を所定の公称ゼロ 値に自動的に調節する制御ユニット（２５）を含むことを特徴とする装置。 ２． 制御ユニット（２５）は受信機の出力信号Ｖ₀を公称ゼロ値へ制御するた めに受信機（２７）の入力（３０）への信号源（２２）の出力信号の制御可能な 転送のために配置された制御可能な転送ユニット（２４）を含む請求項１記載の 装置。 ３． 制御ユニット（２５）は受信機（２７）の出力信号Ｖ₀に依存して転送ユ ニット（２４）の転送を制御するよう配置された調節ユニット（３８、４０、５ ０、６０）を含み、該調節ユニットは出力信号が第一の範囲にある場合には出力 信号を第一の時定数で公称ゼロ値に調整し、出力信号が第二の範囲にある場合に は出力信号を第二の時定数で公称ゼロ値に調整するよう配置されている請求項２ 記載の装置。 ４． 電磁気的検出用の検出装置は容量的検出用の装置として構成され、送信ユ ニットはその近傍に電気信号に対応する電界を発生するソース電極（１６）とし て構成され、検出ユニットはその近傍の電界の検出用の検出電極（１８）として 構成される請求項１乃至３のうちのいずれか１項記載の装置。 ５． 検出電極は仮想的に接地されていることを特徴とする請求項４記載の装置 。 ６． 仮想的な接地は検出電極がフィードバックチェーン（２９）を介して出力 に接続される演算増幅器の第一の入力に接続され、該増幅器の第二の入力は接地 されることにより実現されることを特徴とする請求項５記載の装置。