WO2018235481A1 - 磁気式の方位・位置測定装置 - Google Patents

磁気式の方位・位置測定装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2018235481A1
WO2018235481A1 PCT/JP2018/019393 JP2018019393W WO2018235481A1 WO 2018235481 A1 WO2018235481 A1 WO 2018235481A1 JP 2018019393 W JP2018019393 W JP 2018019393W WO 2018235481 A1 WO2018235481 A1 WO 2018235481A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
magnetic field
axis
azimuth
magnetic
position measurement
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/019393
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
本蔵　義信
晋平 本蔵
Original Assignee
朝日インテック株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=60940200&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=WO2018235481(A1) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by 朝日インテック株式会社 filed Critical 朝日インテック株式会社
Priority to EP18821399.5A priority Critical patent/EP3644018B1/en
Priority to CN201880041416.4A priority patent/CN110869707B/zh
Publication of WO2018235481A1 publication Critical patent/WO2018235481A1/ja
Priority to US16/718,192 priority patent/US11112229B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B7/00—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques
    • G01B7/003—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques for measuring position, not involving coordinate determination
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/20—Surgical navigation systems; Devices for tracking or guiding surgical instruments, e.g. for frameless stereotaxis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B7/00—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/02—Measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A61B5/061—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body
    • A61B5/062—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body using magnetic field

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic azimuth / position measurement apparatus for determining the position and orientation of a motion device incorporating a magnetic field sensor in an artificially generated three-dimensional magnetic field space.
  • Patent Document 1 A method of installing a magnet or electromagnet on the device side and measuring its position and orientation to the outside with a magnetic field sensor (Patent Document 1) or two points where the position is identified with a uniaxial magnetic field sensor on the device side
  • Methods such as combining two magnetic field sensors and an external magnetic field generator (Patent Document 2) and combining three external magnetic field generators and a magnetic field sensor built in the guide tip (Patent Document 3) It is being studied.
  • the catheter tip has a very small space of 0.2 mm in diameter and 0.5 mm or less in length for sensor incorporation.
  • a three-dimensional magnetic field is generated in a space large enough to accommodate the patient's entire body, and the orientation and position of a motion device incorporating a magnetic field sensor in it is less than 20 ⁇ m spatial resolution in a sufficiently large three-dimensional space. It is an object of the present invention to develop a magnetic type azimuth / position measurement apparatus which realizes an azimuth resolution of less than 1 degree, a position error of 100 ⁇ m or less, and an azimuth error of 1 degree or less.
  • the present inventors employ a GSR sensor, which is an ultra-sensitive micro magnetic sensor of Japanese Patent No. 5839527 (Patent Document 4) incorporated herein, and set it at a predetermined position of a motion device. It has been found that the above problem can be solved by combining a sensor, an external three-dimensional uniform magnetic field, and a three-dimensional magnetic field generator capable of generating a gradient magnetic field.
  • the three-dimensional magnetic field generator comprises three pairs of coils generating gradient magnetic fields, three pairs of coils generating gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions, and three pairs of coils generating uniform magnetic fields in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions. A combination of coils can be used.
  • the uniform magnetic field can be generated by reversing the direction of the current supplied to the gradient magnetic field generating device, and the uniform magnetic field coil pair generating the uniform magnetic field in the direction can be omitted.
  • the coil structure of the gradient magnetic field generating coil pair and the coil pair for generating the uniform magnetic field can be selected appropriately.
  • a three-dimensional magnetic field generator generates a reference uniform magnetic field oriented to each axis in the order of X-axis, Y-axis and Z-axis oriented coils, and measures the uniform magnetic field sequentially with a uniaxial magnetic field sensor
  • the measured values hx, hy, hz are obtained.
  • the azimuth angles ⁇ , ⁇ and ⁇ can be determined from the azimuth vector and the direction cosine.
  • the azimuth vector n (hx, hy, hz) in the three-dimensional space is determined.
  • the X-axis oriented coil refers to a coil pair capable of providing a uniform magnetic field in the X-axis direction.
  • a gradient magnetic field is generated in the order of the X-axis, Y-axis and Z-axis oriented coils in a three-dimensional magnetic field generator having three pairs of coils arranged in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions.
  • the X-axis oriented coil generates a gradient magnetic field having a predetermined ratio of gradients in the X, Y and Z axes. In the case of the Maxwell coil pair, assuming that the slope of the X axis is 1, that of the Y axis and the Z axis is ⁇ 0.5.
  • two X-axis oriented coil pairs are arranged in the Y-axis direction or Z-axis direction to form a single coil pair with four coils, and four wire currents in the Y-axis direction or
  • a gradient magnetic field is generated only in the X-axis and Z-axis, and four line currents are generated.
  • a gradient magnetic field is generated only in the X-axis and the Y-axis.
  • the slope of the X axis is equal to the slope of the Z axis or the Y axis.
  • the structure of the gradient magnetic field generator is appropriately selected according to the purpose.
  • Those gradient magnetic field strengths are sequentially measured by a uniaxial magnetic field sensor to obtain measured values mHx, mHy and mHz. These measured values are obtained by detecting gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a single-axis sensor. That is, the gradient magnetic field (Hxx, Hxy, Hxz) by the X-axis oriented coil, the gradient magnetic field (Hyx, Hyy, Hyz) by the Y-axis coil, and the gradient magnetic field (Hzx, Hzy, Hzz) by the Z-axis coil are generated. At the same time, the following simultaneous equations (1) are established in consideration of the orientation of the 1-axis sensor.
  • mH x ax (cos ⁇ ⁇ X-0.5 cos ⁇ ⁇ Y-0.5 cos ⁇ ⁇ Z)
  • mHy ay (-0.5 cos ⁇ ⁇ X + cos ⁇ ⁇ Y-0.5 cos ⁇ ⁇ Z)
  • mHz az (cos ⁇ ⁇ Z + cos ⁇ ⁇ X)
  • a predetermined angle is rotated with an axis perpendicular to both axes of the axis having a large direction cosine among the X axis and the Y axis or the Z axis as a rotation axis.
  • the direction vector n (hx, hy, hz) and the position R (X, Y, Z) to determine.
  • the external magnetic field is canceled by the three-dimensional magnetic field generator to zero the magnetic field in the three-dimensional space before the start of measurement.
  • a magnetic field For example, when the coils of each axis are energized at first, a uniform magnetic field is generated for about 5 ms each axis, then a gradient magnetic field is generated for 5 ms each axis, and this is repeated to measure once in 30 ms. Becomes possible, and 33 measurements can be made in 1 second.
  • pulse DC current is applied to the coil of each axis for 0.1 ms and sequentially switched, one measurement can be performed in 0.6 ms.
  • DC current and AC current may be accumulated in the coil of each axis, the direction may be calculated from the value of the AC current, and the gradient magnetic field may be measured from the value of the DC current to calculate the position of the sensor.
  • the size of the coil of the three-dimensional magnetic field generator is preferably about 50 cm to 3 m in diameter in consideration of the size and the site of the affected part of the patient.
  • the width of the three-dimensional space of the uniform magnetic field is about 10% of the diameter. If it is 1 m in diameter, it is about 10 cm.
  • the strength of the gradient magnetic field is preferably about 1 G to 10 G at a position of 5 cm to 10 cm from the origin, and the inclination is preferably about 0.02 mG / 1 ⁇ m to 0.2 mG / 1 ⁇ m.
  • the uniaxial magnetic field sensor employs a GSR sensors integrally with GSR sensor element and the electronic circuit ASIC. Its size is a size that can be built into a motion device such as a catheter. For catheter, width 0.1 mm ⁇ 0.3 mm, a thickness 0.05 mm ⁇ 0.3 mm, a length 0.3 mm ⁇ 1.5 mm and a small size preferred. GSR sensor since only installing a uniaxial element, the length of the magnetic wire is a magnetic sensitive member may be 0.2 mm ⁇ 1.0 mm. When the coil pitch is 2 ⁇ m to 5 ⁇ m, a sensitivity of 40 mV / G to 1000 mV / G and resolution of magnetic field sensitivity of 0.05 mG / bit to 1 mG / bit can be adopted.
  • ASIC performs calculation of azimuth and position by where a predetermined program and transfers the digital signals after AD conversion to the external computing device.
  • FIG. 1 is a schematic view of a catheter incorporating a GSR sensor. It is a structure schematic diagram of a three-dimensional magnetic field generator in which three axes consist of parallel four-wire type coils. It is a structure schematic diagram of a three-dimensional magnetic field generator in which one axis consists of a parallel four-wire coil. It is a schematic configuration diagram of a three-dimensional magnetic field generator comprising a Helmholtz coil forming the coil and uniform magnetic field to form a magnetic gradient field. It is a conceptual diagram of a magnetic direction and position measuring device.
  • the embodiment of the present invention is as follows.
  • the magnetic type azimuth and position measuring apparatus of the present invention can generate a three-dimensional magnetic field capable of generating a magnetic field along an X axis, a Y axis, and a Z axis in a predetermined three-dimensional space. It consists of a device, a uniaxial magnetic field sensor that measures the strength of the magnetic field, and a computing device that calculates the position and orientation of the magnetic field sensor in a three-dimensional space.
  • At least one of the X axis, Y axis and Z axis of the three-dimensional magnetic field generator is a parallel four-wire coil.
  • the three-dimensional magnetic field generator comprises two types of coils, a coil forming a gradient magnetic field and a Helmholtz coil forming a uniform magnetic field.
  • the magnetic azimuth / position measurement apparatus of the present invention uses the three-dimensional magnetic field generator to generate a uniform magnetic field as a reference sequentially in the order of X axis, Y axis, and Z axis, and the value thereof as a magnetic field. From the three measured values, the azimuth vector in the three-dimensional space (O-XYZ space) of the magnetic field sensor and the direction cosine for each axis of the magnetic field sensor are determined from the three measured values. Next, while holding the orientation of the magnetic field sensor in the orientation, the gradient magnetic field is generated sequentially from the X axis, the Y axis, and the Z axis, and the values are measured by the magnetic field sensor at a predetermined position. From the measured values and the direction cosine for each axis of the magnetic field sensor, the predetermined position of the magnetic field sensor is determined.
  • the azimuth / position measurement device of the present invention measures the magnetic field distribution intensity in a three-dimensional space with a resolution of 1 mG or less using a magnetic field sensor, converts the measured values into digital data, and transfers it to an external computing device.
  • the position of the magnetic field sensor in the three-dimensional space is measured with a spatial resolution of 20 ⁇ m or less
  • the azimuth in the three-dimensional space is measured with an azimuth resolution of 0.2 degrees or less with an accuracy of 100 ⁇ m or less, and calculated with an accuracy of 1 degree or less Do.
  • the magnetic type azimuth / position measurement apparatus of the present invention can cancel the external magnetic field by the three-dimensional magnetic field generator and maintain the external magnetic field in the three-dimensional space before the start of measurement at zero.
  • the plane formed by the specific axis having the largest value and the axis whose direction cosine becomes the zero value is used.
  • the generated magnetic field space is rotated by a predetermined angle with the remaining axes perpendicular to the rotation axis as rotation axes so that the value of the direction cosine for each axis does not become zero.
  • the GSR sensor 31 (1) has a width of 0.1 mm to 0.2 mm, a thickness of 0.05 mm to 0.10 mm, and a length of 0.4 mm as a magnetic field sensor (FIGS. 1 and 3) attached to the distal end of the catheter 3. It is ⁇ 1.0 mm.
  • a single integrated GSR element 11 and ASIC 12. The measured values are converted into digital signals and transferred by two cables 32 (13) to an external computing device where they are converted into position and orientation values. Ru.
  • the performance of the GSR sensor is as follows: sensitivity: 40 mV / G to 1000 mV / G, standard error: 1 mG or less, resolution: 16 bits, 0.05 mG / bit to 1 mG / bit.
  • the electronic circuit 2 adopts the same circuit as the electronic circuit described in Patent Document 4 incorporated by reference.
  • the reduced frequency of the pulse current applied to the magnetic wire is 0.2 GHz to 4 GHz, and the intensity of the pulse current is the intensity required to generate a circumferential magnetic field of 1.5 times or more of the anisotropic magnetic field on the magnetic wire surface Do.
  • the coil voltage generated at the time of pulse energization is sent to the sample and hold circuit through the pulse corresponding buffer circuit. If the number of turns Nc of the coil is small, it is also possible to send it directly to the sample and hold circuit.
  • coil pairs are arranged in each axial direction, and the shape is approximately cubic and the size is 50 cm to 3 m per side. Size of the space uniform magnetic field is generated is ⁇ 2.5 cm ⁇ ⁇ 15cm and the center of the cube to the origin.
  • the gradient magnetic field is about 1 G to 10 G at a position of 5 cm to 10 cm from the origin, and the gradient is about 0.05 mG / 1 ⁇ m to 1 mG / 1 ⁇ m.
  • the three-dimensional magnetic field generator 4 arranges parallel four-wire coils in at least one axis in a coil forming a gradient magnetic field.
  • parallel three-wire coils are disposed in all three axes of the X axis, Y axis and Z axis.
  • Two coils 41a and 41b are arranged in one plane of the X axis (the plane on the front side in the figure), and two coils are arranged in the other plane (the plane not shown in the drawing) The coil of is arranged.
  • the Y-axis arranges two coils 42a and 42b in one plane (right side in the figure), and arranges two coils in the other plane (left side not shown in the figure) Four coils are arranged in parallel.
  • the Z-axis also arranges two coils 43a and 43b in one surface (upper surface), and arranges the two coils in the other surface (lower surface omitted in the figure) in parallel Four coils are arranged.
  • the coil pair disposed on the surface of the X axis (surface on the front side) generates a uniform magnetic field in the Z axis direction when current flows in the same direction through the coil 41a and the coil 41b.
  • the gradient field of the same gradient in both the Y-axis and Z-axis is generated.
  • a parallel four-wire coil is disposed only in one axis of the X-axis coil in FIG.
  • a normal coil pair is disposed with the Y-axis coil on the front side, and the Z-axis coils on the upper and lower sides.
  • the three-dimensional magnetic field detection device 4 shown in FIG. 6 includes three pairs of parallel four-wire coils forming a gradient magnetic field and three pairs of Helmholtz coils forming a uniform magnetic field.
  • the uniform magnetic field generating coils independent, it is possible to improve the accuracy of the uniform magnetic field, that is, to improve the orientation accuracy of the single-axis magnetic sensor, and to easily improve the positioning accuracy of the sensor.
  • the azimuth / position measurement device includes a coil 51, a power supply 52, a control device 53, a computing device (Host CPU) 54, a display device 55, and a GSR sensor 56.
  • the control device 53 causes the power supply 52 to sequentially switch and generate currents flowing through the coils 51X1, 51Y1 and 51Z1 in the control device 53.
  • the control unit 53 causes the power supply 52 to sequentially switch and generate currents flowing through the coils 51X2, 51Y2, and 51Z2.
  • the magnetic field is measured by the GSR sensor 56 and transferred to the arithmetic unit where the orientation and position of the sensor are determined as measurement values.
  • the azimuth angles ⁇ , ⁇ and ⁇ can be determined from the azimuth vector and the direction cosine.
  • Orientation vector n in 3-dimensional space (O-XYZ space) from the value (hx, hy, hz) is determined.
  • position calculation is performed by measuring the gradient magnetic field generated by the X-axis, Y-axis, and Z-axis coils with a uniaxial magnetic sensor, and using the measured values mHx, mHy, and mHz at that time, the following simultaneous equations You can use the When only four Z-axis parallel 4-wire coils are fed in the Y-axis direction and the Maxwell coil pair is adopted, only the Z-axis can be obtained by the following simultaneous equations.
  • mH x ax (cos ⁇ ⁇ X-0.5 cos ⁇ ⁇ Y-0.5 cos ⁇ ⁇ Z)
  • mHy ay (-0.5 cos ⁇ ⁇ X + cos ⁇ ⁇ Y-0.5 cos ⁇ ⁇ Z)
  • mHz az (cos ⁇ ⁇ Z + cos ⁇ ⁇ X)
  • mHx ax (X ⁇ cos + + Y ⁇ cos ⁇ )
  • mHy ay (Y ⁇ cos ⁇ + Z ⁇ cos))
  • mHz az (Z cos ⁇ + X cos ⁇ )
  • the X axis, Y axis, and Z axis are energized sequentially to the coils of each axis, first a uniform magnetic field is generated for about 5 ms each axis, and then a gradient magnetic field is applied to each axis 0.005 If second (hereinafter, referred to as 5 ms) is generated and repeated, it becomes possible to perform one measurement in 30 ms and 33 measurements in 1 second. Also, in order to perform measurement at higher speed, pulse DC current of 0.1 ms to 0.3 ms width is supplied in the same direction to generate a uniform magnetic field, and then current is supplied in the reverse direction to generate a gradient magnetic field. By generating and repeating the measurement at intervals of 0.6 ms to 1.8 ms, about 560 to 1600 measurements can be made per second.
  • the external magnetic field is canceled by the three-dimensional magnetic field generator and the three-dimensional space before starting measurement the magnetic field, by maintaining the 0G, can be accurately measured direction vector coordinate position in the coordinate system of the magnetic field sensor.
  • the magnetic field distribution intensity in the three-dimensional space is measured with a resolution of 1 mG (100 nT) or less, and the position of the magnetic field sensor in the three-dimensional space is accurate to 50 ⁇ m or less and the orientation of the three-dimensional space Can be measured with an accuracy of 1 degree or less.
  • the azimuth resolution is 0.05 degrees to 0.2 degrees
  • the azimuth error is 0.2 degrees to a space of ⁇ 5 cm to ⁇ 10 cm around the origin of the cube-shaped three-dimensional magnetic field generator.
  • a position resolution of 0.4 ⁇ m to 20 ⁇ m and a position error of 20 ⁇ m to 50 ⁇ m or less can be realized once.
  • the example of the present invention is as follows.
  • the size of the GSR sensor 1 (31) attached to the tip of the catheter 3 is 0.15 mm in width, 0.07 mm in thickness, and 0.5 mm in length.
  • the integrated GSR element 11 of one axis and the ASIC 12 are integrated, and the measured values are converted into digital signals and transferred to an external arithmetic unit by two cables 13 where they are converted into position and orientation values.
  • the performance of the GSR sensor is as follows: sensitivity is 500 mV / G, standard deviation ⁇ is 0.1 mG, resolution is 16 bits, and 0.1 mG / bit.
  • the electronic circuit 2 adopts the same circuit as the electronic circuit described in the incorporated patent document 4 (FIG. 2).
  • the conversion frequency of the pulse current applied to the magnetic wire is 1.3 GHz
  • the intensity of the pulse current is the intensity necessary to generate a circumferential magnetic field of 1.5 times or more of the anisotropic magnetic field on the surface of the magnetic wire.
  • the coil voltage generated at the time of pulse energization is sent to the sample and hold circuit through the pulse corresponding buffer circuit.
  • the three-dimensional magnetic field generator 4 has a structure shown in FIG. 6, and the cubic shape has a side of 1.5 m.
  • the space in which the uniform magnetic field is generated is ⁇ 10 cm with the center of the cube as the origin.
  • the gradient magnetic field is about 2 G at a position of 10 cm from the origin, and the inclination is 0.2 mG / 1 ⁇ m.
  • a power supply is attached to each of the six coils for uniform magnetic field and gradient magnetic field generation.
  • a DC current of 5 ms width is sequentially applied to the X axis, Y axis, and Z axis in the same direction to generate a uniform magnetic field, and then an electric current is applied to generate a gradient magnetic field in the reverse direction. Repeat at intervals, make 33 measurements in 1 second.
  • a three-dimensional magnetic field generator generates a reference uniform magnetic field in the order of X axis, Y axis and Z axis, and measures the magnetic field sequentially with a uniaxial magnetic field sensor to obtain measured values hx, hy and hz, and from these values Determine the azimuth vector n (hx, hy, hz).
  • hx cos ⁇
  • hy cos ⁇
  • azimuth angle ⁇ becomes
  • hz cos ⁇ , ⁇ , seeking phi.
  • mHx ax (X ⁇ cos + + Y ⁇ cos ⁇ )
  • mHy ay (Y ⁇ cos ⁇ + Z ⁇ cos))
  • mHz az (Z cos ⁇ + X cos ⁇ )
  • the azimuth resolution is 0.2 degrees
  • the azimuth error is 1 degree
  • the position resolution is 10 ⁇ m
  • the position is The error can realize a performance of 50 ⁇ m or less.
  • the present invention is intended to allow the catheter, the orientation and position determination of in vivo vivo motion device unit such as a blood vessel endoscope. It is hoped that these advanced treatments will be able to contribute to the spread by enabling robot treatment.
  • GSR sensor 11 GSR element 12: ASIC 13: cable 2: electronic circuit 21: pulse oscillator 22: signal processing circuit 221: GSR element 23: buffer circuit 24: sample hold circuit 241: electronic switch 242: capacitor 25: amplifier 26: AD converter 27: Communication means 28: Host CPU (computing device) 3: Catheter 31: GSR sensor 32: Cable 33: GSR sensor (long type) 34: Cable 4: Structure of 3D magnetic field generator 40: Origin 41: Z-axis coil near side (Z-axis uniform and inclined) 42: Y-axis coil right side (Y-axis uniform and inclined) 43: X-axis coil upper side (X-axis Uniformity and inclination 44: Y-axis coil (both Y-axis uniform and inclination) 45: Z-axis coil (uniform and inclination Z-axis) 46: Helmholtz coil 47: Helmholtz coil 48: Helmholtz coil 5: Three-dimensional magnetic field Generator configuration 51: Coil 51X1:

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Robotics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Measuring Magnetic Variables (AREA)
  • Measurement Of Length, Angles, Or The Like Using Electric Or Magnetic Means (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Endoscopes (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

【課題】 患者の全身を収容できる広さの空間において３次元磁界を発生し、その中に磁界センサを内蔵したモーションデバイスの方位と位置を、十分広い３次元空間において、２０μｍ以下の空間分解能と０．２度以下の方位分解能ならびに位置誤差１００μｍ以下、方位誤差１度以下を実現する磁気式の方位・位置測定装置を開発することである。　【解決手段】　一様磁界と傾斜磁界を所定の３次元空間内に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に沿って磁界を発生することができる３次元磁界発生装置、磁界の強度を測定する一軸の磁界センサおよび磁界センサの３次元空間内における位置と方位を算出する演算装置からなる磁気式の方位・一測定装置を提供する。

Description

磁気式の方位・位置測定装置
　本発明は、人工的に発生させた３次元磁界空間内において、磁界センサを内蔵したモーションデバイスの位置と方位を求める磁気式の方位・位置測定装置に関するものである。
　医療分野の高度化に伴い、胃カメラ、カテーテル、血管内視鏡など生体内モーションデバイスの普及が進んでいるが、その位置や方位を把握する必要が高まっている。デバイス側に磁石または電磁石を内蔵して、その位置や方位を外部に磁界センサで測定する方法（特許文献１）や、デバイス側の一軸の磁界センサと位置が特定されている２点に設置された２個の磁界センサおよび外部の磁界発生装置とを組み合わせた方式（特許文献２）および３つの外部磁界発生装置とガイド先端に内蔵した磁界センサを組み合わせた方式（特許文献３）などの方法が研究されている。
カテーテル先端部はセンサ内蔵のためのスペースは直径０．２ｍｍ、長さ０．５ｍｍ以下と非常に小さい。先端部に設置可能な磁石または磁界センサが小さくなるほど位置の測定精度が低下することになる。また対象となる３次元空間が広いほど磁界センサに位置の測定精度が低下する。磁界センサのサイズ、測定対象の空間の広さと位置決め精度とは背反関係にあるため、カテーテル先端部の位置を精度よく計測することは困難な課題である。
そのため、空間分解能を２０μｍ以下、方位分解能０．２度以下、ならびに位置誤差１００μｍ以下、方位誤差１度以下を実現するには至っていない。
特開２００３―１１７００４公報 特開２０１０―１７９１１６公報 特開２０１５―１３４１６６公報 特許第５８３９５２７号公報
患者の全身を収容できる広さの空間において３次元磁界を発生し、その中に磁界センサを内蔵したモーションデバイスの方位と位置を、十分広い３次元空間において、２０μｍ以下の空間分解能と０．２度以下の方位分解能ならびに位置誤差１００μｍ以下、方位誤差１度以下を実現する磁気式の方位・位置測定装置を開発することである。
　本発明者らは、本明細書に援用する日本特許第５８３９５２７号（特許文献４）の超高感度マイクロ磁気センサであるＧＳＲセンサを採用して、モーションデバイスの所定の位置に設置した一軸のＧＳＲセンサと外部の３次元の一様磁界と傾斜磁界を発生することができる３次元磁界発生装置とを組み合わせることによって、上記課題を解決することができることを見出した。
３次元磁界発生装置は、傾斜磁界を発生させるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向き傾斜磁界を発生させる3対のコイルとＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向きに一様磁界を発生する３対のコイルを組み合わせたものを用いることができる。または傾斜磁界発生装置に流す電流の向きを反転することで一様磁界を発生させ、その向きの一様磁界を発生させる一様磁界コイル対を省略することもできる。さらに傾斜磁界発生コイル対および一様磁界発生のためのコイル対のコイル構造は適宜選択することができる。
本発明の測定原理は、３次元磁界発生装置でＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向きのコイルの順に各軸向きの基準の一様磁界を発生し、一軸磁界センサで順次その一様磁界を測定して測定値ｈｘ、ｈｙ、ｈｚを得る。磁界センサの各軸に対する方向余弦はｈｘ=ｃｏｓθ、ｈｙ=ｃｏｓη、ｈｚ=ｃｏｓφとなる。また方位ベクトルと方向余弦から方位角度θ、η、φを求めることができる。その値から３次元空間（Ｏ－ＸＹＺ空間）内における方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）を決定する。
ここでＸ軸向きコイルとは、Ｘ軸方向に一様磁界を与えることができるコイル対を指す。
次に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向きに配置した３対のコイルを持つ３次元磁界発生装置でＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向きのコイルの順に傾斜磁界を発生する。
Ｘ軸向きコイルは、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸に所定の比率の傾斜勾配を持つ傾斜磁界を発生させる。マックスウェルコイル対の場合、Ｘ軸の傾斜勾配を１とすると、Ｙ軸、Ｚ軸のそれは－０．５となる。また平行四線型コイル対の場合、Ｘ軸向きのコイル対を２つＹ軸方向もしくはＺ軸方向に並べて４つのコイルで一組のコイル対とし、内側に４本の線電流がＹ軸方向もしくはＺ軸方向に流れるように配置したものであり、４本の線電流がＹ軸方向に流れるように配置した場合にはＸ軸、Ｚ軸のみに傾斜磁界が発生し、４本の線電流がＺ軸方向に流れるように配置した場合にはＸ軸、Ｙ軸のみに傾斜磁界が発生する。この時Ｘ軸の傾斜勾配とＺ軸もしくはＹ軸の傾斜勾配は等しい。
本発明において傾斜磁界発生装置の構造としては目的に応じて適宜選択するものとする。
それらの傾斜磁界強度を一軸磁界センサで順次測定し、測定値　ｍＨｘ、ｍＨｙ、ｍＨｚを得る。これらの測定値は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向の傾斜磁界を１軸センサにより検知したものである。つまり、Ｘ軸向きコイルによる傾斜磁界（Ｈｘｘ，Ｈｘｙ，Ｈｘｚ）、Ｙ軸向きコイルによる傾斜磁界（Ｈｙｘ，Ｈｙｙ，Ｈｙｚ）、Ｚ軸向きコイルによる傾斜磁界（Ｈｚｘ，Ｈｚｙ，Ｈｚｚ）を発生させたとき、１軸センサの方位を考慮して次の連立方程式（１）が立てられる。
ｍＨｘ＝ｃｏｓθＨｘｘ＋ｃｏｓηＨｘｙ＋ｃｏｓφＨｘｚ
ｍＨｙ＝ｃｏｓθＨｙｘ＋ｃｏｓηＨｙｙ＋ｃｏｓφＨｙｚ
ｍＨｚ＝ｃｏｓθＨｚｘ＋ｃｏｓηＨｚｙ＋ｃｏｓφＨｚｚ
Ｚ軸のみ平行四線型コイルで４本の線電流をＹ軸方向に流し、Ｘ軸とＹ軸はマクスウェルコイル対を採用した場合、Ｘ軸コイル、Ｙ軸コイル、Ｚ軸コイルと順次傾斜磁界を発生させ、Ｘ軸コイルによる傾斜勾配をａｘ、Ｙ軸コイルによる傾斜勾配をａｙ、Ｚ軸コイルによる傾斜勾配をａｚとすると、磁界センサの位置Ｒ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）として次の９個の式が成り立つ。
Ｈｘｘ＝ａＸ、Ｈｘｙ＝－０．５ａＹ、Ｈｘｚ＝－０．５ａＺ、
Ｈｙｘ＝－０．５ａＸ、Ｈｙｙ＝ａＹ、Ｈｙｚ＝－０．５ａＺ、
Ｈｚｘ＝ａＺ、Ｈｚｙ＝０、Ｈｚｚ＝ａＸとなる。
上式を式（１）に代入すると次の連立方程式（２）となる。
ｍＨｘ＝ａｘ（ｃｏｓθ・Ｘ－０．５ｃｏｓη・Ｙ－０．５ｃｏｓφ・Ｚ）
ｍＨｙ＝ａｙ（－０．５ｃｏｓθ・Ｘ＋ｃｏｓη・Ｙ－０．５ｃｏｓφ・Ｚ）
ｍＨｚ＝ａｚ（ｃｏｓθ・Ｚ＋ｃｏｓφ・Ｘ）
３対のコイルすべて平行四線型コイルを採用した場合、Ｘ軸コイルで４本の線電流がＺ軸方向、Ｙ軸コイルで４本の線電流がＸ軸方向、Ｚ軸コイルで４本の線電流がＹ軸方向とすると次の連立方程式（３）となる。
ｍＨｘ＝ａｘ（Ｘ・ｃｏｓη＋Ｙ・ｃｏｓθ）
ｍＨｙ＝ａｙ（Ｙ・ｃｏｓφ＋Ｚ・ｃｏｓη）
ｍＨｚ＝ａｚ（Ｚ・ｃｏｓθ＋Ｘ・ｃｏｓφ）
式（２）、（３）から、磁界センサの位置Ｒ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を計算することができる。
特異点の処理については、すなわち各軸の方向余弦であるｈｘ＝ｃｏｓθ、ｈｙ＝ｃｏｓη、ｈｚ＝ｃｏｓφのうちある軸の方向余弦がゼロとなった場合、３次元磁界発生装置を方向余弦がゼロの値となった軸と最も大きな値を持つ特定軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として所定の角度だけ発生磁界空間を回転させると、各軸に対する方向余弦の値がゼロとならないようにすることができて、特異点を取り除くことができる。
たとえば、Ｈｘ＝０の場合にはＸ軸とＹ軸またはＺ軸のうち大きな方向余弦を持つ軸の両軸に垂直な軸を回転軸にして所定の角度を回転させる。回転後の磁界空間座標系において、方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）と位置Ｒ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を求める。その後座標回転の式から、本来の座標系での位置と方位を求める。
なお、地磁気、鉄製の機械装置、鉄筋の建物などから与えられる外部磁界が存在する場合、３次元磁界発生装置でそれらの外部磁界をキャンセルして、測定開始前における前記３次元空間の磁界をゼロに維持することによって、磁界センサの座標系における方向ベクトル座標位置を精度よく測定することができる。
　以上の操作を短時間で連続的に行なうために、磁界の与え方を工夫することが好ましい。　例えば、各軸のコイルに通電するタイミングを、まず一様磁界を各軸５ｍ秒ほど発生させ、つぎに傾斜磁界を各軸５ｍ秒発生させて、これを繰り返すと、３０ｍ秒で1回の測定が可能となり、１秒間に３３回の測定が可能となる。
また、各軸のコイルにパルスＤＣ電流を０．１ｍ秒流して順次切り替えていくとすると、０．６ｍ秒で１回の測定が可能となる。さらに各軸のコイルにＤＣ電流とＡＣ電流を重ねて流し、ＡＣ電流の値から方位を計算し、ＤＣ電流の値から傾斜磁界を測定しセンサの位置を算出してもよい。これらの工夫は本発明の計算をより効率的に行うものにすぎない。
３次元磁界発生装置のコイルの大きさについては、患者の患部の大きさや部位を考慮して、直径５０ｃｍから３ｍ程度が好ましい。一様磁界の３次元空間の広さは、直径の１０％程度である。直径１ｍならば、１０ｃｍ程度である。治療対象の患部が大きい場合、測定エリアを拡大する必要がある。このような場合、３次元磁界発生装置または患者を乗せたベッドを各軸に沿って±５ｃｍ程度で移動を可能にしておくことが好ましい。
傾斜磁界の強度は原点から５ｃｍ～１０ｃｍの位置で１Ｇ～１０Ｇ程度で、傾斜度は０．０２ｍＧ／１μｍ～０．２ｍＧ／１μｍ程度であることが好ましい。
一軸の磁界センサには、ＧＳＲセンサ素子と電子回路ＡＳＩＣとを一体にしたＧＳＲセンサを採用する。その大きさは、カテーテルなどモーションデバイスに内蔵できるサイズとする。カテーテルの場合、幅０．１ｍｍ～０．３ｍｍ、厚み０．０５ｍｍ～０．３ｍｍ、長さ０．３ｍｍ～１．５ｍｍと小型のサイズが好ましい。ＧＳＲセンサは一軸素子を設置するだけなので、感磁体である磁性ワイヤの長さを０．２ｍｍ～１．０ｍｍとすることができる。コイルピッチを２μｍ～５μｍとすると感度は４０ｍＶ／Ｇから１０００ｍＶ/Ｇへ、磁界感度の分解能を０．０５ｍＧ／ビットから１ｍＧ／ビットへと非常に高感度の磁界センサを採用することができる。
また、ＡＳＩＣはＡＤ変換後のデジタル信号を外部の演算装置に転送してそこで所定のプログラムによって方位・位置の算出を行う。
カテーテル先端部に上記ＧＳＲセンサを取り付けることによって、十分な３次元空間の広さ（直径１０ｃｍの球体）と位置・方位の分解能と精度（２０μｍ以下の空間分解能と０．２度以下の方位分解能ならびに位置誤差１００μｍ以下、方位誤差１度以下）それらの両特性を同時に兼ね備えることができる。
一様磁界と傾斜磁界を発生する３次元の磁界発生装置と一軸磁界センサを組み合わせることにより、生体内モーションデバイスの生体内位置と方位を高精度で算出することが可能となる。
ＧＳＲセンサの概略図である。 電子回路図である。 ＧＳＲセンサを内蔵するカテーテルの概略図である。 ３軸が平行四線型コイルからなる３次元磁界発生装置の構成概要図である。 １軸が平行四線型コイルからなる３次元磁界発生装置の構成概要図である。 傾斜磁界を形成するコイルと一様磁界を形成するヘルムホルツコイルからなる３次元磁界発生装置の構成概要図である。 磁気式の方位・位置測定装置の概念図である。
　本発明の実施形態は次の通りである。
本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、一様磁界と傾斜磁界を所定の３次元空間内に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に沿って磁界を発生することができる３次元磁界発生装置、磁界の強度を測定する一軸の磁界センサおよび磁界センサの３次元空間内における位置と方位を算出する演算装置からなる。
また、本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、３次元磁界発生装置はＸ軸、Ｙ軸およびＺ軸の少なくとも１つの軸は平行四線型コイルからなる。
また、本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、３次元磁界発生装置は傾斜磁界を形成するコイルと一様磁界を形成するヘルムホルツコイルの二つのタイプのコイルからなる。
また、本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、３次元磁界発生装置を用いて基準となる一様磁界を、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、その値を磁界センサで計測し、それらの３つの測定値から磁界センサの３次元空間（Ｏ－ＸＹＺ空間）内における方位ベクトルと磁界センサの各軸に対する方向余弦を求める。
次に、方位に磁界センサの方位を保持した状態で、傾斜磁界をＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、所定の位置にある磁界センサでその値を計測し、それらの３つの測定値および磁界センサの各軸に対する方向余弦から磁界センサの所定の位置を求める。
また、本発明の方位・位置測定装置は、磁界センサを使って３次元空間内における磁界分布強度を１ｍＧ以下の分解能で測定し、測定値をデジタル変換して外部の演算装置に転送し、そこで磁界センサの３次元空間内における位置を２０μｍ以下の空間分解能で測定し、１００μｍ以下の精度で、かつ３次元空間内の方位を方位分解能０．２度以下測定し、１度以下の精度で算出する。
また、本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、外部磁界を３次元磁界発生装置でキャンセルして測定開始前における３次元空間の外部磁界をゼロに維持することができる。
また、本発明の磁気式の方位・位置測定装置は、ある軸の方向余弦がゼロとなった場合、最も大きな値を持つ特定軸と方向余弦がゼロの値となった軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として所定の角度だけ発生磁界空間を回転させて、各軸に対する方向余弦の値がゼロとならないようにする。
以下、本発明の実施形態について、図１～図７を用いて説明する。
カテーテル３の先端に取り付ける磁界センサ（図１および図３）としてＧＳＲセンサ３１（１）の大きさは、幅０．１ｍｍ～０．２ｍｍ、厚み０．０５ｍｍ～０．１０ｍｍ、長さ０．４ｍｍ～１．０ｍｍである。１軸のＧＳＲ素子１１とＡＳＩＣ１２とを一体化したもので、測定値はデジタル信号に変換され２本のケーブル３２（１３）によって外部の演算装置に転送され、そこで位置と方位の値に変換される。
ＧＳＲセンサの性能は、感度は４０ｍＶ／Ｇ～１０００ｍＶ/Ｇ、標準誤差１ｍＧ以下、分解能は１６ビットで、０．０５ｍＧ／ビット～１ｍＧ／ビットである。
電子回路２は、図２に示すように、援用する特許文献４に記載の電子回路と同じ回路を採用する。磁性ワイヤに通電するパルス電流の換算周波数は０．２ＧＨｚ～４ＧＨｚ、パルス電流の強度は磁性ワイヤ表面に異方性磁界の１．５倍以上の円周方向磁界を発生させるのに必要な強度とする。
パルス通電時に発生するコイル電圧は、パルス対応型バッファー回路を介してサンプルホールド回路に送られる。コイルの巻き数Ｎｃが小さい場合には、直接サンプルホールド回路に送ることも可能である。
３次元磁界発生装置４は、図４～６に示すように、各軸方向にコイル対を配置し、おおよそ立方体形状で、その大きさは1辺５０ｃｍ～３ｍである。一様磁界が発生する空間の広さは、立方体の中心を原点にして±２．５ｃｍ～±１５ｃｍである。傾斜磁界は原点から５ｃｍ～１０ｃｍの位置で１Ｇ～１０Ｇ程度で、傾斜度は０．０５ｍＧ／１μｍ～１ｍＧ／１μｍ程度である。
　３次元磁界発生装置４は、傾斜磁界を形成するコイルには平行四線型コイルを少なくとも一軸に配置する。図４に示す３次元磁界発生装置４は、Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸の３軸全てが平行四線型コイルを配置している。Ｘ軸の１つの面（図にて手前の面）に４１ａ、４１ｂの２つのコイルを配置し、他の面（図では省略されている面）に２つのコイルを配置して平行に４本のコイルが配置されている。次に、Ｙ軸は１つの面（図にて右側の面）に４２ａ、４２ｂの２つのコイルを配置し、他の面（図では省略されている左側の面）に２つのコイルを配置して平行に４本のコイルが配置されている。そして、Ｚ軸も同様に1つの面（上面）に４３ａ、４３ｂの２つのコイルを配置し、他の面（図では省略されている下側の面）に２つのコイルを配置して平行に４本のコイルが配置されている。
Ｘ軸の面（手前の面）に配置されたコイル対は、電流をコイル４１ａとコイル４１ｂに同一方向に流した時、Ｚ軸方向の一様磁界が発生する。逆に電流を反対方向に流した時には、Ｙ軸とＺ軸の両方に同じ勾配の傾斜磁界が発生する。
　次に、図５に示す３次元磁界発生装置４は、図４におけるＸ軸コイルの一軸のみを平行四線型コイルを配置したものである。他の二軸は、通常のコイル対を、Ｙ軸コイルは手前の面に配置し、Ｚ軸コイルは上下面に配置したものである。
いずれのコイル対も、同一方向向きに電流を流すと一様磁界が発生し、反対向きに電流を流すと傾斜磁界が発生する。
　また、図６に示す３次元磁界検出装置４は、傾斜磁界を形成する平行四線型コイルの3組コイル対と一様磁界を形成するヘルムホルツコイルの３組コイル対を備えている。　一様磁界発生コイルを独立させることで、一様磁界の精度の向上を図ること、つまり一軸磁気センサの方位精度を高めることができて、センサの位置決め精度を改善することが容易となる。
磁気式の方位・位置測定装置の概念図を図７に示し、測定方法を以下に説明する。
方位・位置測定装置は、コイル５１、電源５２、制御装置５３、演算装置（Ｈｏｓｔ　ＣＰＵ）５４、表示装置５５およびＧＳＲセンサ５６から構成される。
３次元一様磁界を、制御装置５３でコイル５１Ｘ１、５１Ｙ１，５１Ｚ１に流す電流を電源５２で順次切り替えて発生させる。つぎに傾斜磁界を制御装置５３でコイル５１Ｘ２、５１Ｙ２，５１Ｚ２に流す電流を電源５２で順次切り替えて発生させる。それをＧＳＲセンサ５６で磁界を測定し、演算装置に転送し、そこでセンサの方位と位置を測定値として求める。
方位計算は、順次測定した一様磁界を発生し、一軸磁界センサで順次Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸向きの基準の一様磁界を測定して測定値ｈｘ、ｈｙ、ｈｚから、磁界センサの各軸に対する方向余弦はｈｘ=ｃｏｓθ、ｈｙ=ｃｏｓη、ｈｚ=ｃｏｓφからもとめることができる。また方位ベクトルと方向余弦から方位角度θ、η、φを求めることができる。その値から３次元空間（Ｏ－ＸＹＺ空間）内における方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）を決定する。
次に、位置計算は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸のコイルで発生した傾斜磁界を一軸磁気センサで測定し、その時の測定値　ｍＨｘ、ｍＨｙ、ｍＨｚと測定した方向余弦から、下記の連立方程式を使って求めることができる。
Ｚ軸のみ平行四線型コイルで４本の線電流をＹ軸方向に流し、残りはマックスウェルコイル対を採用した場合、次の連立方程式で求めることができる。
ｍＨｘ＝ａｘ（ｃｏｓθ・Ｘ－０．５ｃｏｓη・Ｙ－０．５ｃｏｓφ・Ｚ）
ｍＨｙ＝ａｙ（－０．５ｃｏｓθ・Ｘ＋ｃｏｓη・Ｙ－０．５ｃｏｓφ・Ｚ）
ｍＨｚ＝ａｚ（ｃｏｓθ・Ｚ＋ｃｏｓφ・Ｘ）
３対のコイルすべて平行四線型コイルを採用した場合、Ｘ軸コイルで４本の線電流がＺ軸方向、Ｙ軸コイルで４本の線電流がＸ軸方向、Ｚ軸コイルで４本の線電流がＹ軸方向とすると、次の連立方程式で求めることができる。
ｍＨｘ＝ａｘ（Ｘ・ｃｏｓη＋Ｙ・ｃｏｓθ）
ｍＨｙ＝ａｙ（Ｙ・ｃｏｓφ＋Ｚ・ｃｏｓη）
ｍＨｚ＝ａｚ（Ｚ・ｃｏｓθ＋Ｘ・ｃｏｓφ）
方位と位置の測定は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に順次各軸のコイルに通電するタイミングを、まず一様磁界を各軸５ｍ秒ほど発生させ、つぎに傾斜磁界を各軸０．００５秒（以下、５ｍ秒と記す。）発生させて、これを繰り返すと、３０ｍ秒で1回の測定が可能となり、１秒間に３３回の測定が可能となる。
また測定をより高速で行うためには、０．１ｍ秒から０．３ｍ秒幅のパルスＤＣ電流を同一方向に流して一様磁界を発生させ、続いて逆方向に電流を流して傾斜磁界を発生させ、測定を０．６ｍ秒から１．８ｍ秒の間隔で繰り返すと１秒間に５６０回から１６００回程度の測定が可能となる。
特異点の処理については、すなわち各軸の方向余弦であるｈｘ＝ｃｏｓθ、ｈｙ＝ｃｏｓη、ｈｚ＝ｃｏｓφのうちある軸の方向余弦がゼロとなった場合、３次元磁界発生装置を方向余弦がゼロの値となった軸と最も大きな値を持つ特定軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として所定の角度だけ発生磁界空間を回転させると、各軸に対する方向余弦の値がゼロとならないようにすることができて、特異点を取り除くことができる。
たとえば、Ｈｘ＝０ならＸ軸とＹ軸またはＺ軸のうち大きな方向余弦を持つ軸の両軸に垂直な軸を回転軸に１５度から３０度ほど回転させる。回転後の磁界空間座標系において、方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）と位置Ｒ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を求める。その後座標回転の式から、本来の座標系での位置と方位を求める。
地磁気、鉄製の機械装置、鉄筋の建物などから与えられる外部磁界が０．５Ｇから２Ｇ程度存在する場合、３次元磁界発生装置でそれらの外部磁界をキャンセルして、測定開始前における前記３次元空間の磁界を、０Ｇに維持することによって、磁界センサの座標系における方向ベクトル座標位置を精度よく測定することができる。
本実施形態によれば、３次元空間内における磁界分布強度を１ｍＧ（１００ｎＴ）以下の分解能で測定して、磁界センサの３次元空間内における位置を５０μｍ以下の精度で、かつ３次元空間の方位を１度以下の精度で測定することができる。
言い換えると、立方体形状の３次元磁界発生装置の原点を中心に、±５ｃｍ～±１０ｃｍの広さの空間において、方位分解能は０．０５度～０．２度、方位誤差は０．２度～１度、位置分解能は０．４μｍ～２０μｍ、位置誤差は、２０μｍ～５０μｍ以下の性能を実現することができる。
　本発明の実施例は次の通りである。
カテーテル３の先端に取り付けたＧＳＲセンサ１（３１）の大きさは、幅０．１５ｍｍ、厚み０．０７ｍｍ、長さ０．５ｍｍである。１軸のＧＳＲ素子１１とＡＳＩＣ１２とを一体化したもので、測定値はデジタル信号に変換され２本のケーブル１３によって外部の演算装置に転送され、そこで位置と方位の値に変換される。
ＧＳＲセンサの性能は、感度は５００ｍＶ／Ｇ、標準偏差σは０．１ｍＧ、分解能は１６ビットで、０．１ｍＧ／ビットである。
電子回路２は、援用する特許文献４に記載の電子回路と同じ回路を採用する（図２）。磁性ワイヤに通電するパルス電流の換算周波数は１．３ＧＨｚ、パルス電流の強度は磁性ワイヤ表面に異方性磁界の１．５倍以上の円周方向磁界を発生させるのに必要な強度とする。
パルス通電時に発生するコイル電圧は、パルス対応型バッファー回路を介してサンプルホールド回路に送られる。
３次元の磁界発生装置４は図６に示す構造で、立方体形状の大きさは一辺１．５ｍである。一様磁界が発生する空間の広さは、立方体の中心を原点にして±１０ｃｍである。傾斜磁界は原点から１０ｃｍの位置にて２Ｇ程度で、傾斜度は０．２ｍＧ／１μｍである。
一様磁界、傾斜磁界発生のための６つのコイルにそれぞれ電源を取り付ける。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に順次５ｍ秒幅のＤＣ電流を同一方向に流して、一様磁界を発生させ、続いて逆方向に電流を流して傾斜磁界を発生させ、測定を３０ｍ秒の間隔で繰り返して、１秒で３３回の測定を行う。
３次元磁界発生装置でＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の順に基準の一様磁界を発生し、一軸磁界センサで順次その磁界を測定して測定値ｈｘ、ｈｙ、ｈｚを得て、その値から方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）を決定する。ここで、ｈｘ＝ｃｏｓθ、ｈｙ＝ｃｏｓη、ｈｚ＝ｃｏｓφとなって方位角度θ、η、φを求める。
次に、位置計算は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸のコイルで発生した傾斜磁界を一軸磁気センサで測定し、その時の測定値　ｍＨｘ、ｍＨｙ、ｍＨｚと前記測定した方向余弦から、
次の連立方程式から求める。
ｍＨｘ＝ａｘ（Ｘ・ｃｏｓη＋Ｙ・ｃｏｓθ）
ｍＨｙ＝ａｙ（Ｙ・ｃｏｓφ＋Ｚ・ｃｏｓη）
ｍＨｚ＝ａｚ（Ｚ・ｃｏｓθ＋Ｘ・ｃｏｓφ）
特異点の処理については、すなわち各軸の方向余弦であるｈｘ＝ｃｏｓθ、ｈｙ＝ｃｏｓη、ｈｚ＝ｃｏｓφのうちある軸の方向余弦がゼロとなった場合、３次元磁界発生装置を方向余弦がゼロの値となった軸と最も大きな値を持つ特定軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として３０度だけ発生磁界空間を回転させると、各軸に対する方向余弦の値がゼロとならないようにすることができて、特異点を取り除くことができる。
たとえば、Ｈｘ＝０ならＸ軸とＹ軸またはＺ軸のうち大きな方向余弦を持つ軸の両軸に垂直な軸を回転軸に１５度から３０度ほど回転させる。回転後の磁界空間座標系において、方位ベクトルｎ（ｈｘ、ｈｙ、ｈｚ）と位置Ｒ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を求める。その後座標回転の式から、本来の座標系での位置と方位を求める。
地磁気、鉄製の機械装置、鉄筋の建物などから与えられる外部磁界が０．５Ｇから２Ｇ程度存在する場合、３次元磁界発生装置に所定の電流を流して、それらの外部磁界をキャンセルして、測定開始前における前記３次元空間の磁界を、０Ｇに維持することによって、磁界センサの座標系における方向ベクトル座標位置を精度よく測定することができる。
本実施例は、立方体形状の３次元磁界発生装置の原点を中心に、±７．５ｃｍの広さの空間において、方位分解能は０．２度、方位誤差は１度、位置分解能は１０μｍ、位置誤差は５０μｍ以下の性能を実現することができる。
本発明は、カテーテル、血管内視鏡など生体内モーションデバイス装置の生体内の方位・位置測定を可能にするものである。これらの高度な治療のロボット治療を可能にしてその普及に大きく貢献することが期待される。
１：ＧＳＲセンサ
１１:ＧＳＲ素子　１２：ＡＳＩＣ　１３：ケーブル
２：電子回路
２１：パルス発振器　２２：信号処理回路　２２１：ＧＳＲ素子　２３：バッファー回路　２４：サンプルホールド回路　２４１：電子スイッチ　２４２：コンデンサ　２５：増幅器　２６：ＡＤ変換器　２７：通信手段　２８：Ｈｏｓｔ　ＣＰＵ（演算装置）
３：カテーテル
３１：ＧＳＲセンサ　３２：ケーブル　３３：ＧＳＲセンサ（長いタイプ）　３４：ケーブル　
４：３次元磁界発生装置の構造
４０：原点　４１：Ｚ軸コイル手前側（Ｚ軸一様と傾斜）　４２：Ｙ軸コイル右側（Ｙ軸一様と傾斜）４３：Ｘ軸コイル上側（Ｘ軸一様と傾斜）　４４：Ｙ軸コイル（Ｙ軸一様と傾斜兼用）　４５：Ｚ軸コイル（Ｚ軸一様と傾斜兼用）　４６：ヘルムホルツコイル　４７：ヘルムホルツコイル　４８：ヘルムホルツコイル
５：３次元磁界発生装置の構成
５１：コイル　５１Ｘ１：Ｘ軸一様磁界コイル　５１Ｘ２：Ｘ軸傾斜磁界コイル　５１Ｙ１：Ｙ軸一様磁界コイル　５１Ｙ２：Ｙ軸傾斜磁界コイル　５１Ｚ１：Ｚ軸一様磁界コイル　５１Ｚ２：Ｚ軸傾斜磁界コイル　５２：電源　５３：制御装置　５４：演算装置（Ｈｏｓｔ　ＣＰＵ）　５５：表示装置　５６：ＧＳＲセンサ

Claims (13)

  1. 一様磁界と傾斜磁界を所定の3次元空間内に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に沿って各軸独立して磁界を発生することができる3次元磁界発生装置、前記磁界の強度を測定する一軸の次回センサおよび前記磁界センサの前記3次元空間内における位置と方位を算出する演算装置からなることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  2. 請求項1に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記3次元磁界発生装置を用いて基準となる一様磁界を、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、その値を前記磁界センサで計測し、それらの3つの測定値から前記磁界センサの前記3次元空間（Ｏ－ＸＹＺ空間）内における方位ベクトルと前記磁界センサの各軸に対する方向余弦を求め、次に前記方位に前記磁界センサの方位を保持した状態で、前記傾斜磁界をＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、所定の位置にある前記磁界センサでその値を計測し、それらの3つの測定値および前記磁界センサの各軸に対する方向余弦から前記磁界センサの所定の位置を求めることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  3. 請求項1又は請求項２に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記磁界センサを使って、前記３次元空間内における磁界分布強度を１ｍＧ以下の分解能で測定して、前記磁界センサの前記３次元空間内における位置を１０μｍ以下の精度で、かつ前記３次元空間の方位を１度以下の精度で測定することを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  4. 請求項１乃至請求項３に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    外部磁界を前記３次元磁界発生装置でキャンセルして測定開始前における前記３次元空間の磁界をゼロに維持することを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  5. 請求項１乃至請求項４に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    ある軸の前記方向余弦がゼロとなった場合、最も大きな値を持つ特定軸と前記方向余弦がゼロの値となった軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として所定の角度だけ発生磁界空間を回転させて、各軸に対する前記方向余弦の値がゼロとならないようにすることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  6. 請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記３次元磁界発生装置が作る前記傾斜磁界が、各軸の中心線からずれた位置の強度が軸の位置に比べて微小ずれる場合、それらのずれ量をあらかじめ測定し、その値を補正値として利用して精度の高い位置計算を行うことを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  7. 一様磁界と傾斜磁界を所定の３次元空間内に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に沿って磁界を発生することができる３次元磁界発生装置と、
    前記磁界の強度を測定する一軸の磁界センサと、
    前記磁界センサの前記３次元空間内における位置と方位を算出する演算装置からなることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  8. 請求項７に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記一軸の磁界センサは、磁性ワイヤとその周りに巻き付けた検出コイルからなる磁気検出素子と検出したコイル電圧を磁界強度に変換する信号処理回路とからなり、標準誤差１ｍＧ以下で磁界を測定する性能を有し、
    その測定値を磁界空間の外部に設置した演算装置に転送し、
    そこで前記磁界センサの前記３次元空間内における位置を空間分解能２０μｍ以下で１００μｍ以下の精度で、かつ前記３次元空間の方位を方位分解能０．２度以下で１度以下の精度で算出することを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  9. 請求項７又は請求項８に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記３次元傾斜磁界発生装置は、前記Ｘ軸、前記Ｙ軸、前記Ｚ軸の少なくとも1つの軸は平行四線型コイルからなることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  10. 請求項７乃至請求項９に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記３次元磁界発生装置は、傾斜磁界を形成するコイルと一様磁界を発生させるヘルムホルツコイルとの二つのタイプのコイルからなることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  11. 請求項７乃至請求項１０のいずれか一項に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    前記３次元磁界発生装置を用いて基準となる一様磁界を、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、その値を前記磁界センサで計測し、それらの３つの測定値から前記磁界センサの前記３次元空間（Ｏ－ＸＹＺ空間）内における方位ベクトルと前記磁界センサの各軸に対する方向余弦を求め、次に前記方位に前記磁界センサの方位を保持した状態で、前記傾斜磁界をＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と順次に発生させて、所定の位置にある前記磁界センサでその値を計測し、それらの３つの測定値および前記磁界センサの各軸に対する方向余弦から前記磁界センサの所定の位置を求めることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  12. 請求項７乃至請求項１１のいずれか一項に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    外部磁界を前記３次元磁界発生装置でキャンセルして測定開始前における前記３次元空間の外部磁界をゼロに維持することを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
  13. 請求項７乃至請求項１２のいずれか一項に記載の磁気式の方位・位置測定装置において、
    ある軸の前記方向余弦がゼロとなった場合、最も大きな値を持つ特定軸と前記方向余弦がゼロの値となった軸とが作る面に対して垂直である残りの軸を回転軸として所定の角度だけ発生磁界空間を回転させて、各軸に対する前記方向余弦の値がゼロとならないようにすることを特徴とする磁気式の方位・位置測定装置。
PCT/JP2018/019393 2017-06-21 2018-05-18 磁気式の方位・位置測定装置 WO2018235481A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP18821399.5A EP3644018B1 (en) 2017-06-21 2018-05-18 Magnetic orientation and position measurement device
CN201880041416.4A CN110869707B (zh) 2017-06-21 2018-05-18 磁式方位·位置测量装置
US16/718,192 US11112229B2 (en) 2017-06-21 2019-12-18 Magnetic type azimuth/position measurement device

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017-121780 2017-06-21
JP2017121780 2017-06-21
JP2017172549A JP6256962B1 (ja) 2017-06-21 2017-09-07 磁気式の方位・位置測定装置
JP2017-172549 2017-09-07

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US16/718,192 Continuation US11112229B2 (en) 2017-06-21 2019-12-18 Magnetic type azimuth/position measurement device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018235481A1 true WO2018235481A1 (ja) 2018-12-27

Family

ID=60940200

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2018/019393 WO2018235481A1 (ja) 2017-06-21 2018-05-18 磁気式の方位・位置測定装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11112229B2 (ja)
EP (1) EP3644018B1 (ja)
JP (1) JP6256962B1 (ja)
CN (1) CN110869707B (ja)
WO (1) WO2018235481A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2020183878A (ja) * 2019-04-30 2020-11-12 マグネデザイン株式会社 高速高感度磁気センサ

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6240994B1 (ja) * 2016-12-15 2017-12-06 朝日インテック株式会社 ３次元磁界検出素子および３次元磁界検出装置
JP7262886B2 (ja) * 2017-07-21 2023-04-24 朝日インテック株式会社 超小型高感度磁気センサ
JP6506466B1 (ja) * 2018-06-05 2019-04-24 マグネデザイン株式会社 超高感度マイクロ磁気センサ
EP3809987B1 (en) * 2018-06-21 2024-02-21 California Institute of Technology Surgical alignment by magnetic field gradient localization
JP6924443B2 (ja) * 2018-06-28 2021-08-25 マグネデザイン株式会社 ３次元磁界検出装置
JP6865969B2 (ja) * 2018-12-21 2021-04-28 電子磁気工業株式会社 コイル構造体、三次元磁界発生装置、および、方位・位置測定装置
JP7263065B2 (ja) * 2019-03-13 2023-04-24 株式会社東芝 センサチップ
CN111580536B (zh) * 2020-05-22 2023-04-07 三峡大学 基于磁场感应控制的输电线路巡线无人机
CN114200360B (zh) * 2021-11-10 2023-08-15 北京自动化控制设备研究所 三维线圈磁场均匀性测试方法及系统

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5839527B2 (ja) 1977-04-20 1983-08-30 東京光学機械株式会社 離隔式検眼装置
JPH09503410A (ja) * 1993-10-06 1997-04-08 バイオセンス，インコーポレイテッド 位置および配向の磁気測定
JP2000292111A (ja) * 1999-04-01 2000-10-20 Japan Science & Technology Corp 姿勢位置測定装置及び測定方法
JP2003117004A (ja) 2001-10-15 2003-04-22 Uchihashi Estec Co Ltd 生体組織内への医療用挿入具の先端位置及び先端方向検出装置並びにその検出方法
JP2010179116A (ja) 2002-07-16 2010-08-19 Magnetecs Inc カテーテル誘導制御および映像化を行うための装置
JP2015134166A (ja) 2014-01-17 2015-07-27 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． カテーテル編組ワイヤを使用する信号伝送

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63125245A (ja) 1986-11-14 1988-05-28 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置
JPS63216552A (ja) 1987-03-06 1988-09-08 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US5913820A (en) * 1992-08-14 1999-06-22 British Telecommunications Public Limited Company Position location system
US5729129A (en) * 1995-06-07 1998-03-17 Biosense, Inc. Magnetic location system with feedback adjustment of magnetic field generator
US5592939A (en) * 1995-06-14 1997-01-14 Martinelli; Michael A. Method and system for navigating a catheter probe
CN1098763C (zh) * 1995-07-25 2003-01-15 旭化成株式会社 合成树脂的成型方法
US6288785B1 (en) 1999-10-28 2001-09-11 Northern Digital, Inc. System for determining spatial position and/or orientation of one or more objects
US6484118B1 (en) * 2000-07-20 2002-11-19 Biosense, Inc. Electromagnetic position single axis system
JP2002094280A (ja) 2000-09-18 2002-03-29 Magbang Kk アクティブシールド装置
JP3884243B2 (ja) 2001-06-21 2007-02-21 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 外部磁界測定方法、静磁界補正方法、外部磁界測定装置およびｍｒｉ装置
CN101316545B (zh) * 2005-12-02 2010-11-10 奥林巴斯株式会社 医疗装置的位置检测系统、医疗装置引导系统
JP2008032815A (ja) 2006-07-26 2008-02-14 Canon Inc 定着装置
CN100450729C (zh) * 2006-10-17 2009-01-14 华南理工大学 外磁场控制微机器人运动及位姿系统及其控制方法与应用
EP2110639A4 (en) 2007-02-09 2015-12-02 Asahi Kasei Emd Corp SYSTEM FOR IDENTIFYING ROOM INFORMATION, PROOF METHOD AND DEVICE FOR DETECTING ROOM INFORMATION
WO2011013429A1 (ja) * 2009-07-27 2011-02-03 住友精密工業株式会社 圧電体膜を用いた振動ジャイロ
US10918307B2 (en) * 2011-09-13 2021-02-16 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Catheter navigation using impedance and magnetic field measurements
US20130172730A1 (en) * 2011-12-29 2013-07-04 Amit Cohen Motion-Compensated Image Fusion
JP5807960B2 (ja) 2012-02-28 2015-11-10 国立研究開発法人産業技術総合研究所 磁場発生装置および磁気分光測定装置
US8818486B2 (en) * 2012-07-12 2014-08-26 Biosense Webster (Israel) Ltd. Position and orientation algorithm for a single axis sensor
US10271810B2 (en) * 2013-04-02 2019-04-30 St. Jude Medical International Holding S.à r. l. Enhanced compensation of motion in a moving organ using processed reference sensor data
JP5839527B1 (ja) * 2015-02-16 2016-01-06 マグネデザイン株式会社 超高感度マイクロ磁気センサ

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5839527B2 (ja) 1977-04-20 1983-08-30 東京光学機械株式会社 離隔式検眼装置
JPH09503410A (ja) * 1993-10-06 1997-04-08 バイオセンス，インコーポレイテッド 位置および配向の磁気測定
JP2000292111A (ja) * 1999-04-01 2000-10-20 Japan Science & Technology Corp 姿勢位置測定装置及び測定方法
JP2003117004A (ja) 2001-10-15 2003-04-22 Uchihashi Estec Co Ltd 生体組織内への医療用挿入具の先端位置及び先端方向検出装置並びにその検出方法
JP2010179116A (ja) 2002-07-16 2010-08-19 Magnetecs Inc カテーテル誘導制御および映像化を行うための装置
JP2015134166A (ja) 2014-01-17 2015-07-27 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． カテーテル編組ワイヤを使用する信号伝送

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3644018A4

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2020183878A (ja) * 2019-04-30 2020-11-12 マグネデザイン株式会社 高速高感度磁気センサ

Also Published As

Publication number Publication date
EP3644018A4 (en) 2021-03-24
US20200124396A1 (en) 2020-04-23
CN110869707B (zh) 2022-02-25
EP3644018A1 (en) 2020-04-29
US11112229B2 (en) 2021-09-07
JP2019007936A (ja) 2019-01-17
CN110869707A (zh) 2020-03-06
JP6256962B1 (ja) 2018-01-10
EP3644018B1 (en) 2022-09-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018235481A1 (ja) 磁気式の方位・位置測定装置
Hu et al. A cubic 3-axis magnetic sensor array for wirelessly tracking magnet position and orientation
US8232798B2 (en) Magnetic tracking system for an imaging system
JP2579570B2 (ja) プローブシステム
US9024624B2 (en) Multi-field magnetic tracking
US20050093544A1 (en) System for contactless moving or holding magnetic body in working space using magnet coil
FI83266B (fi) Foerfarande och anordning foer lokalisering av elektroder faestade vid kroppen av en maenniska, i synnerhet huvudet.
Wang et al. A localization method using 3-axis magnetoresistive sensors for tracking of capsule endoscope
JP2008068087A (ja) 髄内釘内にロックねじを遠位に導く方法および装置
CN112351733B (zh) 用于确定远程物体的位置和方向的便携式系统和方法
JP2016002445A (ja) 手術器具位置姿勢計測装置
Wu et al. Voice coil navigation sensor for flexible silicone intubation
JP6865969B2 (ja) コイル構造体、三次元磁界発生装置、および、方位・位置測定装置
Guo et al. A position telemetric method for implantable microcapsules in the gastrointestinal tract
Zeng et al. An analytic algorithm based position and orientation detection using a tri-axial magnetoresistive sensor
JP7141668B1 (ja) ハンドピース先端部の位置・方位検出装置、ハンドピース誘導システムおよびハンドピース誘導アシストシステム
JP2013145193A (ja) 磁界測定装置とその３軸磁界センサを位置決めする方法
WO2023079081A1 (en) Improvements in and relating to magnetic field nulling
JP2550955B2 (ja) 磁気測定器
CN117570826A (zh) 一种电磁定位方法和系统
CN117338421A (zh) 有线交变电磁定位系统及其定位方法
JP2846063B2 (ja) 磁界測定方法
JP2010162210A (ja) 磁場測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18821399

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2018821399

Country of ref document: EP

Effective date: 20200121