(57)【要約】【課題】  横方向の内径が約２ｍｍ以下のカテーテルのような、プローブの位置と方向を追跡するための電磁場を検出する装置を提供する。【解決手段】  一点で電磁場を検出する装置であって、少なくとも四つの検出要素を含み、そのうち少なくとも二つの検出要素は、その点から外れて位置して構成される。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも四つの検出要素を備え、前記検出要素のうちの少なくとも二つは、点に対して偏心して配設されていることを特徴とする、前記点で電磁場を検出する装置。
【請求項２】
前記検出要素がコイルを含むことを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
偏心して配設された少なくとも二つの前記検出要素のうち、少なくとも一つの対は前記点に対して対称に配設されており、前記少なくとも一つの対のそれぞれが電磁場の別の成分を検出することを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記対の前記検出要素はコイルであることを特徴とする、請求項３に記載の装置。
【請求項５】
前記対それぞれに対し、前記コイルは平行であることを特徴とする、請求項４に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、カテーテルのような医療用プローブが患者の体内を移動する際に、それを追跡する電磁追跡装置に関し、さらに詳しくは、電磁場を検出する装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
移動する物体に電磁放射線を発する発信器を装備し、受信器を基準固定枠の周知の固定位置に載置し、物体の連続的に変化する位置や方向を、発信器が発信し、受信器が受け取る信号から推測することによって、基準となる固定枠に対して移動する物体の位置や方向を追跡する方法はすでに知られている。同様に、相互作用の原理により、移動する物体に受信器を装備し、送信器を基準の固定枠内の周知の固定位置に載置する。一般的に、送信器には、三つの直交する磁気双極子送信アンテナを有しており、受信器は、三つの直交する磁気双極子受信センサを有し、物体は、固定装置（送信器または受信器）に適度に接近しており、信号の周波数は、充分に低く、信号は近接場信号である。また、一般的に使用される装置は、閉ループ装置、すなわち、受信器が発信器に直結されており、明示的に同期をとっている。この分野の代表的な従来の特許は、エグリ氏他（Egli et al.）に付与された米国特許第４，２８７，８０９号（特許文献１）および米国特許第４，３９４，８３１号（特許文献２）、ジョーンズ(Jones)氏に付与された米国特許第４，７３７，７９４号（特許文献３）、クイパーズ(Kuipers)氏に付与された米国特許第４，７４２，３５６号（特許文献４）、ブラッド(Blood)氏に付与された米国特許第４，８４９，６９２号（特許文献５）、およびエルハー(Elhardt)氏に付与された米国特許第５，３４７，２８９号（特許文献６）などがある。従来の特許のうちのいくつか、特にジョーンズ氏の特許では、磁気双極子送信器の磁気双極子受信器に対する位置と方向を演算する非反復アルゴリズムを提案している。
【０００３】
これら装置の重要な変形例については、ブラッド氏に付与された米国特許第５，６００，３３０号（特許文献７）に記載されている。ブラッド氏の装置では、送信器を固定した基準枠に固定し、受信器を移動する物体に取り付ける。ブラッド氏の送信アンテナは空間的に延長するので、点源として処理することができない。また、ブラッド氏は、送信器に対する受信器の方向のみ（位置は含まれない）を非反復的に算出できるアルゴリズムを提案している。
【０００４】
ブラッド氏の装置と類似した装置は、医療患者の体内を移動するということから、カテーテルや内視鏡のようなプローブを追跡するのに有用である。この適用方法では、十分な力を有する送信アンテナは、プローブの限られた大きさの中には適合しないことから、受信器がプローブの内部に位置するとともに送信器が患者の外部に位置するということが特に重要である。このタイプの装置の代表的な従来技術が、本書であらゆる目的のために参照として引用している医療診断、処置、および結像装置“Medical Diagnosis, Treatment and Imaging System”題したＰＣＴのＷＯ９６／０５７６８（特許文献８）に記載されている。このような装置の医療分野への適用方法には、心筋血管再生術、バルーンカテーテル術、ステント植え込み術、心電図、および神経刺激電極の脳への挿入などがある。
【０００５】
恐らく、この追跡法のうち、最も重要な適用方法は、アッカー（Acker）氏がＰＣＴ公開Ｎｏ．ＷＯ９５／０９５６２（特許文献９）に関連して米国特許第５，７２９，１２９号（特許文献１０）に記載した体内誘導である。ＣＴやＭＲＩ画像のような患者の三次元画像を得ることができる。この画像には、患者の表面上の、あらかじめ決められた基準点の基準マーカーが含まれる。プローブの受信器に類似した補助受信器を基準点に載置する。補助受信器が受信した信号を使って、画像を基準の送信器フレームに対して位置決めし、画像の一片に重ねてプローブを表すアイコンを画像に対して正しい位置および方向に表示できるようにする。こうして医師は、患者の器官に対するプローブの位置および方向を見ることができるのである。
【０００６】
ＷＯ９６／０５７６８は、プローブの内側寸法が小さいという、この装置に課せられたもう一つの制限を説明している。従来の装置のほとんど、例えば、エグリ氏他の装置の場合、受信器のセンサは、フェライトコアに巻かれた同心の直交する三つのコイルである。このコイルは、その中心が一致するという意味から同軸である。こうした十分な感度を有する受信器は、医療用プローブの内部には適さない。したがって、ＷＯ９６／０５７６８は、共直線、すなわち三つの直交するコイルをその中心をプローブの軸に沿って位置させてＷＯ９６／０５７６８の図３に示すように互いに前後に位置している。これにより、位置および方向の測定の正確性が低下する。なぜなら、三つの独立した磁場成分を空間の同じ点で検出するのではなく、この受信器は、三つの独立した磁場成分を、空間の中の、近接した三つの異なる点で検出するからである。
【０００７】
ＷＯ９６／０５７６８に記載された装置のカテーテルの小さい内部寸法に対応するためのさらに大きな譲歩は、従来のフェライトコアではなく、空心に巻かれたコイルを使用していることである。フェライトコアに巻かれた共直線コイルの相互連結の強さと、空間の中の三つの異なる点における三つの独立した磁場成分を測定することにより、これらの測定値がかなり歪曲し、一点で測定した値とは致命的に異なるという結果を招く。
【０００８】
ＷＯ９６／０５７６８の装置のもう一つの欠点は、送信器のアンテナの形状である。これらは、好ましくは三角形に配置した、三つの重ならない平坦な共面コイルである。これらのコイルのうちの一つが送信する磁場の強さは、コイルからの距離の相反立方体に相当し、受信器は、通常、強さが大きく異なる磁場を検出するため、測定の位置と方向の正確性がさらに低下する。アッカー氏は、受信器から遠く離れた送信コイルに送信される力を自動的に増強することによってこの問題を解決している。また、アッカー氏他に付与された米国特許第５，７５２，５１３号（特許文献１１）では、共面送信コイルを重ねることによってこの問題を解決している。
【０００９】
アッカー氏他は、時間多重化ＤＣ信号を送信する。この時間多重化により、測定の速度が低下する。ＷＯ９６／０５７６８で教示しているように周波数を多重化することでこの問題は克服できるが、送信コイルが非ゼロ送信周波数の相互インダクタンスで連結され、送信される磁場の形状が１個のコイルによる単純な形状でなく、いくつか連結したコイルに伴うさらに複雑な形状となってしまうという新しい問題が生じる。これにより、送信コイルに対する受信器の位置と方向の計算が複雑となり、速度が低下する。相互インダクションの修正“Mutual Induction Correction”と題したＰＣＴ公開ＷＯ９７／３６１４３（特許文献１２）では、各送信コイルにおいて他の送信コイルが生成した磁場を打ち消す逆磁場を生成することによってこの問題を解決している。
【００１０】
受信器の位置と方向の算出速度が低下するもう一つの原因は、空間的に延在する送信器が必要とする計算の反復性である。上記の如く、ブラッド氏は、受信器の位置を反復的に計算している。ＤＣの場合でも、アッカー氏他は、受信器の位置と方向を反復的に計算している。
【００１１】
【特許文献１】米国特許第４，２８７，８０９号
【特許文献２】米国特許第４，３９４，８３１号
【特許文献３】米国特許第４，７３７，７９４号
【特許文献４】米国特許第４，７４２，３５６号
【特許文献５】米国特許第４，８４９，６９２号
【特許文献６】米国特許第５，３４７，２８９号
【特許文献７】米国特許第５，６００，３３０号
【特許文献８】ＰＣＴ国際公開公報ＷＯ９６／０５７６８
【特許文献９】ＰＣＴ国際公開公報ＷＯ９５／０９５６２
【特許文献１０】米国特許第５，７２９，１２９号
【特許文献１１】米国特許第５，７５２，５１３号
【特許文献１２】ＰＣＴ国際公開公報ＷＯ９７／３６１４３
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
よって、患者の体内の医療用プローブを追跡するより高速で、より正確な方法の必要性が広く認識されているとともに、その方法を確立することが非常に有益である。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明によると、一点で電磁場を検出する装置であって、少なくとも四つの検出要素を含み、そのうち少なくとも二つの検出要素は、その点から外れて位置していることを特徴とする装置を提供している。特に、本発明は、患者の体内にあるカテーテルや内視鏡
のような医療法プローブの動きを追跡するのに使用できるものである。
【００１４】
それぞれの受信センサは、プローブ内部の基準点に対して対称的に位置する二つのセンサ要素を含んでいる。すべてのセンサ要素の対は、同じ基準点を共有しているので、測定する磁場成分は、従来の装置のようにプローブの横方向の内寸が限られているにもかかわらず、三つの異なる点で測定するのではなく、一つの基準点の磁場成分値を表している。基準点に対してセンサ要素を対称的に配設したことにより、測定する磁場成分は、個々の検出要素が基準点に中心を有していないにもかかわらず、基準点の磁場成分を表す。この、基準点に中心を合わせていない状態を、ここでは、基準点に対して偏心した配設と呼ぶ。
【００１５】
受信器の一つの好ましい実施形態では、センサ要素がヘリカルコイルである。各センサの内部では、コイルが互いに平行に、直列に接続されている。従来の受信器の場合のように、コイルは、センサ内でプローブの軸線上に中心を合わせて配置されている。異なるセンサのコイルが確実に互いに垂直となるよう、プローブの機枠には、互いに垂直な、直径方向に対向する対の穴を形成してあり、軸線がプローブの軸線に垂直であるコイルが、両端がそれぞれのコイルの端部を超えて延在するコアの周りに巻きつけられており、コアの両端がそれぞれの穴に取り付けてある。
【００１６】
受信器の、三つのセンサを有するもう一つの実施形態では、センサ要素がプローブの円筒形の内面形状に合わせて曲げた平坦な四角いコイルである。三つのセンサのセンサ要素は、円筒形表面の円周に沿って配置されている。この、第１の好ましい実施形態よりさらに好ましい実施形態の利点は、この好ましい実施形態はプローブの中に他の医療装置を挿入できる空間を残すことができるという点である。
【００１７】
上記のように、いかなるセンサでも、コイルは、直列に接続されている。この接続は接地されている。各コイルの他方の端部は撚った対のワイヤのうち一方によって、差動増幅器の別の入力端子に接続されている。
【００１８】
受信器を内蔵した心臓カテーテルの好ましい実施形態において、カテーテルは、外側スリーブ内に摺動可能に取り付けた内側スリーブを有する。センサのうちの一つは、内側スリーブの内部に、カテーテルの先端に向かって取り付けた二つのコイルを含む。内側スリーブの先端は、可撓性ストリップによって外側スリーブの先端に接続されている。他のセンサは、それぞれ、内側スリーブの側面に位置する対の可撓性ストリップの対向する横方向の縁部に取り付けられた二つのコイルを有し、内側スリーブは対になった二つの部材の間を延在している。内側スリーブが外側スリーブに対して延長位置にあるとき、可撓性ストリップは、内側スリーブに対して平坦な状態となり、カテーテルを患者の血管を介して患者の心臓に向けて操作することができるようになる。カテーテルの端部を心臓の目標の箇所まで導入したら、内側スリーブを外側スリーブより後退した位置まで引き出すと、対の可撓性ストリップが、基準点と同心の円を形成する。また、可撓性ストリップの外側を向いた表面、そして任意で内側スリーブの先端には、心臓の電気生理学的写像を行うための電極も取り付けてある。あるいは、内側スリーブの先端に取り付けた電極は、例えば心室の心拍急速時の治療の場合の心臓組織切除に使用することもできる。
【００１９】
心臓カテーテルのもう一つの好ましい実施形態では、内側および外側スリーブの先端を接続する膨張可能なバルーンを有する。外側センサのコイルは、バルーンの外側表面上に取り付ける。内側スリーブが外側スリーブより延長された位置にあるとき、バルーンは、内側スリーブに平坦にぴったりと接触した状態であり、カテーテルを患者の血管を介して患者の心臓に向けて操作することができる。カテーテルの端部を心臓の目的の箇所まで導入したら、内側のスリーブを外側スリーブより後退した位置まで引き出し、バルーンを基準点と同心の球形に膨張させる。
【００２０】
受信器の主要な適用方法は、外部で生成された電磁放射線を受信することによってプローブを追跡することであるが、この範囲には、外部で生成されたベクトル力場、例えば時変等方性弾性場の受信に基づいた同様の追跡も含まれる。
【００２１】
受信器の送信器に対する位置と方向を推測するためのアルゴリズムは、同時出願中のイスラエル特許出願第１２２５７８号に説明しているアルゴリズムと類似している。受信器が受信した信号は、３ｘ３の行列Ｍに変換される。Ｍの列は、送信した磁場の振幅の一次結合に相当する。Ｍの行は、受信器のセンサに相当する。回転的に不変である３ｘ３の位置行列Ｗと３ｘ３の回転行列Ｔは、行列Ｍから非反復的に推測できる。送信アンテナに対する受信器の方向を表すオイラー角は、Ｔの要素から非反復的に算出され、受信器の送信アンテナに対する直交座標は、Ｗの要素から算出される。受信器の一連の位置と方向で受信器センサが受信した信号を明示的に測定するか、もしくはこれらの信号を受信器の一連の位置と方向で理論的予測することによる装置の予備較正を使用してオイラー角と直交座標の非反復的計算で使用する多項係数を求める。本質的には、反復計算にかかる時間が初期較正にかかる時間として使用されるのである。このアルゴリズムがＩＬ１２２５７８と比較して簡素化されているのは、この装置は、閉ループ装置であるということによるものである。
【００２２】
送信アンテナの好ましい形態は、平坦で実質的に共平面のコイルの組を少なくとも部分的に重ねたものである。アッカー氏他の好ましい配置とは異なり、各コイルが少なくとも他の一つのコイルに重なっていれば、すべてのコイルがすべての他のコイルに重なっている必要はない。本発明の送信アンテナの最も好ましい形態は、三つのアンテナから構成されるものである。そのうちの二つのアンテナは、隣接し、外周を形成している。第３のアンテナは、部分的に外周に追従しており、また、第１の二つのアンテナと部分的に重なっている。Ｍの第１の列の要素は、第１の二つのアンテナに帰属する場の振幅の合計である。Ｍの第２の列の要素は、第１の二つのアンテナに帰属する場の振幅の差である。またＭの第３の列の要素は、第３のアンテナに帰属する場の振幅と最初の二つのアンテナの一部に重なっているが第３のアンテナとは重ならない、第４のアンテナに帰属する場の振幅との間の差に相当するとともに、三つのアンテナすべてに帰属する場の振幅の一次結合である。
【００２３】
さまざまなアンテナが送信する信号は、異なった、そして独立したスペクトルを有する。ここで使用する“スペクトル”という用語は、送信した信号の振幅と位相の両方を周波数の関数として含む。従って、例えば、一つのアンテナがｃｏｓωｔに比例する信号を送信し、もう一つのアンテナがｓｉｎωｔに比例する信号を送信する場合には、その振幅のスペクトルがともにδ（ω）に比例しても、二つの信号は、その位相が異なるため、独立した周波数スペクトルを有しているといわれている。ここで使用する用語“独立したスペクトル”とは、あるスペクトルが他のスペクトルに比例していないということを意味する。したがって、例えば、一つのアンテナがｃｏｓωｔに相当する信号を送信し、もう一つのアンテナが２ｃｏｓωｔに相当する信号を送信する場合には、二つの信号のスペクトルは独立していないことになる。位相のみが異なり、周波数は同じである独立した送信信号も含まれるが、下に示す例では、周波数の内容が異なる独立した送信信号に限って説明している。
【００２４】
送信アンテナを減結合し、それぞれのアンテナに他のアンテナが送信する周波数と異なる単一の周波数でのみ送信させる、あるいは、二つのアンテナに単一の周波数で、ただし二つの信号の間をあらかじめ決められた位相関係に保ちながら送信させる、本発明が採用している方法とは、それぞれのアンテナを、他のアンテナが送信した場に対して開回路であるように見せる回路でアンテナを励振することである。そのため、本発明の励振回路には、コンデンサや抵抗器のような受動素子しか含まない従来の励振回路とは異なり、差動増幅器のような能動回路素子を含む。痘励振回路は、アンテナに望ましい送信スペクトルの電流を印加する回路のことで、例えば、他のスペクトルを有する他のアンテナによる送信を検出して補償電流を生成する機能を有する、ＷＯ９７／３６１４３に記載のような回路とは異なる。
【００２５】
体内誘導に関し、患者の撮像と表示を同時に行い、患者の体内のプローブの表示を、患者に対して位置させ、方向付けたプローブと同様に画像に対して位置させ、方向付けた状態でその上に重ねて表示することを含む。これは、結像装置を送信器の基準のフレームに対して二つのうち一方に位置決めおよび方向付けすることによって達成できる。いずれかの送信アンテナが結像装置に堅固に取り付けられているか、もしくは第２の受信器が結像装置に堅固に取り付けられており、結像装置の送信器に対する位置と方向は、送信器に対するプローブの位置と方向を判定するのと同様に判定する。これにより、基準点と基準マーカーの必要がなくなる。二次元および三次元画像が含まれ、さらに、ＣＴ、ＭＲＩ、超音波やＸ線透視などのような結像様態も含まれる。特に適した医療用途には、経食道心エコー、血管内超音波および心臓内超音波がある。体内誘導に関し、ここで使用する“画像”という用語は、患者の体内の画像であり、患者の外観の画像ではない。
【００２６】
ある環境では、画像を見ながらプローブを患者の体内で誘導する前に撮像を行ったとしても、体内を容易に誘導できる。第３の受信器を、医療処置を施す患者の手足に堅固に固定する。撮像している間、第３の受信器の結像装置に対する位置と方向は、上記のように判定する。これにより、手足の画像に対する位置と方向が判定できる。その後、プローブが手足を通って移動している間、手足に対するプローブの位置と方向は、上記の第２の方法を使って判定し、結像と誘導を同時に行っている間、プローブを結像装置に対して位置付け、方向付ける。手足に対するプローブの位置と方向と、画像に対する手足の方向と位置がわかれば、画像に対するプローブの位置と方向を推定するのは容易なことである。
【００２７】
使用されている多くの結像装置は、導電性の表面を有する。このような結像装置の一つの重要な例として、蛍光透視鏡があり、そのイメージ増倍管は、前面が導電性表面となっている。結像装置は、送信アンテナが送信した電磁波によって導電性表面にうず電流が引き起こされた結果、導電性表面近傍の電磁場のゆがみを抑制する磁気透過性の補償器を備えている。
【００２８】
受信器のような装置をカテーテルに後で取り付けて、患者の体腔の検査または治療用のプローブを改善するという方法も含まれる。テザーにより、装置とカテーテルが、患者の中に挿入されている間の装置とカテーテルの間の機械接続を緩和させることができる。装置とカテーテルが目的の体腔に到達したら、テザーを後退させて、装置をカテーテル上のポケットの中に引っ張る。すると、ポケットが、カテーテルに対して固定した位置および方向に装置を保持する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
本発明は、固定基準枠に対する物体の位置および方向を追跡する装置および方法に関するものである。特に、本発明は、患者の体内にあるカテーテルや内視鏡のような医療法プローブの動きを追跡するのに使用できるものであり、カテーテルのような医療用プローブが患者の体内を移動する際に、それを追跡する電磁追跡装置に関し、さらに詳しくは、電磁場を検出する装置に関するものである。
【００３０】
本発明による遠隔追跡の原理と操作は、図面とそれに付随する説明によりより明らかとなろう。
【００３１】
図面に基づいて説明する。図１は、本発明の装置を一般的に表した図である。プローブ１０の中には、受信器１４が堅固に取り付けられている。受信器１４は、三つの磁場成分センサ１６，１８、および２０を含み、それぞれが、電磁場の異なる成分を検出する。センサ１６は、二つのセンサ要素１６ａおよび１６ｂを含む。また、センサ１８は、二つのセンサ要素１８ａおよび１８ｂを含む。センサ２０は、二つのセンサ要素２０ａおよび２０ｂを含む。一般的にセンサ要素は、コイルであり、検出する成分は、独立した磁場成分である。センサ要素１６ａおよび１６ｂは、共通の基準点２２の両側に等距離に位置している。同様に、センサ要素１８ａおよび１８ｂは、点２２の両側に等距離に位置しており、センサ要素２０ａおよび２０ｂも点２２の両側に等距離に位置している。例に示したように、センサ１６、１８、および２０は、プローブ１０の長手の軸１２に沿って直線状に並んでいるが、下で説明するように他の形状も可能である。
【００３２】
図１の装置には、電磁放射線の送信器２４も含まれる。送信器２４には、励振回路３２に接続した三つの実質的に共平面に並んだ矩形のループアンテナ２６，２８,および３０が含まれる。ループアンテナ２６および２８は、隣接しており、ループアンテナ３０が部分的に重なっている。励振回路３２は、適当な信号発生器と各ループアンテナ２６，２８および３０を異なる周波数で励振するための増幅器を備えている。送信器２４が生成する電磁波を受信器１４が受信する。これらの電磁波に対応する送信器１４からの信号が、適当な増幅器とＡＤ変換機を含む受信回路３４に送信される。受信回路３４および励振回路３２は、一般的に適当なプログラム化されたパーソナルコンピュータである制御処理装置３６によって制御される。制御処理装置３６は、励振回路３２に送信信号を生成させ、受信回路３４に受信信号を受信させる。また、制御処理装置３６は、後に説明するアルゴリズムを実行して、プローブ１０の位置と方向を推測する。図１の装置は、閉ループ装置であり、受信器１４からの信号の受信が送信器２４による電磁波の送信と同期をとっていることがわかろう。
【００３３】
図２は、受信器１４の特殊な、僅かに変形した実施例を示している。図２Ａは、受信器１４をその機枠１１に取り付けた状態のプローブ１０の一部切り欠き斜視図である。図２Ｂは、受信器１４の回路図である。この実施例では、センサ要素１６ａ，１６ｂ，１８ａ，および１８ｂがフェライトコア７０に巻き付けた導線のコイルである。コイル１６ａおよび１６ｂは、互いに平行である。コイル１８ａおよび１８ｂは、互いに平行であるとともにコイル１６ａおよび１６ｂに垂直である。コイル１６ａ，１６ｂ，１８ａ，および１８ｂは、すべて軸１２に垂直である。二つのセンサ要素２０ａおよび２０ｂを有するセンサ２０の代わりに、図２の実施形態は、フェライトコア７０に巻きつけた導線からなる単一のコイル２０′を有する。コイル２０′は、軸１２に並行であり、よって、コイル１６ａ，１６ｂ，１８ａ，１８ｂに垂直である。コイル２０′は、基準点２２に中心を有する。センサ１６，１８および２０′は、撚った対のワイヤ３８によって受信回路３４に接続されている。図２Ｂの回路図に示すように、コイル１６ａおよび１６ｂは直列に接続されており、コイル１８ａおよび１８ｂは、直列に接続されている。
【００３４】
図２のセンサ１６,１８および２０′は、すべて同じ基準点２２で磁場成分を測定するので、プローブ１０がカテーテルの場合は、プローブ１０の横方向の内径７２は一般的に２ｍｍ未満と小さいが、コイル１６ａ，１６ｂ，１８ａ，１８ｂおよび２０′を、受信信号に過度の歪みを引き起こすことなく、ＷＯ９６／０５７６８の空心の代わりにフェライトコア７０に巻くことができる。
【００３５】
対のワイヤ３８は、その対のワイヤ３８と環境との間の電磁結合を抑制するため、特に、対のワイヤ３８と送信器２４の間の電磁結合を抑制するために撚ってある。
【００３６】
コイル１６ａおよび１６ｂは、その内側リードによって直列に接続されている。コイル１６ａの外側リードは、撚った対のワイヤ３８のうちの一方のワイヤ３８によって受信回路３４の差動増幅器の正の入力端子に接続されている。コイル１６ｂの外側リードは、撚った対のワイヤ３８のうちの他方のワイヤによって差動増幅器の負の入力端子に接続されている。また、内側リードは、ワイヤによってアースに接続されている。なお、この説明はセンサ１６を基準として示したものであるが、同じ機能がセンサ１８にも準用される。
【００３７】
図１５は、プローブ１０と受信器１４の好ましい実施形態の部分分解斜視図である。機枠１１は、実質的に、内部に二つの凹部５１１および５１３が切り込まれた円筒形である。各凹部５１１または５１３は、一対の直径方向に対向する穴を含み、穴５１０，５１２は、凹部５１１の境界に位置し、穴５１４,５１６は、凹部５１３の境界に位置している。矢印５３０および５３２は、機枠１１の内部およびそこに沿った位置を説明するため、円筒形の座標系の三つの成分の内の二つを示すものである。矢印５３０は、長手の方向を示している。矢印５３２は、方位角方向を示している。対の穴５１０、５１２は、対の穴５１４，５１６から長手方向および方位角方向にずれている。
【００３８】
コイル１６ａは、コア７０ａの周りに巻きついた導電性ワイヤのコイルである。コア７０ａは、穴５１４および５１６に取り付ける。すなわち、コア７０ａのコイル１６ａを超えて延在する端部５１８は、穴５１４に取り付けてあり、適当な糊によって定位置に堅固に固定されており、コア７０ａのコイル１６ａを超えて反対方向に延在する端部５２０は、穴５１６に取り付けられており、適当な糊によって定位置に堅固に固定されている。同様に、コイル１８ａは、コア７０ｂの周りに巻きつけた導電性ワイヤのコイルである。コア７０ｂは、穴５１０および５１２に取り付けてある。すなわち、コイル１８ａを超えて延在するコア７０ｂの端部５２２が穴５１０に取り付けてあるとともに適当な糊によって穴５１０の定位置に堅固に固定されており、コイル１８ａを超えて反対側に延在するコア７０ｂの端部５２４は、穴５１２に取り付けてあるとともに適当な糊によって定位置に堅固に固定されている。
【００３９】
また、図１５は、対の穴５１０，５１２からの対の穴５１４，５１６の好ましい方位角分離を表している。対の穴５１４，５１６は、対の穴５１０，５１２から矢印５３２の方向に９０°変位しているという意味から、対の穴５１０，５１２に対して垂直である。これにより、コア７０ａがコア７０ｂに対して垂直となり、コイル１６ａおよび１８ａが互いに垂直となる。
【００４０】
プローブ１０が心室のような体腔に入り込んで検査または治療するカテーテルである場合、機枠１１は、ニチノール、チタン、イコネル、フィノックス、またはステンレス鋼のような非磁性金属からなるのが好ましい。よって、機枠１１は、体腔に向けてプローブ１０を挿入する血管の壁からの横方向の力を受けて曲がるよう十分な可撓性を有するとともに、受信器１４を含むプローブ１０の部分が体腔内部に到達した時に、コイル１６ａおよび１８ａを互いに垂直に取り付けた状態で、負荷がかかっていない状態に復旧するのに十分な弾性を有する。驚いたことに、機枠１１の材料として導電性金属を使用すると、送信器２４が生成した電磁波によって機枠１１内に電流の渦が誘発されるにもかかわらず、受信器１４が検出した電磁場が歪むことがないということがわかった。穴５１０,５１２,５１４,５１６は、レーザ切断で非常に簡単に形成できる。このようにして得られるコイル１６ａおよび１８ａの相互垂直性の正確性は、機枠１１を固体の円筒形のブロックとして形成し、そのブロックにコイル１６ａおよび１８ａを受容する互いに垂直な凹部を穴開けした場合より優れていることがわかっている。
【００４１】
コイル１６ｂおよび１８ｂは、直径方向に対向する、方位角方向および長手方向にずれた同様の対の穴に同様に取り付けられる。これにより、コイル１６ａおよび１６ｂは、互いに平行となり、また、コイル１８ａおよび１８ｂが互いに平行となり、コイル１６ｂおよび１８ｂは、互いに垂直となる。
【００４２】
機枠１１の別の構造（図示せず）では、機枠１１は、コア７０ａおよび７０ｂの端部５１８，５２０，５２２，５２４を受容する寸法の小型環形状の穴５１０，５１２，５１４および５１６を含む開放されたばね形状の枠として形成されている。機枠１１のこの実施形態のばね状の性質により、コイル１６ａおよび１８ａを内部に、端部５１８，５２０，５２２および５２４をそれぞれの穴に圧入することによって取り付けることができるようになり、また、機枠１１を患者の体腔に向けて挿入している間に撓み、体腔内部に到着すると応力がかかっていない状態に戻るようになる。
【００４３】
図３は、可撓性のコネクタ４０によって接続した二つの部分１０ａおよび１０ｂを有すプローブ１０の別形に取り付けた受信器１４の軸方向断面図である。図３に示すように、センサ１６および１８は空心に巻いた導電性ワイヤのコイルであり、軸１２に垂直なセンサ要素１６ａ，１６ｂ，１８ａおよび１８ｂを含む。センサ要素１６ａ，１６ｂは、互いに並行であり、センサ要素１８ａおよび１８ｂは、互いに並行であり、センサ要素１６ａおよび１６ｂは、センサ要素１８ａおよび１８ｂに垂直である。センサ２０は、二つのセンサ要素、空心上に導電性ワイヤを巻いたコイル２０ａおよび２０ｂを含む。コイル２０ａおよび２０ｂは、基準点２２から等距離であり、軸１２に平行である。コイル１６ａおよび１６ｂのように、また、コイル１８ａおよび１８ｂのように、コイル２０ａおよび２０ｂも直列に接続してある。このプローブ１０の別形は可撓性コネクタ４０によりこのプローブ１０の別形が医療患者の体内で移動する際、湾曲するように構成されている。対のセンサ要素１６，１８と２０は、図３のプローブ１０が真っ直ぐであり、図示のように、センサ要素１６ａ、１６ｂが基準点２２の両側に等距離に対向しており、同様にセンサ要素１８ａ，１８ｂも基準点２２の両側に等距離に対向しており、さらにセンサ要素２０ａ，２０ｂは、基準点２２の両側に等距離で対向しているという意味合いから、基準点２２に対し、対称に位置している。図３のプローブ１０が真っ直ぐの場合、センサ要素１６ａ，１６ｂ，１８ａ，１８ｂ，２０ａ，２０ｂは、すべて点２２を交差する軸線１２に沿って一直線上に並び、よって、点２２に対して対称に配設されることになる。
【００４４】
対のコイルを図２Ａに示すように接続すると点２２における磁場成分を表す信号を生成する１６ａと１６ｂのような対のコイルの場合、二つのコイルは図４Ａに示すように巻きが反対方向で、空間的に均一な時変磁場では、二つの対のコイル１６ａおよび１６ｂに誘発された信号が互いに打ち消しあうかわりに互いに増強しあうように構成しなければならない。図４Ｂに示すような巻きが同じの対のコイル１６ａおよび１６ｂは、点２２で磁場成分の傾斜を測定するのに使用することができる。あるいは、一つのコイルの上部が他のコイルの底部に接続している場合には、巻きが同じである対のコイルを使って磁場成分を測定することができる。
【００４５】
図５は、受信器１４の好ましい実施形態の第２のクラスを表している。図５では、概念的に円筒形の表面を鎖線４２と鎖線の円４４で示している。図５に示した受信器１４の実施形態には、三つのセンサ１６，１８，２０が含まれており、それぞれが二つずつのセンサ要素１６ｃと１６ｄ、１８ｃと１８ｄ、２０ｃと２０ｄを有している。各センサ要素は、平坦で矩形のコイルであって、導電性ワイヤを多数回折り曲げて円筒形表面の形状と合致するアーチ型を形成している。センサ要素１６ｃ,１８ｃ,２０ｃは、円４４ａの円周に沿って配設され、センサ要素１６ｄ、１８ｄ、２０ｄは、円４４ｂの円周に沿って配設されている。センサ要素１６ｃ、１６ｄは、基準点２２に対して対称的に配設され、すなわち、センサ要素１６ｃおよび１６ｄが基準点２２の反対側に位置し、基準点２２から等距離であり、点２２の回りを約１８０ー回転させるとセンサ１６ｃがセンサ１６ｄと重なるように方向付けられていることを意味する。同様に、センサ要素１８ｃおよび１８ｄは、基準点２２に対して対称に配設され、センサ要素２０ｃおよび２０ｄは、基準点２２に対して対称に配設されている。センサ要素１６ｃおよび１６ｄは、磁場の一つの成分に呼応するようにセンサ要素１６ａおよび１６ｂと同じように直列に接続されている。センサ要素１８ｃおよび１８ｄも同様に、第１の成分とは異なる、磁場の第２の成分に呼応するように直列に接続されており、また、センサ要素２０ｃおよび２０ｄも同様に、最初の二つの成分とは異なる、磁場の第３の成分に呼応するように直列に接続されている。最も好ましくは、センサ要素１６ｃ、１６ｄ、１８ｃ、１８ｄ、２０ｃ、２０ｄが、これらの三つの磁場成分が直交するような寸法と距離をとる。実際、センサ要素１６ｃ，１６ｄ，１８ｃ，１８ｄ，２０ｃおよび２０ｄが配設される円筒形表面は、プローブ１０の内側表面でも、プローブ１０の内側に嵌合するように適合した円筒形スリーブの外側表面でもよい。円筒形スリーブの外側表面に形成された受信器１４のこの実施形態の場合には、センサ要素１６ｃ,１６ｄ,１８ｃ,１８ｄ，２０ｃ，および２０ｄは、写真製版やレーザトリミングを含むいくつかの標準的方法のいずれかによって製造する。図１０は、センサ要素１６ｃ,１６ｄ,１８ｃ,１８ｄ,２０ｃおよび２０ｄの好ましい形状である電気コンダクタ１９の平坦で矩形のスパイラル１７を示したものである。判りやすいように、スパイラル１７は４巻分しか示していない。しかし、スパイラル１７は、数百巻から構成されるのが好ましい。例えば、コンダクタ１９が幅０．２５ミクロンであり、巻線の間隔が０．２５ミクロンである、１．６ｍｍの直径を有する円筒形表面を意図したスパイラル１７は、１６７巻である。
【００４６】
図１２Ａ，１２Ｂおよび１２Ｃは、心臓カテーテル３００の先端を表している。図１２Ａは、カテーテル３００の一部切り欠き斜視図であり、後退した状態を示している。図１２Ｂは、カテーテル３００の拡張した状態を示した斜視図である。図１２Cは、カテーテル３００の後退した状態を示す端面図である。カテーテル３００は可撓性の円筒形外側スリーブ３０４に摺動式に取り付けた可撓性の円筒形内側スリーブ３０２を有する。内側スリーブ３０２の先端３０６を外側スリーブ３０４の先端３０８に接続しているのは、４本の可撓性の矩形のストリップ３１０である。内側スリーブ３０２が外側スリーブ３０４に対してその拡張位置にあると、ストリップ３１０は、図１２Ｂに示すように内側スリーブ３０２にじかに接触する。内側スリーブ３０２が、外側スリーブ３０４に対して後退位置にあるときには、ストリップ３１０は、図１２Ａに示すように外側に向かって円弧を描いて曲がる。
【００４７】
カテーテル３００は、図１の受信器１４と同じように、三つ一組の直交する電磁場成分センサ３１６，３１８および３２０を含む。第１のセンサ３１６は、ストリップ３１０ａの対向する横方向の縁部３１２ａおよび３１４ａと、ストリップ３１０ｃの対向する横方向の縁部３１２ｃおよび３１４ｃに取り付けたコイル３１６ａおよび３１６ｂを含む。コイル３１６ａは、横方向の縁部３１２ａおよび３１２ｃに取り付けられている。コイル３１６ａは、横方向の縁部３１２ａおよび３１２ｃに取り付けられている。コイル３１６ｂは、横方向の縁部３１４ａおよび３１４ｂに取り付けられている。第２のセンサ３１８は、ストリップ３１０ｂの対向する横方向の縁部３１２ｂおよび３１４ｂと、ストリップ３１０ｄの対向する横方向の縁部３１２ｄおよび３１４ｄに取り付けられている。コイル３１８ａは、横方向の縁部３１２ｂおよび３１２ｄに取り付けられている。コイル３１８ｂは、横方向の縁部３１４ｂおよび３１４ｄに取り付けられている。第３のセンサ３２０は、コイル３２０ａおよび３２０ｂを含む。内側スリーブ３０２は、図１２Ａで切り欠いてコイル３２０ａおよび３２０ｂを示している。わかりやすく説明するため、コイル３１６ａおよび３１８ａのワイヤを図１２Ａと図１２Ｂに鎖線で示してあり、実際は、少なくとも９巻の直径４５ミクロンの銅製ワイヤを使用しているが、図では、各コイルに対して２巻だけ示している。コイル３１６ａのワイヤは、内側スリーブ３０２を横方向縁部３１２ａから横方向縁部３１２ｃまで通り抜けており、横方向縁部３１２ａおよび３１２ｃと内側スリーブ３０２との交差点で終了しているのではない。同様にコイル３１８ａのワイヤも横方向縁部３１２ｂおよび３１２ｄと内側スリーブ３０２との交差点で終了していないが、代わりに横方向の縁部３１２ｂから横方向の縁部３１２ｄまで続いている。また、説明をわかりやすくするため、横方向の縁部３１２は、カテーテル３００の好ましい実施形態における実際の寸法よりずっと幅広く示してある。コイル３２０ａと３２０ｂは、可撓性のコア（図示せず）の周りに巻き付けてある。
【００４８】
カテーテル３００の典型的な実施形態では、内側スリーブ３０２の長さは、拡張位置では、外側スリーブ３０４の長さを１５．７ｍｍ超えている。また、カテーテル３００の典型的な実施形態では、コイル３２０ａおよび３２０ｂのそれぞれは、長さ１．１ｍｍ、直径約１．１ｍｍで、約４００巻の直径１０ミクロンの銅線を含む。
【００４９】
コイル３２０ａおよび３２０ｂは、平行であり、中心点３２２から等距離にある。図１２Ａおよび１２Ｃに示すように、カテーテル３００が開放され、その後退位置にくると、ストリップ３１０により形成された円弧が点３２２と同心になる。これにより、コイル３１６ａ，３１６ｂ，３１８ａおよび３１８ｂはコイル３１６ａおよび３１６ｂが互いに平行となり、コイル３１８ａおよび３１８ｂが互いに平行となって円形状となり、点３２２と同心となるので、点３２２が電磁場測定における基準点となる。
【００５０】
拡張位置では、カテーテル３００は、患者の血管を通って患者の心臓まで挿入できるよう細くなり、直径約２ｍｍを下回るのが好ましい。カテーテル３００の先端が患者の心臓の目的の小室内に入ると、内側スリーブ３０２は、外側スリーブ３０４に対して引っ張られ、カテーテル３００を後退位置に位置させる。センサ３１６，３１８および３２０は、後に説明する方法で、送信器２４とともにカテーテル３００の先端の、患者の心臓内での位置と方向を判定するのに使用する。
【００５１】
ストリップ３１０の外側の面３２４には、四つの電極３２６が取り付けられている。内側スリーブ３０２の先端３０６には、電極３２８が取り付けられている。電極３２６および３２８は、患者の心臓の電気生理学的写像を行うのに使用する。あるいは、電極３２８を介して選択した心臓組織に高周波の電力レベルをかけてその組織を切除し、心室の心拍急速のような症状の治療を行う。
【００５２】
図１３Ａおよび１３Ｂは、心臓カテーテルのもう一つの実施形態４００の先端を表した図である。図１３Ａは、後退した位置で、カテーテル４００の一部切り欠き側面図である。図１３Ｂは、カテーテル４００が後退位置にあるところを示した端面図である。カテーテル３００のように、カテーテル４００も可撓性円筒形外側スリーブ４０４に摺動可能に取り付けた可撓性円筒形内側スリーブ４０２を含む。内側スリーブ４０２の先端４０６を外側スリーブ４０４の先端４０８に接続しているのは単一の可撓性部材、すなわち膨張可能なラテックス製バルーン４１０である。内側スリーブ４０２が外側スリーブ４０４に対して拡張位置にあるときには、バルーン４１０は、内側スリーブ４０２に直接接触する。カテーテル４００の図示した先端が患者の心臓の目的の小室に導入されると、内側スリーブ４０２が後退位置まで引き出され、バルーン４１０が膨張して球形となる。
【００５３】
カテーテル３００と同様、カテーテル４００も、図１の受信器１４と同様に三つ一組の直交する電磁場成分センサ４１６，４１８および４２０を含む。第１のセンサ４１６は、バルーン４１０の外側表面４１２に示すように取り付けた平行なコイル４１６ａおよび４１６ｂを含む。第２のセンサ４１８は、図示のように外側表面４１２上のコイル４１６ａおよび４１６ｂに直交して取り付けた平行なコイル４１８ａおよび４１８ｂを含む。第３のセンサ４２０は、コイル４２０ａおよび４２０ｂを含む。図１３Ａにおいて、バルーン４１０および内側スリーブ４０２は、切り欠いてコイル４２０ａおよび４２０ｂを示している。コイル４２０ａおよび４２０ｂは、平行であり、中心点４２２から等距離にある。カテーテル４００は、開放され、後退位置にあり、バルーン４１０が球形に膨張しており、外側表面４１２は点４２２と同心の球形となっている。これにより、コイル４１６ａ，４１６ｂ，４１８ａおよび４１８ｂは、点４２２と同心の円形となり、点４２２は、電磁場測定用の基準点となる。
【００５４】
カテーテル３００の場合と同様、カテーテル４００も電極３２６と類似した四つの電極４２６を外表面４１２上に、また、電極３２８と類似した電極４２８を内側スリーブ４０２の先端４０６に有する。
【００５５】
図６は、ループアンテナ２６，２８および３０の平面図である。ループアンテナ２６は、脚部２６ａ，２６ｂ，２６ｃおよび２６ｄを有する矩形である。ループアンテナ２８は、ループアンテナ２６と同じ形状寸法であり、脚部２８ａ、２８ｂ、２８ｃおよび２８ｄを有する。脚部２６ｂと２８ｄは隣接している。ループアンテナ３０も脚部３０ａ、３０ｂ、３０ｃ、および３０ｄを有する矩形である。脚部３０ａは、脚部２６ａと２８ａに重なる。また、脚部３０ｂは、脚部２８ｂの上半分に重なり、脚部３０ｄは、脚部２６ｄの上半分に重なっているので、ループアンテナ３０は、ループアンテナ２６の半分とループアンテナ２８の半分と重なる。図６に点線で示しているのは、第４の矩形ループアンテナ４６と第５の矩形ループアンテナ４８であり、送信器２４の一部ではないが、後の説明に必要なため記してある。ループアンテナ４６は、ループアンテナ３０と同じ形状寸法であり、ループアンテナ３０と重ならないループアンテナ２６および２８の半分と重なっている。ループアンテナ４８は、ループアンテナ２６および２８によって限定される外周と適合する。
【００５６】
本発明の装置を操作する好ましい態様を理解するには、図６に示す５つすべてのアンテナを有する同様の装置を操作する、時間領域多重化に基づいた好ましくない第１の態様を考えるとよい。この好ましくない態様では、ループアンテナ４８は、角周波数ω１の正弦波電流を使って励振される。すると、ループアンテナ２６および２８は、角周波数ω１の反対方向の正弦波電流によって励振される。最終的にループアンテナ３０および４６は、角周波数ω１の反対方向の正弦波電流によって励振される。この励振シーケンスの考えは、まず、図６に示すように水平方向および垂直方向の両方に空間的に対称である送信器の上方に磁場を作り、次に水平方向には非対称であって垂直方向には対称である送信器の上方に磁場を作り、最後に水平方向に対称であって垂直方向に非対称である磁場を作るためのものである。これらの三つの磁場は、一次独立であり、これら三つの磁場はすべて、送信器全体に渡り大きい振幅を有する。このようにして生成された電磁波に呼応する受信器１４の三つのセンサによる信号出力は、受信回路３４によってｔｍ回サンプリングされる。サンプリングされる信号は：
【００５７】
ループアンテナ４８からは、  
ｓ０ｉｍ＝ｃ０ｉ，１ｃｏｓω１ｔｍ＋ｃ０ｉ，２ｓｉｎω１ｔｍ
ループアンテナ２６および２８からは、  
ｓｈｉｍ＝ｃｈｉ，１ｃｏｓω１ｔｍ＋ｃｈi，２ｓｉｎω１ｔｍ
ループアンテナ３０および４６からは、  
ｓｖｉｍ＝ｃｖｉ，１ｃｏｓω１ｔｍ＋ｃｖi，２ｓｉｎω１ｔｍ
でありｉは、対応する信号を受信するセンサを示す。
【００５８】
係数ｃ０ｉ，１、ｃｈｉ，１、ｃｖｉ，１は、受信した信号の同相の振幅である。係数ｃ０ｉ，２、ｃｈｉ，２、ｃｖｉ，２は、受信した信号の直角位相の振幅である。ω１は、受信器１４をループアンテナによって生成された磁場の近くに位置させることができるよう、充分低くなっているので、原則的には直角位相は、全くゼロでなければならない。例えば受信回路３４においては、位相のゆがみが避けられないため、直角位相は、通常ゼロではない。
【００５９】
振幅ｃ０ｉｊ，ｃｈｉｊおよびｃｖｉｊ（ｊ＝１，２）は、ループアンテナ２６，２８および３０のみを使用して得ることができるのである。角周波数ω１の同一正弦電流で別々に、ループアンテナ２６，２８および３０を励振することによって得られるサンプリングする信号は：
【００６０】
ループアンテナ２６からは、  
ｓ１ｉｍ＝ｃ１ｉｃｏｓω１ｔｍ＋ｃ２ｉｓｉｎω１ｔｍ
ループアンテナ２８からは、  
ｓ２ｉｍ＝ｃ３ｉｃｏｓω１ｔｍ＋ｃ４ｉｓｉｎω１ｔｍ
ループアンテナ３０からは、  
ｓ３ｉｍ＝ｃ５ｉｃｏｓω１ｔｍ＋ｃ６ｉｓｉｎω１ｔｍ
【００６１】
係数ｃ１ｉ，ｃ３ｉ，ｃ５ｉは、同相振幅であり、係数ｃ２ｉ，ｃ４ｉ，ｃ６ｉは、直角位相の振幅である。同じ電流Ｊが内部を流れるときにループアンテナ２６および２８によって放射された磁場は、電流Ｊが内部を流れるときにループアンテナ４８が生成する磁場と同じであるため、
【００６２】
ｃ０ｉ，１＝ｃ１ｉ＋ｃ３ｉ            （１）
ｃ０ｉ，２＝ｃ２ｉ＋ｃ４ｉ            （２）
定義によると、
ｃｈｉ，１＝ｃ１ｉ−ｃ３ｉ            （３）
ｃｈｉ，１＝ｃ２ｉ−ｃ４ｉ            （４）
【００６３】
最後に、ループアンテナ４８が放射する磁場も、ループ３０および４６を通って流れる同様の電流によってエミュレートされる可能性があるため、
【００６４】
ｃｖｉ，１＝２ｃ５ｉ−ｃ１ｉ−ｃ３ｉ        （５）
ｃｖｉ，２＝２ｃ６ｉ−ｃ２ｉ−ｃ４ｉ        （６）
【００６５】
本発明の装置の操作における好ましい態様では、ループアンテナ２６，２８および３０は、それぞれ角周波数ω１、ω２、およびω３の正弦波と同時に励振される。ここでサンプリングされる信号は、
【００６６】
ｓｉｍ＝ｃｉ１ｃｏｓω１ｔｍ＋ｃｉ２ｓｉｎω１ｔｍ＋ｃi３ｃｏｓω２ｔｍ
＋ｃｉ４ｓｉｎω２ｔｍ＋ｃｉ５ｃｏｓω３ｔｍ＋ｃｉ６ｓｉｎω３ｔｍ      
（７）
【００６７】
ここで、振幅ｃｉ１とｃｉ２は、周波数ω１を指し、振幅ｃｉ３，ｃｉ４は、周波数ω２を指し、振幅ｃｉ５およびｃｉ６は周波数ω３を指す。サンプリングされた信号は、受信器１４の各センサ毎に１行、合計３行および一回一列の回数ｔｍだけの列の行列ｓに並べられる。振幅ｃｉｊは、３行６列の行列ｃに並べられる。行列ｓおよびｃは、６行および行列ｓと同じ数の列の行列Ａによって関連付けられる。
【００６８】
ｓ＝ｃＡ          （８）
【００６９】
ほとんどの場合、行列ｓは６列よりずっと多くの列を含み、方程式（８）は、かなりの過剰決定となる。送信周波数と受信回数がわかっているので行列Ａが算出できる。方程式（８）は、ＡＡ−１＝Ｉ（Ｉは６ｘ６の単位行列）のように、両辺にＡ−１で表される行列、すなわち行列Ａの逆行列を掛けることによって解くことができる。逆行例Ａ−１は、一つだけではない。特定の逆行列Ａ−１は、周知の判定基準によって選択することができる。例えば、Ａ−１は、最小Ｌ２ノルムのＡの逆行列でもある。あるいは、行列ｃは、方程式（８）の一般化逆行列：
【００７０】
ｃ＝ｓＡＴ（ＡＡＴ）−１            （９）
【００７１】
としても求めることができる。ここでＴは、転置行列を意味する。一般化逆行列は、方程式（８）の暗黙最小二乗解法であるという利点を有する。
【００７２】
サンプル回数ｔｍが均等である特別な場合には、方程式（８）の解は、ＷＯ９６／０５７６８の相互相関と数学的に同じである。方程式（８）により、受信器１４からの信号のサンプリングを通常と異なる回数行うことができる。さらに、基本周波数の整倍数である周波数ω１、ω２、ω３を使用する特別な利点はない。間隔の小さい周波数を使用すると、二つの信号の周波数が同じで位相が異なるという特別な場合を除いては、測定時間が少なくとも約２π/△ω（△ωは最小周波数間隔）が必要であるが、受信回路３４における狭帯域フィルタを使用することができる。
【００７３】
受信器１４が送信器２４の近くの磁場にあるので、方程式（７）の係数ｃｉｊは、係数ｃｊｉと同じである。方程式（１）〜（６）がまだ成り立つので、同相行列
【００７４】
【数１】
2005161077.tif 000003
【００７５】
または直角位相行列
【００７６】
【数２】
2005161077.tif 000004
【００７７】
の二つの３ｘ３の行列Ｍのいずれかを行列ｃの要素から形成して、同時出願中のイスラエル特許出願Ｎｏ．１２２５７８の説明に従ってさらに処理することができる。本発明の装置は、閉ループ装置であるため、同時出願のイスラエル特許出願Ｎｏ.１２２５７８の対応する行列とは異なり、Ｍに記号の曖昧性はない。
【００７８】
Ｔをプローブ１０の送信器２４の基準枠に対する回転を限定する直交行列とする。Ｍを次のような形式で表す。
【００７９】
Ｍ＝ＥＴ０Ｔ            （１２）
【００８０】
ここで、Ｔ０は、直交行列であり、Ｅは、一般的に非直交行列である。一般的にＴ０とＥは、プローブ１０の送信器２４の基準枠に対する位置の関数である。
【００８１】
Ｗ２＝ＭＭＴ＝ＥＴ０ＴＴＴＴ０ＴＥＴ＝ＥＥＴ      （１３）
【００８２】
Ｗ２は、実数であり、対称である。よってＷ２＝Ｐｄ２ＰＴ＝（ＰｄＰＴ）２と表すことができ、ここでｄ２は、対角行列であり対角要素は、Ｗ２の（実数の整数）固有値であり、Ｐは、列がＷ２の固有ベクトルに相当する行列である。また、Ｗ＝ＰｄＰＴ＝Ｅも対称である。方程式（１２）に代入すると、
【００８３】
Ｍ＝ＰｄＰＴＴ０Ｔ        （１４）となる。
よって
Ｔ＝Ｔ０ＴＰｄ１ＰＴＭ      （１５）である。
【００８４】
Ｔ０がわかっていれば、Ｔ、よってプローブ１０の送信器２４の基準枠に対する方向を方程式（１５）を使って求めることができる。
【００８５】
特定の形状の送信器２４のアンテナの場合は、Ｔ０は二つの異なる較正手順のいずれかによって求めることができる。
【００８６】
実験的な較正手順において、Ｔが単位行列となるようにプローブ１０を方向付け、プローブ１０を送信器２４に対する一連の位置に移動させ、Ｍを各位置で測定する。方程式
【００８７】
Ｔ０＝Ｐｄ１ＰＴＭ        （１６）
【００８８】
からそれら較正位置それぞれにおけるＴ０を求めることができる。
【００８９】
論理的な較正手順は二つあり、両方とも受信器１４を送信器として、そして送信器２４を受信器として取り扱う可逆性を利用している。第１の手順は、反復性の原理を利用したものである。センサ要素は、正確性に必要とされるだけの項を多重極展開に含む点源としてモデル化されており、送信された送信器２４の面内の磁場は、それに対する一連の位置において、Ｔが単位行列となるようにプローブ１０を方向付けた状態で算出する。これらの時変磁場によって送信器２４のアンテナに誘導されたＥＭＦは、ファラデーの法則を使って算出する。すると、受信回路３４の伝達関数を使って、各較正位置におけるＭを計算し、方程式（１６）で各較正位置におけるＴ０を求める。第２の方法では、送信器２４の各アンテナによって三つの周波数ω１、ω２およびω３で生成された磁場をビオ・サバールの法則でモデル化する。それぞれの周波数は、異なるセンサ１６，１８，２０に対応していることに気付こう。各センサで受信する信号は、Ｔが単位行列となるように物体１０を方向付けたときに、センサの感度の方向への磁場の突出度に比例する。これにより、Ｍの対応する列が乗法関数となり、受信回路３４の伝達関数に基づいた修正値となる。
【００９０】
他の位置におけるＴ０を補間するため、Ｔ０に対する関数式をＴ０の測定値に適合させる。この関数式は、多項式であるのが好ましい。Ｔ０を次のような３６項の多項式として定義するオイラー角α、βおよびγを表すのが最も好ましいことがわかった。これら多項式の引数は、直交座標ｘ、ｙ、およびｚの直接関数ではなく、ｘ、ｙ、ｚに類似した行列Ｗ、特に、ｘに類似しているａ＝Ｗ１３／（Ｗ１１＋Ｗ３３），ｙに類似しているｂ＝Ｗ２３／（Ｗ２２＋Ｗ３３）、ｚに類似しているｃ＝ｌｏｇ（１／Ｗ３３）のある要素の組み合わせである。直積表記法を使って、３６項の多項式は、次の様に表すことができる：
【００９１】
α＝（ａ，ａ３，ａ５）（ｂ，ｂ３，ｂ５）（１，ｃ，ｃ２，ｃ３）ＡＺｃｏｅ      （１７）
β＝（ａ，ａ３，ａ５）（１，ｂ２，ｂ４，ｂ６）（１,ｃ，ｃ２）ＥＬｃｏｅ      （１８）
γ＝（１,ａ２，ａ４，ａ６）（ｂ，ｂ３，ｂ５）（１，ｃ，ｃ２）ＲＬｃｏｅ      （１９）
【００９２】
ここで、ＡＺｃｏｅ，ＥＬｃｏｅ，ＲＬｃｏｅは、オイラー角の測定または計算値に適合したアジマス係数、高さ係数、回転係数の３６項ベクトルである。これらの３６項のベクトルに適合させるには、少なくとも３６箇所の較正位置で較正処理を行わなければならない。各較正位置において、Ｗは、方程式（１３）を使ってＭから算出し、位置様変数ａ、ｂ、ｃは、上記のようにＷから算出する。
【００９３】
同様に、プローブ１０の、送信器２４の基準枠に対する直交座標ｘ、ｙ、ｚも多項式として表すことができる。ｘ、ｙ、ｚは、次のような３６項の多項式として表すのが最も好ましいことが判明している。
【００９４】
ｘ＝（ａ，ａ３，ａ５）（１,ｂ，ｂ４）（１，ｃ，ｃ２，ｃ３）Ｘｃｏｅ      （２０）
ｙ＝（１,ａ２，ａ４）（ｂ，ｂ３，ｂ５）（１,ｃ，ｃ２,ｃ３）Ｙｃｏｅ      （２１）
ｚ＝（１,ａ２，ａ４）（ｂ，ｂ２，ｂ４）（１，ｄ，ｄ２，ｄ３）Ｚｃｏｅ      （２２）
【００９５】
ここで、Ｘｃｏｅ，Ｙｃｏｅ，Ｚｃｏｅは、ｘ係数、ｙ係数、ｚ係数それぞれの３６項のベクトルであり、ｄ＝ｌｏｇ（ｃ）である。オイラー角の場合のように、これらの位置座標係数は、Ｍを少なくとも３６の較正位置で測定または計算し、その結果得られたａ，ｂ，ｃの値を周知の較正値ｘ，ｙ，ｚに当てはめる。その後、方程式（１７）から（２２）を使って、移動および回転プローブ１０の直交座標とオイラー角を測定したＭの値から非反復的に推測する。
【００９６】
図１および６に示したアンテナ形状は最も好ましい形状であるが、他の形状も本発明の範囲に含まれる。図７Ａ、７Ｂ、７Ｃは、対になった隣接するループアンテナ２６′および２８′の形状の三つの変形例を示している。矢印は、アンテナ２６′および２８′の外周と一致するシングルループのアンテナをエミュレートする電流の方向を示している。他の有用な共平面重合アンテナの形状は、あらゆる目的のためにここで引用しているＰＣＴ公開Ｎｏ．ＷＯ９６／０３１８８の塔Rンピューター化ゲーム盤（Computerized game Board）で説明している。
【００９７】
図８は、ループアンテナ２６，２８または３０のいずれかを表す一般的なアンテナ２５を励振するための励振回路３２の略ブロック図である。ディジタル信号発生器５０は、Ｄ／Ａ変換器５２によってアナログ信号に変換された正弦のサンプルを発生する。このアナログ信号は、増幅器５４によって増幅され、差動増幅器５８の正の入力端子６０に送られる。ループアンテナ２５は差動増幅器５８の出力端子６４および差動増幅器５８の負の入力端子６２の両方に接続されている。負の入力端子６２は、抵抗器６６を介して接地されている。そして、帰還ループは、信号発生器５０が発生した正弦の周波数に励振アンテナ２５を設定して、アンテナ２５を他のすべての周波数で開回路であるように見えるようにする。
【００９８】
一つのループアンテナの影響をもう一つのループアンテナにオフセットするＷＯ９７／３６１４３の回路とは異なり、図８の回路は、ループアンテナ２５を他のループアンテナから減結合する。本発明がＷＯ９７／３６１４３より優れていることは明らかである。例えば、ＷＯ９７／３６１４３と本発明が、周波数ω１で放射するループアンテナ２６と周波数ω２で放射するループアンテナ３０との間の相互誘導係数を修正するかを考えてみる。目標は、ループアンテナ３０はなく、ループアンテナ２６のみがある場合に存在しうる周波数ω１の磁場を設定すること、そしてループアンテナ２６はなく、ループアンテナ３０のみがある場合に存在しうる周波数ω２の磁場を設定することである。ファラデーおよびオームの法則により、ループアンテナ２６を通る磁束の時間変化率は、ループアンテナ２６を流れる電流に比例し、ループアンテナ３０を介した磁束の時間変化率は、ループアンテナ３０を流れる電流に比例する。ループアンテナ３０がない場合は、ループアンテナ３０がある場合に境界を限定するであろう領域全体においてループアンテナ２６が周波数ω１のある一定の時変磁束を設定する。ＷＯ９７／３６１４３の方法では、ループアンテナ３０を通るこの磁束の時間の変化率をゼロにする。磁束はＤＣ成分を保有していないため、ループアンテナ３０を通る磁束自体が消失する。これは、ループアンテナ３０がない状態とは逆である。それに対して本発明により、ループアンテナ３０は、周波数ω１では開回路であるように見えるので、ループアンテナ３０がない場合の状態から磁束を変化させることはない。
【００９９】
図９は、本発明により、実時間撮像および体内誘導を同時に行うように変形したＣ型取り付け台Ｘ線透視装置８０の略図である。Ｘ線透視装置８０は、Ｃ型取り付け台Ｘ線透視装置の従来の構成要素であるＸ線源８２と、Ｃ型取り付け台７８の反対側に位置する撮像モジュール８４と、患者が横たわるテーブル８６を含む。撮像モジュール８４は、Ｘ線をテーブルの上８６の患者の二次元画像を表す電子信号に変換する。Ｃ型取り付け台７８は、軸７６を中心として旋回可能であり、患者をいくつかの角度から撮像し、連続する二次元画像から患者の三次元画像を再構築することができる。さらに、受信器１４と類似した受信器１１４または送信器２４のいずれかがＣ型取り付け台７８に堅固に取り付けられている。受信器１１４または送信器２４は、Ｃ型取り付け台７８に対して固定された基準枠を形成する機能を有する。図１に示す他の構成要素、例えば、励振回路３２、受信回路３４、および制御処理装置３６は、図１に基づいて説明したように、送信器２４とプローブ１０内の受信器１４に接続されている。さらに、送信器２４′が生成した電磁波に相当する受信器１１４からの信号が受信回路３４と同様の受信回路１３４に送られ、制御処理装置３６は、受信回路１３４が受信した信号の受信とＸ線透視装置８０の撮像モジュール８４による患者の撮像を指示する。
【０１００】
プローブ１０の、送信器２４によって形成される基準枠に対する位置と方向を決定することにより、制御処理装置３６は、獲得したそれぞれの二次元画像に対するプローブ１０の位置と方向を判定する。あるいは、電磁信号がＣ型取り付け台７８に取り付けられていない送信器２４′によって送信され、受信器１４および１１４の送信器２４′に対する位置と方向を決定することによって制御処理装置３６が二次元画像に対するプローブ１０の位置と方向を決定する。制御処理装置３６は、Ｘ線透視装置８０によって撮像した患者の三次元画像と、プローブ１０が患者の体内に対して位置付けおよび方向付けされるのと同じように患者の三次元画像に対して位置付けおよび方向付けされたプローブを表すアイコンを含む組み合わせ画像を合成する。制御処理装置３６は、この組み合わせ画像をモニタ９２に表示する。
【０１０１】
Ｃ型取り付け台Ｘ線透視装置８０は、限定的というよりむしろ説明的なものである。本発明の範囲には、Ｘ線透視装置に加え、ＣＴ，ＭＲＩおよび超音波を含む様態の中の、患者の体内の二次元または三次元画像を撮像するためのすべての適した装置を含む。
【０１０２】
ある状況下では、撮像および体内誘導は、同時ではなく、逐次に行ってもよい。これは、医療用結像設備と医療用治療設備が同じ場所に設置できない場合などに便利である。例えば、受信器を患者の頭部に適当な頭部ベルトで堅固に取り付けた場合、人間の頭蓋骨は、十分な固さを有しており、さらに、受信器の位置と方向が、患者の頭部の位置と方向を十分正確に表すことができるため、頭蓋内誘導が可能となる。図１１は、ＣＴスキャナ９８の内部（切り欠き）にある患者の頭部９４を表した図である。図９のＸ線透視装置８０の場合のように、受信器１１４と送信器２４は、ＣＴスキャナ９８に堅固に取り付けられており、送信器２４は同様にアーム１００を介して取り付けられている。ＣＴスキャナ９８は、頭部９４の連続的水平切断面の二次元のＸ線像を撮像する。受信器２１４は、ヘッドバンド９６を使って頭部９４に堅固に取り付ける。二次元画像を撮影すると、受信器２１４の各画像に対する位置と方向がＸ線透視装置８０が撮影した二次元画像に対するプローブ１０の位置と方向を判定する上記の方法で判定される。これらの位置と方向は、二次元画像とともに制御処理装置３６に保存される。その後、頭部９４内におけるプローブ１０の誘導を必要とする頭部９４の医療処置の間、頭部９４内のプローブ１０の位置と方向を受信器１４および２１４からの信号により、受信器１４および１１４を使ってＸ線透視装置８０のＣ型取り付け台７８に対するプローブ１０を位置決めおよび方向付けする上記のような方法で判定する。ここで、各二次元ＣＴ画像に対し、プローブ１０の受信器２１４に対する位置と方向および受信器２１４の二次元画像に対する受信器２１４の位置と方向がわかれば、プローブ１０の、その二次元画像の対する位置と方向を判定するのは容易なことである。図９に示したように、結像および誘導を同時に行う場合、制御処理装置３６がＣＴスキャナ９８で撮った頭部９４の三次元画像と、頭部９４の三次元画像に対するプローブ１０の位置と方向を表すアイコンを含む、組み合わせた画像を、プローブ１０を頭部９４に対して位置決めおよび方向付けするのと同じ方法で合成する。すると、制御処理装置３６が、この組み合わせた画像をモニタ９２上に表示する。
【０１０３】
Ｘ線透視装置８０の場合のように、ＣＴスキャナ９８は、限定的というよりもむしろ説明的である。本発明の範囲には、ＣＴに加え、ＭＲＩ、超音波、およびＸ線透視装置を含む様態の中の、患者の手足の二次元または三次元画像を撮像するのに適したすべての装置を含む。この撮像法に続く体内誘導により、中心に位置する結像装置がいくつかの医療用治療設備として機能する。
【０１０４】
図１４は、Ｃ型取り付け台Ｘ線透視装置８０′の一部分解部分斜視図である。Ｃ型取り付け台Ｘ線透視装置８０のように、Ｃ型取り付け台Ｘ線透視装置８０′は、Ｃ型取り付け台７８の両側にＸ線源８４と撮像モジュール８２を備えている。撮像モジュール８２は、画像増強装置８３、Ｘ線源８４に対面する前面８５と、画像増強装置８３の、前面８５とは反対側に取り付けられた、画像増強装置８３によって増強された画像を撮像するためのＣＣＤカメラ８７とを含む。画像増強装置８３は円筒形機枠９１の中に収容されている。さらに、Ｘ線透視装置８０′は、ミュー合金などのような磁気透過性材料からなる環状補償器５００を含む。
【０１０５】
補償器５００の必要性は、前面８５が導電性であるという事実からくるものである。送信器２４または２４′によって生成された電磁波は、前面８５でうず電流を引き起こし、受信器１４が検出する電磁場を歪める。ミュー合金のような磁気透過性物体の塊を前面８５と適当な空間関係をもって位置させることにより、この歪みを抑制することができる。このことについては、例えば、あらゆる目的のためにここで引用している、ギルボア氏へ付与された米国特許第５，７６０，３３５号の中で、ＣＲＴの外側の電磁場をかき乱すことなく、外部の放射線からＣＲＴを遮断するという内容で説かれている。
【０１０６】
補償器５００は、軸方向の長さが５ｃｍ、厚みが０．５ｍｍのミュー合金箔のリングであるのが好ましい。  補償器５００は、両方向の矢印５０４によって示されているように、円筒形機枠９１の外表面８９に摺動式に取り付けられており、摩擦によって定位置に保持されている。補償器５００の機枠９１上の位置は、前面８５のうず電流によって画像増強器８３の外側の電磁場の歪みを最適に抑制できる位置とすることは、当業者にとっては明らかであろう。
【０１０７】
受信器１４のような新しい装置と、すでに存在するプローブの機能性とを含む新しいプローブ１０を設計するよりも、現存のカテーテルに受信器１４のような新しい装置を後から取り付けるほうが望ましいことが多い。このレトロフィット性は、プローブ１０が医療用に使用されており、装置と現存のプローブ両者がすでに関連する規制団体によって医療用として認められている場合に特に重要である。こうしたレトロフィット性により、通常費用と時間がかさむ、新しいプローブに対する認可取得の必要性がなくなる。
【０１０８】
図１６は、心臓の小室のような体腔に入って検査および治療を行うため、実質的に円筒形のカテーテル５５２にサテライト５５０を取り付けることができるレトロフィット性を示した図である。サテライト５５０は、受信器１４または他の医療用の有用な装置を含む計器カプセルである。例えば、サテライト５５０には心臓組織を切除するための装置を入れることもできる。カテーテル５５２のようなカテーテルは、患者の血管を介して導入シースによって患者の体腔に導入される。患者の出血の恐れを低減するため、導入シースの外径は最小限であることが重要である。その結果、カテーテル５５２の外径も最小限でなければならず、サテライト５５０をカテーテル５５２に後から取り付けることができるようにすることにより、サテライト５５０導入シースの中にカテーテル５５２とともに導入することができるようになる。一般的に後者の条件により、単にサテライト５５０をカテーテル５５２に取り付ける必要はなくなる。さらに、サテライト５５０が受信器１４を含み、受信器を使ってカテーテル５５０の位置と方向を追跡する場合は、サテライト５５０とカテーテル５５２が体腔内で展開される際には、サテライト５５０は、カテーテル５５２に対して固定した位置と方向でなければならない。
【０１０９】
図１６のレトロフィッティング性により、サテライト５５０とカテーテル５５２に、サテライト５５０とカテーテル５５２が体腔に導入されるときにサテライト５５０とカテーテル５５２の間を緩慢に機械的接続するだけの機構を設け、その後、サテライト５５０をカテーテル５５２に対して固定位置および方向にカテーテル５５２に固定することによってこれらの目的を達成することができる。図１６Ａは、サテライト５５０の近位の端部５５６に取り付けた細い可撓性のテザー５５４を示している。テザー５５４により、患者の外側まで機械的に連結できるようになる。テザー５５４に取り付けた計器の種類によって、テザー５５４は、患者の外側に通信結合も可能となる。例えば、サテライト５５０が受信器１４を含む場合、対のワイヤ３８の延長部分はテザー５５４に含まれる。テザー５５４には、内径がカテーテル５５２の外径と等しい中空の円筒形スリーブ５５８が堅固に取り付けられている。
【０１１０】
サテライト５５０をカテーテル５５２に可逆的に取り付ける機構の残りを図１６Ｂに示している。カテーテル５５２はその先端５６４付近に可撓性の弾性および伸縮性を有する材料からなるポケット５６０を備えている。ポケット５６０はカテーテル５５２の外表面に堅固に取り付けてある。ポケット５６０は、カテーテル５５２の近位の端部に隣接して穴５６２を有し、そこにテザー５５４を収容する。ポケット５６０は、ポケット５６０の先端部５６６の開口から内部にサテライト５５０をぴったりと収容できる寸法である。
【０１１１】
サテライト５５０、カテーテル５５２およびそれに付随する固定機構は、図１６Ｃに示すようにテザー５５４が穴５６２を通り、スリーブ５５８がポケット５６０の近位の端部においてカテーテル５５２を取り巻き、サテライト５５０がポケット５６０の先端側に位置するようにして組立てられる。カテーテル５５２とテザー５５４は、保護ジャケット５６８の先端から現れているように示してある。好ましくは、スリーブ５５８には、テフロンＴＭのような低抵抗材料を用い、スリーブ５５８がカテーテル５５２に沿って自由に摺動できるようにする。図１６Ｃに示す組立体は、サテライト５５０をカテーテル５５２の前に位置させた状態で導入シースの中に導入される。この導入の間、ポケット５６０は、導入シースによってカテーテル５５２の外側表面に抗して圧縮される。テザー５５４は十分な可撓性を有し、図１６Ｃに示す組立体が患者の血管を通る際にカテーテル５５２とジャケット５６８に沿って湾曲するが、カテーテル５５２が患者の中に挿入されるときにカテーテル５５２の先端５６４より前にサテライト５５０を押し出すことのできる十分な硬さも有している。その結果、サテライト５０とカテーテル５５２の先端５６４は、図１６Ｃに示すような形状で目的の体腔内に到達する。この時点で、ポケット５６０は、開いており、テザー５５４を引っ張って、サテライト５５０をポケット５６０の先端５６６の開口からポケット５６０の内部に引き込む。サテライト５５０とテザー５５４は、図１６Ｄに示すように、ポケット５６０、スリーブ５５８、ジャケット５６８によってカテーテル５５２に対する固定位置および方向に保持される。
【０１１２】
処置後、テザー５５４を押して、図１６Ｃに示す形状に復旧し、カテーテル５５２とサテライト５５０が患者から取り出すことができるようにする。
【０１１３】
本発明は、限られた数の実施形態に関して説明してきたが、本発明は、さまざまな変形、変更および他の応用が可能であることは明らかである。
【図面の簡単な説明】
【０１１４】
【図１】本発明の装置の略図である。
【図２Ａ】プローブと受信器の一部切り欠き斜視図である。
【図２Ｂ】図２Ａの受信器の回路図である。
【図３】プローブと受信器を軸方向に見た断面図である。
【図４Ａ】反対方向に巻いた二つのコイルを示した図である。
【図４Ｂ】同じ方向に巻いた二つのコイルを示した図である。
【図５】受信器の第２の好ましい実施形態を示した図である。
【図６】三つのループアンテナと二つの架空のループアンテナを表した平面図である。
【図７Ａ】対になった隣接するループアンテナの形状の変形例を表した図である。
【図７Ｂ】対になった隣接するループアンテナの形状の変形例を表した図である。
【図７Ｃ】対になった隣接するループアンテナの形状の変形例を表した図である。
【図８】励振回路の略ブロック図である。
【図９】実時間体内誘導用に適用したＣ型取り付け台Ｘ線透視装置を表したものである。
【図１０】図５の受信器のコイルを示した図である。
【図１１】頭蓋内誘導のための結像用に変形したＣＴスキャナを表した図である。
【図１２Ａ】心臓カテーテルが後退位置にあるところを示した一部切り欠き斜視図である。
【図１２Ｂ】図１２Ａのカテーテルが拡張位置にあるところを示した斜視図である。
【図１２Ｃ】図１２Ａのカテーテルが後退位置にあるところを示した端面図である。
【図１３Ａ】心臓カテーテルの第２の実施形態が、後退および膨張位置にあるところを示した一部切り欠き側面図である。
【図１３Ｂ】図１３Ａのカテーテルが、後退および膨張位置にあるところを示した端面図である。
【図１４】磁気透過補償器を含む図９のＣ型取り付け台に取り付けたＸ線透視装置の部分斜視図である。
【図１５】図２Ａのプローブと受信器の好ましい実施形態を示す一部分解斜視図である。
【図１６Ａ】図２Ａの受信器のような装置をカテーテルに後から取り付ける方法を示す図である。
【図１６Ｂ】図２Ａの受信器のような装置をカテーテルに後から取り付ける方法を示す図である。
【図１６Ｃ】図２Ａの受信器のような装置をカテーテルに後から取り付ける方法を示す図である。
【図１６Ｄ】図２Ａの受信器のような装置をカテーテルに後から取り付ける方法を示す図である。
【符号の説明】
【０１１５】
１０  プローブ
１１  機枠
１４  受信器
１６，１８，２０  磁場成分センサ
１７  スパイラル
１９  コンダクタ
２２  基準点
２４  送信器
２６，２８，３０,４６,４８  ループアンテナ
３２  励振回路
３４  受信回路
３６  制御処理装置
３８  ワイヤ
４０  コネクタ
５８  差動増幅器
７０  フェライトコア
７８  Ｃ型取り付け台
８０  Ｘ線透視装置
８２  Ｘ線源
８３  画像増強装置
８４  撮像モジュール
８７  ＣＣＤカメラ
９１  円筒形機枠
９２  モニタ
９８  ＣＴスキャナ
１００  アーム
１１４  受信器
１３４  受信回路
３００  カテーテル
３０２，３０４  スリーブ
３１６，３１８，３２０  電磁場成分センサ
３２８  電極
４００  カテーテル
４０２，４０４  スリーブ
４１０  バルーン
４１６，４１８，４２０  電磁場成分センサ
４２０  センサ
４２６  電極
５００  補償器
５５２  カテーテル
５５０  サテライト
５５４  テザー
５５８  円筒形スリーブ
５６０  ポケット
５６８  ジャケット
【図１】
2005161077.tif 000005
【図２Ａ】
2005161077.tif 000006
【図２Ｂ】
2005161077.tif 000007
【図３】
2005161077.tif 000008
【図４Ａ】
2005161077.tif 000009
【図４Ｂ】
2005161077.tif 000010
【図５】
2005161077.tif 000011
【図６】
2005161077.tif 000012
【図７Ａ】
2005161077.tif 000013
【図７Ｂ】
2005161077.tif 000014
【図７Ｃ】
2005161077.tif 000015
【図８】
2005161077.tif 000016
【図９】
2005161077.tif 000017
【図１０】
2005161077.tif 000018
【図１１】
2005161077.tif 000019
【図１２Ａ】
2005161077.tif 000020
【図１２Ｂ】
2005161077.tif 000021
【図１２Ｃ】
2005161077.tif 000022
【図１３Ａ】
2005161077.tif 000023
【図１３Ｂ】
2005161077.tif 000024
【図１４】
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【図１５】
2005161077.tif 000026
【図１６Ａ】
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【図１６Ｂ】
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【図１６Ｃ】
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【図１６Ｄ】
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