DE69434240T2

DE69434240T2 - Magnetische bestimmung von lage und ausrichtung

Info

Publication number: DE69434240T2
Application number: DE69434240T
Authority: DE
Inventors: David Ellis Acker; Ian Mcnulty; Robert C. Pacheco; Wayne Grandner
Original assignee: Biosense Webster Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 1993-10-06
Filing date: 1994-10-06
Publication date: 2006-01-05
Anticipated expiration: 2014-10-07
Also published as: EP2264475B1; CA2357547C; JP2009142660A; CA2357547A1; DE69435275D1; DE69434240D1; EP0722290B1; CA2172619A1; JP2004154556A; AU709793B2; ATE287239T1; ES2236695T3; CA2172619C; ATE459009T1; JPH09503410A; EP2264475A2; US5833608A; US6427314B1; EP1530057A2; CN1132470A

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Bestimmung der Position eines Objekts mit Hilfe von Magnetfeldern und umfasst eine Vorrichtung zur Überwachung der Position einer Sonde im Körper eines Patienten mit Hilfe von Magnetfeldern.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Zur Bestimmung der Position und Ausrichtung eines Objekts im Raum sind verschiedene Methoden benutzt worden. So ist es zum Beispiel oft nötig, die Position und Ausrichtung eines medizinischen Instruments im Körper eines Patienten zu bestimmen, etwa um die Position und Ausrichtung eines Katheters, Endoskops oder einer anderen Sonde zu überwachen. Es ist wünschenswert, die Daten, die das Objekt zeigen, in Überlagerung auf einem Bild des Patienten darzustellen, das z.B. die inneren Organe zeigt. Ein einfaches Verfahren, um dies zu erreichen, ist die Verwendung einer direkten Röntgenaufnahme wie z.B. eines Durchleuchtungsbilds, das den Patienten und die eingeführte Sonde zeigt. Dieses Verfahren hat den Nachteil, dass das gesamte Aufnahmeverfahren zum Erfassen eines Bilds des Patienten jedes Mal wiederholt werden muss, wenn die Sonde bewegt wird. Röntgenaufnahmen wie etwa mittels Fluoroskopie können bei bestimmten chirurgischen Eingriffen durchgeführt werden, setzen den Patienten aber zwangsläufig einer unerwünschten ionisierenden Strahlung aus. Einige Arten von bildgebenden Verfahren wie etwa die Magnetresonanztomographie (MRI) können während der Operation oder anderer Behandlungsverfahren nicht wiederholt werden.
Wie zum Beispiel in der britischen Patentanmeldung 2.094.590 und in dem US-Patent 5.186.174 gezeigt, kann die Sonde mechanisch eingeschränkt oder mit einem Arm oder Rahmen verbunden sein, so dass die Position der Sonde im Verhältnis zu einem festen Bezugsrahmen eingeschränkt und im Hinblick auf diesen Bezugsrahmen bekannt ist. Anhand der aus dem festen Bezugsrahmen gewonnenen Positionsdaten kann ein Bild der Sonde einem Bild des Patienten überlagert werden. Diese Systeme machen die Sonde jedoch unflexibel und stellen somit erhebliche Nachteile für das eigentliche medizinische Verfahren dar. Bei einem solchen System muss die Sonde zum Beispiel in einer geraden Linie zum Untersuchungsbereich vorgeschoben werden. Systeme dieser Art sind für die Positionierung einer Sonde außerhalb des Körpers besser geeignet als für die Positionierung im Inneren des Körpers.
Bryer et al. (US-Patent 4.697.595) und Bryer et al., Ultrasonically Marked Catheter – a Method for Positive Echographic Catheter Position Identification, Medical and Biological Engineering and Computer, Vol. 22, Nr. 3 (1984), Seiten 268 bis 271, beschreiben beide intrakardiale Katheter, die mit Ultraschalldetektoren ausgerüstet sind. Die Position des Katheters wird aus Laufzeitmessungen von einem Ultraschallwandler außen am Körper des Patienten zum Katheter hergeleitet, und die so hergeleitete Position wird einem mittels Ultraschall erzeugten Bild überlagert.
Van Steenwyk et al. (US-Patent 4.173.228), Pfeiler et al. (US-Patent 5.042.486) und Dumoulin et al. (US-Patent 5.211.165) beschreiben alle Anordnungen, bei denen sich elektromagnetische Signale zwischen einer Antenne an der Spitze eines in den Körper eingeführten medizinischen Katheters und mehreren Antennen außerhalb des Körpers ausbreiten. Die Position und Ausrichtung der Katheterspitze werden aus den zwischen diesen Antennen übertragenen Signalen bestimmt. Das heißt, die relative Position und Ausrichtung wird aus den Eigenschaften des Signalausbreitungswegs zwischen diesen Antennen hergeleitet, zum Beispiel aus dem Grad der Signaldämpfung auf dem Weg von einer Antenne zu den anderen. In dem Patent von Van Steenwyck wird die Möglichkeit der Verwendung eines Magnetfelds und eines Halleffekt-Wandlersensors erwähnt, aber es enthält keine Einzelheiten darüber, wie dies in der Praxis realisiert werden könnte. Dumoulin legt nahe, dass die mittels Hochfrequenz abgeleitete Position einer Katheterspitze einem Bild überlagert werden kann, das mit einem Aufnahmesystem erfasst wird.
Zum Lokalisieren von Gegenständen außerhalb des menschlichen Körpers mit Hilfe von Magnetfeldern sind zahlreiche Systeme vorgeschlagen worden. Dabei beschreiben Blood und die US-Patente 4.945.305, 4.849.692 und 4.613.866 alle Systeme zum Bestimmen der Position und Ausrichtung von Objekten im dreidimensionalen Raum mit Hilfe von Magnetspulen auf dem zu lokalisierenden Objekt und stationären Spulen in einem festen Bezugsrahmen. Andere Systeme dieser Art sind die US-Patente 5.172.056 (das eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff von Anspruch 1 beschreibt) und 5.168.222 von Voisin, das US-Patent 4.396.885 von Constant, das US-Patent 5.109.194 von Cantaloube, das US-Patent 4.317.078 von Weed et al., das US-Patent 4.642.786 von Hansen und das US-Patent 5.047.715 von Morgenstern. Diese Systeme weisen meist einen Magnetfeldsender mit mehreren auf orthogonalen Achsen um einen Eisenkern gewickelten Spulen sowie eine ähnliche als Empfänger verwendete Struktur auf. Die Spulen des Senders werden in einer bestimmten Reihenfolge und/oder mit unterschiedlichen Frequenzen betätigt, und die von den Spulen des Empfängers erfassten Signale werden analysiert, um die Position und Ausrichtung des Senders relativ zum Empfänger zu bestim men. Zu den Anwendungen für solche Systeme gehören dreidimensionale Datenerfassungsvorrichtungen für Computer und Systeme zur Erfassung der Position und Ausrichtung eines Helms.
Darüber hinaus haben Forscher, wie in Remel, An Inexpensive Eye Movement Monitor Using the Scleral Search Coil Technique, IEEE Transactions On Biomedical Engineering, Vol. BME-34, 4. April 1984, Seiten 388 bis 390, beschrieben, bei dem Versuch, die Drehung des Augapfels zu verfolgen, kleine schleifenartige Messspulen auf der Oberfläche des Augapfels angebracht, zum Beispiel durch Aufnähen oder Einarbeiten der Spule in eine Kontaktlinse. Die Person mit einer solchen Spule wird zwischen Paaren von orthogonal ausgerichteten Helmholtz-Spulen platziert, die mit hochfrequenten Wechselströmen mit zwei unterschiedlichen Frequenzen erregt werden. Die in der Spule auf dem Auge induzierte Spannung enthält Komponenten beider Frequenzen, und die relativen Größen dieser Komponenten richten sich nach der Ausrichtung des Auges.
Trotz all dieser Bemühungen in der Technik besteht immer noch ein Bedarf für eine verbesserte Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung der Position und Ausrichtung eines Objekts im Raum und insbesondere für eine verbesserte Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung der Position und Ausrichtung einer Sonde im Körper eines lebenden Patienten.
Dumoulin C. L. et al. beschreiben in „Real-Time Position Monitoring of Invasive Devices Using Magnetic Resonance", MRM 29: 411–415 (März 1993), die Überwachung der Position eines Geräts mittels einer Messung der HF-Magnetfelder, die durch Präzession von Kernspins in Anwesenheit von Gradientenmagnetfeldern erzeugt werden. Insbesondere weist ein in einen Patienten einzuführendes Gerät kleine eingebaute HF-Spulen auf, wobei jede Spule meist eine unabgestimmte einfache Schleife mit einem Durchmesser von weniger als 1 mm ist. Ein herkömmlicher 1,5-Tesla-MR-Scanner wird verwendet, um Auslesegradienten-Magnetfelder anzuwenden und dadurch eine Streuung in der Resonanzfrequenz (Larmor-Frequenz) der Spins in Abhängigkeit von der Position im Gradientenmagnetfeld zu verursachen. Um Fehler aufgrund von Resonanz-Offset wie z.B. Falscheinstellung des Senders, Magnetfeldinhomogenitäten und Empfindlichkeitseffekten zu unterdrücken, werden Auslesegradienten mit entgegengesetzter Polarität verwendet, um Gradientenechos für jeweils orthogonale Richtungen zu erzeugen, wobei die Position der Spule dann durch Mittelwertbildung der Positionen bestimmt wird. Alternativ werden bei einer bevorzugten Ausführungsform die Gradientenfelder so angelegt, dass die Positionsinformationen von allen drei Achsen gemultiplext und gleichzeitig erfasst werden.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Bestimmung der Position eines Objekts nach Anspruch 1 bereit. Bevorzugte Ausführungsformen sind in den Unteransprüchen festgelegt.
Die vorstehenden sowie weitere Ziele, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden anhand der nachstehenden ausführlichen Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen in Zusammenhang mit den anliegenden Zeichnungen besser verständlich.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine schematische perspektivische Teilschnittansicht einer Vorrichtung nach einer Ausführungsform der Erfindung.
2 zeigt eine schematische Ansicht eines Teils der in 1 gezeigten Vorrichtung.
3, 4 und 5 zeigen jeweils ein Diagramm zur Veranschaulichung bestimmter Magnetfelder in der Vorrichtung nach 1 und 2.
6 zeigt ein Vektordiagramm in Zusammenhang mit der Funktion der Vorrichtung nach 1 und 2.
7 und 8 zeigen schematische Teilschnitt-Aufsichtsansichten von Teilen der Vorrichtung nach einer weiteren Ausführungsform der Erfindung.
9 zeigt eine perspektivische Teilschnittansicht eines Teils der Vorrichtung nach noch einer weiteren Ausführungsform der Erfindung.
10 zeigt eine Teilschnitt-Aufsichtsansicht eines weiteren Teils der Vorrichtung in 9.
BESTE AUSFÜHRUNGSFORM DER ERFINDUNG
Die Vorrichtung nach einer Ausführungsform der Erfindung umfasst einen Rahmenaufbau 30, der einen Patientenaufnahmeraum oder Messraum 32 im Wesentlichen umgibt. Der Rahmenaufbau 30 trägt drei Helmholtz-Spulenpaare 34, 36 und 38, so dass die Spulen jedes Paars jeweils koaxial zueinander auf drei zueinander jeweils senkrechten Paarachsen X, Y und Z angeordnet sind. Die sich schneidenden Paarachsen bilden so ein herkömmliches kartesisches Koordinatensystem mit einem Nullpunkt 39 in der Mitte des Messraums und mit positiven und negativen Richtungen vom Nullpunkt aus jeweils entlang der X-, Y- und Z-Achse. Die Spulen jedes Paars sind auf gegenüberliegenden Seiten des Messraums 32 angeordnet. Alle Spulen sind rund und weisen den gleichen Durchmesser und die gleiche Anzahl von Windungen auf. Die beiden Spulen jedes Paars sind kodirektional, d.h. in derselben Richtung zueinander gewickelt. Daher weisen beide entlang der X-Achsen angeordneten Spulen 34 Wicklungen auf, die vom positiven Ende der X-Achse aus gesehen rechts her um oder entgegen dem Uhrzeigersinn um die X-Achsen verlaufen. Die Abstände zwischen den Spulen sind der Übersichtlichkeit halber in 1 übertrieben dargestellt. Vorzugsweise beträgt der Abstand zwischen den Spulen des Paars gemessen entlang der Paarachsen zwischen etwa dem 0,5- und 1,4fachen des Durchmessers jeder Spule. Regeln für die Auslegung von Helmholtz-Spulen zur Erzeugung von gleichförmigen Feldern und Feldern mit im Wesentlichen linearen Gradienten sind in dem Artikel „Modifying Helmholtz Coils to Magnetically Drive a Small Dipole", Lucas, P., Am. J. Phys., 54(7), Seiten 666 bis 667 (1986), beschrieben. Die Spulen ebenso wie der Rahmen 30 sind so aufgebaut und angeordnet, dass sie das Einbringen eines Körperteils eines lebenden Patienten in den Messraum 32 ermöglichen. Vorzugsweise weist der Rahmen koaxial mit den verschiedenen Spulen Öffnungen 40 auf, so dass der Körperteil des Patienten durch eine solche Öffnung 40 in den Messraum 32 gebracht werden kann und der Arzt durch die anderen Öffnungen Zugang zum Patienten hat, während sich der Patient in dem Messraum befindet. Der Rahmen kann aus praktisch jedem biegesteifen, starren Material bestehen. Dielektrische Materialien sind zu bevorzugen, weil sie beim Wechseln der Magnetfelder keine Wirbelströme erzeugen. Der Rahmen kann Schnelltrennverbindungen zwischen den verschiedenen Spulen und Rahmenelementen aufweisen. Dies ermöglicht es dem Arzt, die Spulen und den Rahmen in einem Notfall, der vollkommen ungehinderten Zugang zum Patienten erfordert, sofort von dem Patienten zu entfernen.
Alle Spulen sind an einen Spulentreiber 42 angeschlossen, der wiederum mit einer Ausgangsschnittstelle 44 verbunden ist, um die Ausgangssignale von einem Computer 46 zu empfangen. Der Computer 46 kann ein digitaler Computer des Typs sein, der üblicherweise als Workstation oder dedizierter Computer bezeichnet wird. Die Ausgangsschnittstelle 44 ist so eingerichtet, dass sie die Befehle von dem Computer erhält und den Spulentreiber 42 als Reaktion auf diese Befehle betätigt. Der Spulentreiber 42 umfasst eine herkömmliche Gleichstromversorgung 47 und herkömmliche Schaltgeräte, die bei 48 schematisch gezeigt sind, um die Spulen jedes Paars auf Anweisung durch den Computer 46 über die Schnittstelle 44 in einer Vorwärts- oder Durchlasskonfiguration oder in einer Rückwärts- oder Sperrkonfiguration mit der Stromversorgung 47 zu verbinden. In der Durchlasskonfiguration sind die Spulen in einer gleichsinnigen Reihenschaltung verbunden, so dass der durch beide Spulen des Paars fließende Strom in derselben Richtung um die Paarachse fließt. Wenn zum Beispiel die Spulen 34 des X-Achsen-Spulenpaars in Durchlass- oder gleichsinniger Reihenschaltungskonfiguration verbunden sind, sind sie in Reihe geschaltet, so dass der durch beide Spulen fließende Strom vom positiven Ende der X-Achse aus gesehen entgegen dem Uhrzeigersinn um die X-Achsen fließt. Sind die beiden Spulen eines Paar in der Sperrkonfiguration, fließt. Sind die beiden Spulen eines Paar in der Sperrkonfiguration, sind sie gegeneinander in Reihe geschaltet, so dass ein Strom durch beide Spulen in Reihe fließt, jedoch in entgegengesetzter Richtung um die Achse in den beiden Spulen des Paars. Der Strom fließt im Uhrzeigersinn um die X-Achse in einer Spule 34, aber entgegen dem Uhrzeigersinn um die X-Achse in der anderen Spule 34.
Die Vorrichtung weist weiter eine Patientenüberwachungssonde 50 auf. Die Überwachungssonde 50 weist einen länglichen Körper 52 mit einem proximalen Ende 54 und einem distalen Ende 56 zum Einführen in den Körper des Patienten auf. Bei der speziellen gezeigten Ausführungsform ist der Sondenkörper 52 ein länglicher, flexibler Schaft, der in ein herkömmliches Endoskop 53 passt, das wiederum in den Körper eingeführt werden kann. Das Endoskop 53 weist eine oder mehrere Öffnungen oder Kanäle zur Durchführung von chirurgischen Instrumenten, Flüssigkeiten und dergleichen auf, um diese in den Körper des Patienten einzuführen, und der Sondenkörper 52 kann in eine dieser Öffnungen passen. Diese Öffnungen oder Kanäle können auch zur Durchleitung endoskopischer chirurgischer Instrumente oder anderen Behandlungsgeräte oder Substanzen benutzt werden. Alternativ oder zusätzlich kann der Sondenkörper 52 oder das Endoskop 53 bekannte elektrische, optische oder elektrooptische Vorrichtungen zur Lieferung eines lokalen Bilds des Gewebes in der Umgebung des distalen Endes 56 aufweisen, zum Beispiel Videokameras und Faseroptikbündel. Das Endoskop kann mit einer herkömmlichen medizinischen Behandlungsvorrichtung 58 zum Zuführen und/oder Entnehmen von Flüssigkeiten, zum Beobachten der Gewebe in der Umgebung der Spitze mit Hilfe der elektrischen oder elektrooptischen Vorrichtungen und zum Durchführen anderer herkömmlicher medizinischer Behandlungen verbunden sein, die üblicherweise durch in den Körper eingeführte Sonden durchgeführt werden.
Ein Sensor 60 ist an dem Sondenkörper 52 nahe dem distalen Ende 56 befestigt. Wie am besten in 2 zu sehen, weist der Sensor 60 mehrere planare Messelemente 62, 64 und 66 auf. Das Element 62 ist senkrecht zu einer gemeinsamen Sensorachse X' angeordnet. Daher ist der in 2 gezeigte, auf der X'-Achse verlaufende Vektor X' senkrecht zu dem planaren Messelement 62. In gleicher Weise ist das Element 64 senkrecht zur Y'-Richtung des Sensors, und das Element 66 ist senkrecht zur Z'-Richtung. Die Richtungen X', Y' und Z' sind rechtwinklig zueinander und daher sind die Ebenen der Elemente 62, 64 und 66 ebenfalls senkrecht zueinander. Jedes Messelement weist Material auf, das einen Hall-Effekt erzeugt, so dass das Messelement eine Ausgangsspannung liefert, die proportional zu der Komponente des Magnetfelds in der Nähe des Sensors senkrecht zu der Fläche des betreffenden Messelements ist. Daher weist das Messelement 62 eine dünne Schicht galvanomagne tischen Materials wie zum Beispiel Indiumarsenid, Galliumarsenid oder dergleichen auf seiner Oberfläche, ein Paar Erregungsleitungen 68, die mit den beiden gegenüberliegenden Kanten der Schicht verbunden sind, und ein Paar Ausgangsspannungsleitungen 70 auf, die mit den verbleibenden Kanten verbunden sind. Im Betrieb, wenn ein Strom zwischen den Kanten 68 fließt und ein Magnetfeld in der Nähe des Sensors vorhanden ist, steht zwischen den Leitungen 70 eine Spannung proportional zu der Komponente des Felds senkrecht zu der Sensoroberfläche an. Anders ausgedrückt, wenn B der lokale Magnetfeldvektor und X' der Vektor in der X'-Richtung entlang der Achse des Sensors senkrecht zu Element 62 ist, ergibt sich die Ausgangsspannung V_O62 an Element 62 wie folgt: VO62 = K(B·X') + VI62 wobei V_O62 die Ausgangsspannung, K ein Proportionalitätsfaktor und V_I62 die Ausgangsspannung von Element 62 bei einem anliegenden Magnetfeld von null ist. Das Element 64 weist ähnliche Zuleitungen (nicht gezeigt) auf und erzeugt ebenfalls eine Ausgangsspannung: VO64 = K(B·Y') + VI64 wobei V_O64 die Ausgangsspannung von Element 64, Y' der Einheitsvektor in Y'-Richtung und V_I64 die Ausgangsspannung von Element 64 bei einem anliegenden Magnetfeld von null ist. In gleicher Weise erzeugt das Element 66 eine Ausgangsspannung V_O66: VO66 = K(B·Z') + VI66 wobei Z' der Einheitsvektor in Z'-Richtung und V_I66 die Ausgangsspannung von Element 66 bei einem anliegenden Magnetfeld von null ist. Weil der Sensor in der distalen Spitze 56 des Sondenkörpers 52 angeordnet ist, sind Position und Ausrichtung des Sensors 60 im Verhältnis zu den Bezugsrichtungen X, Y und Z des Rahmenaufbaus 30 und der Spulen 34 bis 38 nicht fest. Daher können die lokalen Achsen X', Y' und Z' des Sensors 60 eine beliebige Ausrichtung im Verhältnis zu den Achsen X, Y und Z der Spulen und des Rahmenaufbaus haben.
Die Zuleitungen von Sensor 60 einschließlich der Zuleitungen 68 und 70 und der sonstigen Zuleitungen für die anderen Messelemente (nicht gezeigt) sind über ein Kabel 75, das durch den Körper 52 der Sonde verläuft, an eine Treiber- und Verstärkereinheit 72 (1) angeschlossen. Die Treiber- und Verstärkereinheit 72 ist so eingerichtet, dass sie die entsprechenden Erregungsspannungen an die Elemente des Sensors 60 anlegt und die Ausgangsspannungen V_O66, V_O64 und V_O62 der verschiedenen Messelemente verstärkt. Die Treiber- und Verstärkereinheit 72 ist an einen Analog-Digital-Wandler 74 angeschlossen, der wiederum mit einem Eingang des Computers 46 verbunden ist. Obwohl nur ein einzelner Anschluss gezeigt ist, ist zu beachten, dass der Wandler 74 ein Mehrkanalgerät mit mehreren Anschlüssen und/oder Multiplex-Schaltungen für die Lieferung digitaler Entsprechungen aller Ausgangssignale von allen Messelementen im Sensor 60 an den Computer 46 ist.
Die Vorrichtung weist weiterhin einen Referenz-Marker 76 (1) mit einem Sensor 80 und einem Marker-Körper 78 auf. Der Marker-Körper 78 ist zur Befestigung an einem Körperteil des Patienten in einer im Wesentlichen festen Position relativ zu diesem Körperteil vorgesehen. Daher kann der Marker-Körper 78 Klemmen, Bänder, Ringe oder Gurte zur Befestigung an Kopf, Gliedmaßen oder Rumpf eines Patienten aufweisen. Alternativ oder zusätzlich kann der Körper 78 Öffnungen oder Aussparungen zur Aufnahme von Nähten, Stiften, chirurgischen Klammern oder anderen Befestigungselementen aufweisen. Der Körper des Referenz-Markers kann auch mit herkömmlichem chirurgischem Klebeband, Bandagen oder dergleichen am Körper des Patienten befestigt werden. Mindestens ein Teil des Referenz-Markers, zum Beispiel der Marker-Körper 78, der Sensor 80 oder beide, besteht aus einem Material, das mit Abbildungsverfahren wie z.B. Röntgen, Magnetresonanztomographie („MRI"), computergesteuerter Axialtomographie („CAT") oder anderen üblichen Abbildungsverfahren erfasst werden kann. Der Sensor 80 des Referenz-Markers ist im Wesentlichen identisch mit dem Sensor 60 der Überwachungssonde 50. Der Sensor 80 ist an eine Treiber- und Verstärkereinheit 82 angeschlossen, die wiederum über einen Analog-Digital-Wandler 84 mit dem Computer 46 verbunden ist. Die Einheit 82 und der Wandler 84 sind identisch mit der Treiber- und Verstärkereinheit 72 und dem Analog-Digital-Wandler 74.
Die Vorrichtung weist weiter eine Bildspeichereinheit 86 zum Speichern eines Bilds eines Patienten oder eines Körperteils eines Patienten in digitaler Form auf. Meist umfasst die Bildspeichereinheit 86 herkömmliche Computer-Speichervorrichtungen. Ein Bildeingabegerät 88 ist ebenfalls vorgesehen. Das Eingabegerät 88 kann herkömmliche digitale Dateneingabegeräte wie z.B. Plattenlaufwerke, Datenkommunikationsverbindungen oder dergleichen zur Erfassung von Bildern in digitaler Form von jedem geeigneten Aufnahmegerät wie z.B. einem Röntgen-, MRI-, CAT- oder Videosystem sowie zum Übertragen der eingegebenen Bilder an die Bildspeichereinheit 86 aufweisen. Ein Anzeigemonitor 90 ist mit dem Computer 46 verbunden. Der Anzeigemonitor 90 ist mit manuellen Eingabevorrichtungen wie z.B. Knöpfen 92, 94 und 96 versehen und an den Computer 46 angeschlossen, so dass die Einstellungen dieser Knöpfe an den Computer übermittelt werden können. Zu den Dateneingabegeräten können auch Maus, Trackball, Joystick oder Tastatur gehören.
Ein Körperteil des Patienten, zum Beispiel der Kopf, kann mit Hilfe herkömmlicher Aufnahmegeräte wie MRI, CAT, Röntgen oder dergleichen aufgenommen werden, während der Referenz-Marker 76 an dem Körperteil ange bracht ist. Daher umfassen die so aufgenommenen Bilddaten auch eine Darstellung des Referenz-Markers. In diesem Zusammenhang ist es nicht wichtig, dass der gesamte Referenz-Marker in dieser Phase des Prozesses am Körper des Patienten befestigt ist. Wenn daher der magnetische Sensor 80 vom Marker-Körper 78 ablösbar ist und wenn der Marker-Körper 78 mit dem benutzten Aufnahmeverfahren dargestellt werden kann, kann der Sensor 80 während dieser Phase des Prozesses von dem Marker-Körper abgetrennt werden. Auch der Sensor des Referenz-Markers kann in dieser Phase des Prozesses vom Rest der Vorrichtung abgetrennt werden. In dieser Phase des Prozesses muss der Patient nicht in dem Rahmen 30 oder in dem Aufnahmeraum 32 positioniert sein und ist dies in der Regel auch nicht. Meist wird der Patient in einem vollkommen getrennten Raum oder einer anderen Einrichtung untersucht. Nach diesem Aufnahmeschritt verbleibt der Referenz-Marker für den Rest des Prozesses am Körper des Patienten. Die Bilddaten, die den Körperteil des Patienten zeigen, einschließlich der Darstellung des Referenz-Markers 76, werden über das Eingabegerät 88 an die Bildspeichereinheit 86 übertragen. Die Bilddaten können eine Aufnahme in einer einzelnen Ebene oder besser Aufnahmen in mehreren Ebenen oder eine dreidimensionale Aufnahme umfassen, z.B. ein Diagramm der Strahlenundurchlässigkeit oder der Magnetresonanzaktivität in einem vollständig dreidimensionalen Volumen mit einem Teil des Körperteils. Die Bilddaten können als Ausgabedaten gespeichert werden, wobei einzelne Datenelemente die auf einer bildlichen Darstellung der Aufnahme anzuzeigenden Dichten oder Farben repräsentieren. Alternativ kann die Aufnahme in Form von Eingabedaten wie z.B. Darstellungen der Magnetresonanzsignale im Zeit- oder Frequenzbereich oder unverarbeiteten Tomographiedaten gespeichert werden, aus denen eine bildliche Darstellung rekonstruiert werden kann.
Im nächsten Schritt des Verfahrens wird der Körperteil des Patienten in dem Messraum 32 positioniert. Die Sonde 50 wird mit in der Medizin bekannten Verfahren in den Körper des Patienten eingebracht. Der Computer 46 aktiviert den Spulentreiber 48, um die Spulen in einer vorbestimmten, sich wiederholenden Abfolge zu betätigen. Die Abfolge umfasst einen Nullzustand, in dem alle Spulen ausgeschaltet sind und die einzigen Magnetfelder im Messraum 32 diejenigen sind, die durch externe Quellen wie zum Beispiel das Erdmagnetfeld, Streumagnetfelder von Gegenständen in der Nähe und dergleichen eingeführt werden. Außerdem umfasst die Abfolge einen Durchlass- oder Homogenfeldzustand für jedes Spulenpaar. Wenn jedes Spulenpaar in seinem Durchlasszustand mit der vorstehend beschriebenen gleichsinnigen Reihenschaltungskonfiguration mit gleichgerichtetem Stromfluss in beiden Spulen angesteuert wird, erzeugt jedes Spulenpaar um seine Achse ein im Wesentlichen homogenes unidirektionales Magnetfeld. Die X-Richtungsspulen 34 erzeugen im Durchlass zustand zum Beispiel ein Feld mit einem im Wesentlichen parallel zur X-Achse verlaufendem Fluss von im Wesentlichen gleicher Größe in einem mittleren Bereich des Messraums 32 in der Nähe des Mittelpunkts des Messraums, d.h. dem Nullpunkt oder Schnittpunkt 39 der X-, Y- und Z-Achsen. In der Regel ist das Feld homogen mit einer Abweichung von etwa 1% über einen Bereich, der vom Nullpunkt ausgeht und etwa 62% das Abstands zwischen den Spulen umfasst und von den Achsen seitlich nach außen über einen Abstand verläuft, der etwa 25% des Spulendurchmessers entspricht. Die drei Spulenpaare werden getrennt zu unterschiedlichen Zeitpunkten in der Abfolge betätigt, so dass jeweils nur ein Spulenpaar im Durchlasszustand aktiviert ist.
Die Abfolge umfasst auch einen Sperr- oder Gradientenfeldzustand für die Betätigung der einzelnen Spulenpaare. Im Sperr- oder Gradientenfeldzustand, in dem die Ströme in den beiden Spulen jedes Paars in entgegengesetzter Richtung fließen, umfasst das von jedem Spulenpaar erzeugte Feld eine entlang der Achse zwischen Spulen ausgerichtete Komponente mit einem im Wesentlichen linearen, gleichförmigen Gradienten entlang dieser Achse. Wenn die X-Richtungsspulen 34 zum Beispiel im Gradientenzustand aktiviert sind, hat das Feld die in 3, 4 und 5 gezeigte Konfiguration. In 3 ist R_x die Komponente des Sperr- oder Gradientenfelds in X-Richtung, d.h. parallel zur X-Achse. Wie in 3 gezeigt, hat diese Komponente an einem Ende des Messraums einen niedrigen negativen Wert. Die X-Richtungskomponente R_x nimmt monoton und linear mit zunehmenden Werten von X zu, durchläuft 0 bei etwa X = 0, d.h. am Nullpunkt 39. Der Wert oder die Größe der X-Richtungskomponente an einem bestimmten Punkt auf den X-Achsen ist für jedes Y und Z gleich. R_x ist somit eine Funktion nur von X und ist konstant in Bezug auf Y und Z.
Das von den X-Achsenspulen 34 erzeugte Sperr- oder Gradientenfeld weist auch eine radiale Komponente senkrecht zur X-Achse auf. Die radiale Komponente ist symmetrisch um die X-Achse und von der X-Achse weg gerichtet. Die radiale Komponente teilt sich in eine Y-Richtungskomponente und eine Z-Richtungskomponente. Wie in 4 gezeigt, variiert die Y-Richtungskomponente R_y des von den X-Spulen 34 erzeugten Sperr- oder Gradientenfelds monoton mit Y, erreicht 0 bei Y = 0, d.h. in der X-Z-Ebene. Die Z-Richtungskomponente R_z des Sperr- oder Gradientenfelds der X-Spule hat eine ähnliche Konfiguration (5). Daher ist R_z proportional zu Z. Die Proportionalitätskonstante oder Neigung von R_y gegen Y beträgt etwa ein Drittel der Proportionalitätskonstante für R_x gegen X. In gleicher Weise beträgt die Proportionalitätskonstante oder Neigung für R_z gegen Z ebenfalls etwa ein Drittel der Proportionalitätskonstante für R_x gegen X.
Die vorstehende Beschreibung im Hinblick auf 3, 4 und 5 bezieht sich auf die verschiedenen Komponenten eines einzelnen Sperr- oder Gradienten felds, das von den X-Achsenspulen 34 erzeugt wird. Die von den Y-Achsenspulen 36 und den Z-Achsenspulen 38 erzeugten Sperr- oder Gradientenfelder weisen dieselben Konfigurationen auf, jedoch entlang unterschiedlicher Achsen. Daher weist das von den Y-Achsenspulen 36 erzeugte Sperr- oder Gradientenfeld eine Komponente Ry auf, die mit zunehmenden Werten von Y (mit zunehmender Verschiebung entlang der Y-Achse in der Richtung +Y) monoton zunimmt, aber im Wesentlichen nicht mit X oder Z bei einem bestimmten Wert von Y variiert. Diese Komponente hat ebenfalls einen Wert von etwa 0 am Punkt Y = 0, d.h. am Nullpunkt 39 und entlang der X-Z-Ebene. Dasselbe Y-Achsen-Gradientenfeld hat eine radiale Komponente senkrecht zur Y-Achse. Die radiale Komponente teilt sich in eine Komponente in X-Richtung, die proportional zu X ist, und eine Komponente in Z-Richtung, die proportional zu Z ist. Die Proportionalitätskonstanten der X- und Z-Komponenten mit dem Abstand X bzw. Z betragen etwa ein Drittel der Proportionalitätskonstante der Y-Komponente mit dem Abstand Y.
In gleicher Weise weist das von den Z-Achsenspulen 38 erzeugte Sperr- oder Gradientenfeld eine Z-Richtungskomponente auf, die monoton mit Z variiert und am Nullpunkt (Z = 0) etwa 0 erreicht, wobei diese Komponente im Verhältnis zu X und Y im mittleren Bereich des Messraums 32 konstant ist. Das von den Spulen 38 erzeugte Sperr- oder Gradientenfeld weist eine X-Richtungskomponente, die proportional zu X ist, und eine Y-Richtungskomponente auf, die proportional zu Y ist, wobei diese beiden Proportionalitätskonstanten kleiner als die Proportionalitätskonstante der Z-Richtungskomponente sind.
Auch für die Sperr- oder Gradientenfelder werden die einzelnen Spulenpaare zu unterschiedlichen Zeitpunkt getrennt voneinander betätigt, so dass jeweils nur ein Spulenpaar aktiviert ist und keines der Spulenpaare im Gradientenfeldzustand aktiviert ist, während sich ein anderes Paar im Homogenfeldzustand befindet. Die verschiedenen Betätigungen werden zyklisch wiederholt. Die jeweilige Abfolge in jedem Zyklus ist nicht von Bedeutung. Daher kann jeder Zyklus die Betätigung jedes Spulenpaars zur Erzeugung seines entsprechenden gleichförmigen Felds umfassen, gefolgt von der Betätigung jedes Spulenpaars zur Erzeugung seines Sperr- oder Gradientenfelds, gefolgt von der Deaktivierung aller Spulenpaare. Alternativ kann die Abfolge die Betätigung des X-Richtungs-Spulenpaars zur Erzeugung seines gleichförmigen Felds und zur anschließenden Erzeugung seines Sperr- oder Gradientenfelds umfassen, gefolgt von der entsprechenden Betätigung der Y- und Z-Spulenpaare und der Deaktivierung aller Spulenpaare, oder eine beliebige Kombination dieser Muster. Der Computer 46 verfolgt jedoch die Spulenbetätigung an jedem Moment in der Abfolge, so dass die ankommenden Daten von den Sensoren 60 und 80 den betreffenden Spulenpaar-Aktivierungen zugeordnet werden können. Der vollständige Ablauf wird in schneller Folge wiederholt, so dass jede Abfolge etwa 10 bis etwa 100 Millisekunden dauert.
Wenn die Felder nacheinander ein- und ausgeschaltet werden, steuert der Computer 46 die Erfassung der Daten von den Sensoren 60 und 80, so dass Signale für jedes Feld zu einer zuvor gewählten Erfassungszeit während jedes Schaltzyklus erfasst werden. Weil jedes Spulenpaar in einem bestimmten Modus oder Zustand eingeschaltet wird, steigt daher die Stärke oder Größe des von dem betreffenden Spulenpaar erzeugten Felds exponentiell zu einem konstanten Wert nach der Gleichung Mi = Mc(1 – e(–t/tau))wobei
t die Zeit,
M_i die Momentanfeldgröße zum Zeitpunkt t,
M_c die Konstant- oder Dauerfeldgröße und
tau eine Zeitkonstante proportional zur Induktivität des Spulenpaars und umgekehrt proportional zum Reihenwiderstand ist.
Weil die Erfassungszeit für alle Schaltzyklen gleich ist, ist die Momentanfeldgröße M_i zur Erfassungszeit immer ein konstanter Anteil der Dauerfeldgröße M_c. Die Verzögerung zwischen dem Start eines Schaltzyklus und der Erfassungszeit kann zum Beispiel etwa dem Einfachen der Zeitkonstante tau entsprechen, d.h. etwa 20 Prozent der Laufzeit, die erforderlich wäre, um einen im Wesentlichen konstanten Zustand zu erreichen. Bei diesem Aufbau beträgt die Momentanfeldgröße zur Erfassungszeit in jedem Zyklus etwa 63 Prozent des stationären Werts. Weil jeder Schaltzyklus unmittelbar nach der Erfassungszeit beendet und ein neuer Schaltzyklus gestartet werden kann, erlaubt dieser Aufbau viel mehr Messungen pro Zeiteinheit als der alternative Aufbau, bei dem vor der Datenerfassung abgewartet wird, bis jeweils ein Spulenpaar einen stationären Zustand erreicht. Bei einer Variante dieses Systems kann die Erfassungszeit durch Überwachen des Momentanstroms durch die Spulenpaare gesteuert werden. Das System kann so eingerichtet sein, dass Daten von den Sensoren 60 und 80 in jedem Zyklus erfasst werden, wenn der Momentanstrom in dem betreffenden aktivierten Spulenpaar auf einen festgelegten Auslösewert steigt, der vorzugsweise niedriger als der Gleichgewichtsstrom ist. Bei diesem Aufbau werden die Sensordatenwerte bei einer von Zyklus zu Zyklus einheitlichen Feldgröße erfasst. Während die Spulen wiederholt aktiviert werden, werden Signale von den Sensoren 60 und 80 erhalten, verstärkt, digitalisiert und dem Computer 46 zugeführt. Die Signale werden benutzt, um die Ausrichtung und Position des Sensors und der angebrachten Sonde in dem Messraum 32 im XYZ-Koordinatensystem zu bestimmen. In jeder Phase des Zyklus erfasst der Computer Daten für die Komponenten des Felds in den X'-, Y'- und Z'- Richtungen des Sensors 60, so dass bei jeder Spulenbetätigung eine getrennte Datenerfassung für das Feld in jeder Raumrichtung erfolgt. Jede Datenerfassung wird korrigiert, indem die entsprechende Dateneingabe für den Nullfeldzustand bei ausgeschalteten Spulen im selben Zyklus subtrahiert wird. Alle Messwerte für die Elemente 62, die das Feld in X'-Richtung angeben, werden zum Beispiel durch Subtrahieren des während des Nullfeldzustands erfassten Werts für die Feldkomponente in X'-Richtung korrigiert. Dadurch werden alle Wirkungen anderer Felder mit Ausnahme der durch die Spulen erzeugten Felder ausgeschaltet. Die Angabe von „null-korrigierten" Werten für die Sensormesswerte im Folgenden ist als Angabe von auf diese Weise korrigierten Werten zu verstehen. Die null-korrigierten Werte für die während der Erzeugung von homogenen Feldern erfassten Sensorwerte werden in der Form „H_m,n" angegeben, wobei der Buchstabe m angibt, mit welchem Messelement der Wert erfasst wurde, und der Buchstabe n angibt, mit welchem Spulenpaar das homogene Feld während der Erfassung der Werte erzeugt wurde. Die Darstellung ist in Tabelle I gezeigt.
TABELLE I Messelementwerte für homogene Felder
Die während aller homogenen Felder erfassten Werte bilden somit eine 3 × 3-Matrix. Diese Werte werden normalisiert, indem jeder dieser Werte durch die Größe des von dem betreffenden Paar erzeugten Flusses dividiert wird, d.h. durch die Größe des durch das Spulenpaar angelegten Gesamtflussvektors. Diese Größe wiederum ist die Quadratwurzel der Summe der Quadrate der einzelnen Sensorwerte: Hx = sqrt[(Hx',x)^2 + (Hy',x)^2 + (Hz',x)^2] Hy = sqrt[(Hx',y)^2 + (Hy',y)^2 + (Hz',y)^2] Hz = sqrt[(Hx',z)^2 + (Hy',z)^2 + (Hz',z)^2]wobei H_x die Größe des von dem X-Achsen-Spulenpaar 34 während der gleichförmigen Feldaktivierung angelegten Magnetflusses ist und H_y2 und H_z3 entsprechende Größen für den von dem Y-Achsen-Spulenpaar 36 bzw. dem Z-Achsen-Spulenpaar 38 angelegten Fluss sind. Der Begriff „sqrt" bedeutet „Quadratwurzel" des Ausdrucks in Klammern und ^2 bedeutet das Quadrat des voranstehenden Ausdrucks. Diese Größen werden dann zur Berechnung von normalisierten Werten benutzt. Das heißt, jeder bei einer bestimmten Homo genfeldaktivierung erfasste Sensorwert wird durch die Größe des während dieser Aktivierung erzeugten Flusses dividiert:
Die Ausrichtung des Sensors – die Winkel der X'-, Y'- und Z'-Achsen des Sensors bezogen auf die X-, Y- und Z-Achsen des Rahmens 30 und die Spulenpaare – kann direkt aus den normalisierten Werten bestimmt werden. Zur Berechnung der Ausrichtung aus allen homogenen Feldern sind weniger als alle Werte erforderlich. Das System wählt eine Reihe von Werten mit der höchsten Größe und damit dem höchsten Signal-Rausch-Verhältnis zur Benutzung bei der Berechnung aus.
Die Ausrichtung des Sensors bezogen auf das XYZ-Koordinatensystem der Spulen kann auf vielfältige Weise ausgedrückt werden. Vorzugsweise wird die Ausrichtung jedoch anhand von drei Winkeln ausgedrückt, die als Längsneigung, Querneigung und Seitenneigung bezeichnet werden. Diese Winkel beziehen sich auf eine angenommene Ausgangs- oder Nullposition, in der die X'-, Y'- und Z'-Raumrichtungen des Sensors mit den X-, Y- und Z-Bezugsrichtungen des Spulensystems ausgerichtet sind. Die Längsneigung ist der Winkel 93 (2) zwischen der Z'-Raumrichtung des Sensors und der Z-Bezugsrichtung. Sie kann wie folgt berechnet werden: Längsneigung = arccos(H'z',z)
Die Seitenneigung ist der Winkel 94 zwischen der Projektion der Z'-Achse des Sensors auf die X-Y-Ebene und die Y-Bezugsrichtung. Sie kann wie folgt berechnet werden: Seitenneigung = arctan(H'z',x/H'z',y)
Bei dieser Darstellung ist die Seitenneigung für einen Zustand mit null Längsneigung undefiniert. Die Querneigung ist festgelegt als der Winkel 95 zwischen der Raumrichtung X' des Sensors und der Z-Bezugsrichtung des Systems. Sie kann wie folgt berechnet werden: Querneigung = arctan(H'y',z/H'z',z)
Eine andere intern einheitliche Reihe von Winkeln kann benutzt werden, um die Ausrichtung anzugeben. Darüber hinaus kann die Ausrichtung des Sensors durch Angabe von zwei beliebigen Einheitsvektoren des Raumkoordinatensystems des Sensors bezogen auf das XYZ-Bezugskoordinatensystem vollständig angegeben werden. Ein Beispiel hierfür ist: X' = i(Hx',x) + j(H'x',y) + k(H'x',z)wobei X' der Einheitsvektor in X'-Richtung ist und
i, j, k die Einheitsvektoren in den X-, Y- und Z-Bezugsrichtungen sind.
Das System erfasst auch Daten für die während des Erzeugens der Gradientenfelder erfassten Sensorwerte. Wie bei den während der Erzeugung der homogenen Felder erfassten Daten, werden die Gradientenfelddaten durch Subtrahieren der Nullfeldwerte für jeden Sensor korrigiert. Die korrigierten Werte werden dann als Daten zur Angabe der Sensormesswerte und somit der Feldkomponenten in den betreffenden X'-, Y'- und Z'-Richtungen während des Erzeugens der Gradientenfelder durch die unterschiedlichen Spulenpaare benutzt. Daher gibt R_x',x, wie in nachstehender Tabelle II gezeigt, den X'-Sensorwert und somit die Feldkomponente in X'-Raumrichtung des Sensors 60 an, während die X-Achsenspulen im Sperr- oder Gradientenfeldzustand betrieben werden; R_x',y gibt die entsprechende Komponente in X'-Raumrichtung während des Gradientenfeldbetriebs des Y-Achsen-Spulenpaars an usw.:
TABELLE II Messelementwerte für Gradientenfelder
Die Größe der Gesamtflussvektoren an Sensor 60 während der Betätigung jedes Spulenpaars in einem Gradientenzustand wird durch den Computer 46 wie folgt berechnet: |Bx| = sqrt[(Rx',x)^2 + (Ry',x)^2 + (Rz',x)^2] |By| = sqrt[(Rx',y)^2 + (Ry',y)^2 + (Rx',y)^2] |Bz| = sqrt[(Rx',z)^2 + (Ry',z)^2 + (Rz',z)^2]wobei |B_x| die Größe des Flusses am Sensor während des Betriebs des X-Achsen-Spulenpaars 34 in einem Gradienten- oder Sperrzustand, |B_y| die Größe des Flussvektors an Sensor 60 während des Gradientenfeldbetriebs des Y-Richtungs-Spulenpaars 36 und |B_z| die Größe des Flussvektors an dem Sensor während des Betriebs des Z-Achsen-Spulenpaars 38 ist.
Obwohl die Größe der Gesamtflussvektoren für jedes Gradientenfeld problemlos wie vorstehend beschrieben aus den Gradientenfeld-Sensormesswerten R_x',x ... R_z',z berechnet werden kann, kann die Richtung des Gradientenfeld-Flussvektors in dem durch die Spulen festgelegten XYZ-Bezugskoordinatensystem nicht aus diesen Werten allein bestimmt werden. Daher repräsentieren die Werte R_x'x ... R_z',z Komponenten in den X'-, Y'- und Z'-Raumrichtungen des Sensors. Die normalisierten Homogenfeldwerte H'₁₁ ... H'₃₃ werden in Verbindung mit den Gradientenfeld-Komponentenwerten für jedes Spulenpaar verwendet, um eine Projektion des Gesamtgradientenfeldvektors für jedes Spu lenpaar auf die Achse des betreffenden Spulenpaars und damit der Komponente des Gradientenfeldvektors auf die Achse des Spulenpaars herzuleiten, das zur Erzeugung des betreffenden Gradientenfelds aktiviert war.
Zuerst berechnet das System die Größe eines Differenzvektors zwischen dem Gesamtgradientenfeldvektor und dem mit demselben Spulenpaar erzeugten normalisierten Einheitsgrößen-Homogenfeldvektor. Zum Beispiel berechnet das System, wie in 6 gezeigt, die Größe des Differenzvektors d_x, der die Vektordifferenz zwischen dem Gesamtfluss B_x während des Betriebs des X-Achsen-Spulenpaars im Gradientenzustand und dem normalisierten Einheitslängenvektor angibt, wobei H'_x einen Einheitsvektor in der Flussrichtung während des Betriebs des X-Achsen-Spulenpaars im Homogenfeldzustand darstellt. Die letztere Richtung verläuft natürlich entlang der X-Achse des Spulenpaars. Die Komponenten des Differenzvektors im X'-, Y'- und Z'-Raumkoordinatensystem des Sensors lassen sich direkt aus den Gradientenfeld-Sensorwerten R_x',x, R_y',x und R_z',x berechnen, die während des Betriebs des X-Spulenpaars im Gradientenzustand erfasst wurden, sowie aus den normalisierten Homogenfeld-Sensorwerten H_x',x, H_y',x und H_z',x, die während des Betriebs desselben Spulenpaars im Homogenfeldzustand erfasst wurden. Daher gilt: |dx| = sqrt[(Rx',x – H'x',x)^2 + (Ry',x – H'y',x)^2 + (Rz',x – H'z',x)^2]wobei |d_x| die Größe des Differenzvektors ist. Insoweit als die Größen des Einheitsvektors H'_x, des Gradientenfeld-Gesamtflussvektors B_x und des Differenzvektors d_x bekannt sind, können die Winkel zwischen diesen Vektoren durch Anwendung des Kosinussatzes berechnet werden. Insbesondere der Winkel T_x zwischen dem Gesamtgradientenfeldvektor B_x an dem Sensor während des Betriebs des X-Richtungs-Spulenpaars im Gradientenzustand und dem Einheitsvektor H'_x kann wie folgt berechnet werden: Tx = arccos[(1 + |Bx|^2 – |dx|^2)/(2·|Bx|)].
Weil das von dem X-Achsen-Spulenpaar erzeugte Homogenfeld einen Fluss in Richtung der X-Achse aufweist, gibt der Winkel T_x den Winkel zwischen dem Gradientenfeld-Gesamtflussvektor B_x und der X-Achse an. Die Komponente des Gradientenfeld-Gesamtflussvektors B_x in Richtung der X-Achsen-Bezugsrichtung ist einfach: Rx = (|Bx|)cos(Tx)
Dies entspricht der Komponente für den Fluss in X-Richtung am Sensor 60 während des Betriebs des X-Achsen-Spulenpaars 34 im Gradientenfeld- oder Sperrzustand. Wie bereits erwähnt, ist die Komponente für den Fluss während dieses Betriebs des X-Richtungs-Spulenpaars im Wesentlichen proportional zur Position in X-Richtung (3). Daher gilt: X-Position (mm) = (Mx)(Rx) wobei M_x ein Umrechnungsfaktor ist. Der Umrechnungsfaktor gibt die Neigung der Funktion an, die die X-Komponente für den Fluss R_x mit dem Abstand in X-Richtung in Beziehung setzt. M_x kann auch skaliert werden, um die Empfindlichkeit der verschiedenen Elemente in dem Sensor und die Verstärkung der verschiedenen Verstärkungskanäle zu berücksichtigen, wobei angenommen wird, dass diese für alle Sensoren gleich sind. Alternativ können zusätzliche Empfindlichkeits-Skalierungsfaktoren angewendet werden, um die von jedem Messelement abgeleiteten Spannungen V_O62, V_O64 und V_O66 in tatsächliche numerische Werte für die Magnetflusskomponenten umzurechnen, so dass separate Skalierungsfaktoren auf die Messwerte von den verschiedenen Messelementen angewendet werden.
Die Differenzvektoren und Winkel werden in exakt analoger Weise berechnet, um die Y-Achsen-Komponente R_y des am Sensor 60 während des Betriebs des Y-Richtungs-Spulenpaars im Gradientenzustand erfassten Flussvektors B_y und die Z-Achsen-Komponente R_z in Z-Richtung während des Gradientenbetriebs der Z-Achsenspulen zu erhalten. Die Größen der Differenzvektoren werden wie folgt berechnet: |dy| = sqrt[(Rx',y – H'x',y)^2 + (Ry',y – H'y',y)^2 + (Rz',y – H'z',y)^2]und |dz| = sqrt[(Rx',y – H'x',z)^2 + (Ry',z – H'y',z)^2 + (Rz',z – H'z',z)^2]wobei |dY| und |dZ| die Größen der Differenzvektoren für die Y-Achsen- und Z-Achsenspulen sind, berechnet in der gleichen Weise wie vorstehend für |dX| beschrieben. Die Winkel T_y und T_z werden in derselben Weise wie T_x nach dem Kosinussatz berechnet: Ty = arccos[(1 + |By|^2 – |dY|^2)/(2·|By|)]und Tz = arccos[(1 + |Bz|^2 – |dZ|^2)/(2·|Bz|)]
Die Positionen in Y- und Z-Richtung werden aus diesen Komponenten und Winkeln in genau derselben Weise wie die Positionen in X-Richtung berechnet. Daher gilt: Ry = (|By|)cosTy Rz = (|Bz|)cosTz Y-Position = (My)(Ry) Z-Position = (Mz)(Rz)
Jedes Mal, wenn die Spulen die Null-, Homogen- und Gradientenfeldzustände durchlaufen, berechnet daher der Computer 46 erneut die Position und Ausrichtung des Sensors 60. Insoweit als der Sensor 60 an der distalen Spitze 56 des Sondenkörpers 52 angebracht ist, liefern diese Berechnungen die Position und Ausrichtung der distalen Spitze des Sondenkörpers.
Bei der vorstehenden Beschreibung wird angenommen, dass der Umrechnungsfaktor M_x, der die X-Richtungsposition mit der Größe der X-Richtungskomponente R_x in Beziehung setzt, für alle Werte von Y und Z exakt konstant und exakt einheitlich ist. In gleicher Weise wird angenommen, dass die entsprechenden Umrechnungsfaktoren, die die Y-Richtungsposition mit der Größe der Y-Richtungs-Flusskomponente bzw. die Z-Richtungsposition mit der Größe der Z-Richtungs-Flusskomponente in Beziehung setzen, konstant sind. Die Genauigkeit der Positionsbestimmung kann durch Eichung oder Kalibrierung des Messinstruments verbessert werden, um ein Diagramm tatsächlicher Umrechnungsfaktoren für verschiedene Positionen im Messraum zu erhalten. In dem Kalibrierungsschritt wird die tatsächliche Größe der Feldkomponente in jeder axialen Richtung an verschiedenen bekannten Werten von X, Y und Z während des Sperr- oder Gradientenfeldsbetriebs des mit der betreffenden Achse verbundenen Spulenpaars gemessen. So wird zum Beispiel die Y-Richtungskomponente an bekannten Positionen während des Gradientenfeldbetriebs des Y-Achsen-Spulenpaars gemessen. Jedes Gradientenfeld ist im Wesentlichen symmetrisch um die Achse des zugehörigen Spulenpaars. Daher können die Kalibrierungsmessungen an Punkten auf einer Ebene einschließlich der Achse des Spulenpaars erfolgen, und es kann angenommen werden, dass dieselben Werte auch für die der Drehung der eigentlich gemessenen Punkte um die Achse des Spulenpaars entsprechenden Punkte gelten. Die gemessenen Größen werden verwendet, um die tatsächlichen Umrechnungsfaktoren für die jeweiligen bekannten Positionen zu erhalten. Dieselben Daten werden verwendet, um für den Messraum als Ganzes geltende durchschnittliche Umrechnungsfaktoren für jede Richtung zu erhalten, wie beim Ermitteln des einzelnen Faktors für eine bestimmte Richtung, der für alle bei der Kalibrierung erfassten Daten am besten passt.
Im Betrieb werden die X-, Y- und Z-Koordinaten des Sensors als eine erste Annäherung unter Verwendung der durchschnittlichen Umrechnungsfaktoren und der Messwerte für die Gradientenfeldkomponenten R_x, Ry_y und R_z bestimmt. Diese Koordinaten für die erste Näherung werden dann verwendet, um tatsächliche Umrechnungsfaktoren durch Interpolation zwischen den tatsächlichen Umrechnungsfaktoren für die nächstgelegenen Punkte zu bestimmen, an denen während des Kalibrierungsschritts des Prozesses Messungen durchgeführt worden sind. Die erhaltenen Umrechnungsfaktoren werden dann mit den Messwerten für die Gradientenfeldkomponenten R_x, Ry_y und R_z angewendet, um die Koordinaten für zweite Näherung zu bestimmen, die wiederum benutzt werden, um durch Interpolation in den Kalibrierungsdaten neue Werte für die tatsächlichen Umrechnungsfaktoren zu bestimmen. Diese Schritte werden wie derholt, bis die Näherung zu konstanten Werten der verschiedenen Koordinaten konvergiert, die die beste Näherung für die Position darstellen.
In genau derselben Weise erfasst der Computer Flusskomponentenwerte von den Messelementen des Sensors 80 auf dem Referenz-Marker 76. Bei jedem Zyklus der Spulen steuert der Computer auch die Position und Ausrichtung des Referenz-Markers.
Der Computer 46 entnimmt die Daten, die die Aufnahme des Körperteils des Patienten definieren, aus der Speichereinheit 86 und zeigt eine bildliche Darstellung der Aufnahme I auf dem Monitor 90 an. Weil die Aufnahme des während des vorherigen Aufnahmeschritts aufgenommenen Körperteils des Patienten eine Darstellung des Referenz-Markers 76 umfasst, enthält das angezeigte Bild I eine bildliche Darstellung 102 des Referenz-Markers 76. Der Computer veranlasst den Monitor 90 auch, eine bildliche Darstellung 104 des Referenz-Markers 76 an einer Position auf dem Monitorbildschirm anzuzeigen. Die Darstellung 104 wird an einer Position angezeigt, die ihrer Position im XYZ-Bezugsrahmen entspricht, d.h. an der aus den Magnetfeldmessungen ermittelten Position des Referenz-Markers. Die Ausrichtung der Darstellung 104 wird so eingestellt, dass sie der aus den Magnetfeldmessungen bestimmten Ausrichtung des Referenz-Markers entspricht. Wenn sich die Darstellung 104 des Referenz-Markers mit der Darstellung 102 desselben Markers auf dem Monitorbildschirm deckt, gibt dies an, dass die Aufnahme des Körperteils des Patienten an einer Position und in einer Ausrichtung auf dem Monitorbildschirm angezeigt wird, die der Position und Ausrichtung des Körperteils im XYZ-Bezugskoordinatensystem entspricht.
Zu Beginn des Anzeigeschritts wird das Bild I des Körperteils des Patienten in der Regel nicht deckungsgleich angezeigt. Daher deckt sich die in der Aufnahme enthaltene Darstellung 102 des Referenz-Markers nicht mit der aus den magnetischen Positionierungs- und Ausrichtungsdaten erhaltenen Darstellung 104 des Referenz-Markers. Der Benutzer weist den Computer manuell an, das Bild neu auszurichten, indem er geeignete Eingaben an den manuellen Eingabevorrichtungen 92, 94 und 96 vornimmt, um das Bild zu verschieben und zu drehen, bis die Darstellung 102 die Darstellung 104 überlagert, so dass diese beiden Bildelemente richtig miteinander ausgerichtet sind. Wenn die gespeicherte Aufnahme Bilder oder „Schnitte" in mehreren Ebenen durch den Körperteil umfasst, können die manuellen Bildeinstellungen auch das Auswählen eines Bilds in der richtigen Ebene umfassen, um die Darstellung 102 des Bezugssensors in einer wahren Größe anzuzeigen, wobei die Aufnahmeebene durch den Sensor verläuft. Mit Hilfe dieser manuellen Steuereingaben gibt der Benutzer Beziehungsdaten in das System ein, um das System über die Beziehung zwischen dem anfänglichen Bezugsrahmen der Aufnahme und dem XYZ- Bezugsrahmen des Systems zu informieren, und das System setzt das Bild in ein Bild im XYZ-Bezugsrahmen um.
Nachdem die manuellen Regler betätigt worden sind, um die Darstellung 102 und Darstellung 104 des Referenz-Markers miteinander in Deckung zu bringen, wird über ein herkömmliches Dateneingabegerät wie z.B. eine Tastatur 106 ein weiteres Sperrsignal an den Computer gegeben, das angibt, dass diese Deckung oder Registrierung erreicht ist. Nach Erhalt des Sperrsignals hält der Computer die Deckung der Referenz-Marker-Darstellung 102 in dem Bild mit der aus den Magnetdaten gewonnenen Darstellung 104 des Referenz-Markers kontinuierlich aufrecht. Wenn daher die durch die Magnetfeldmessungen erhaltenen Positions- und Ausrichtungsdaten für den Referenz-Marker 76 eine Änderung der Position und/oder Ausrichtung des Referenz-Markers 76 angeben, verschiebt der Computer entsprechend die aus dem Magnetfeld erhaltene Darstellung 104 des Referenz-Markers auf dem Monitor 90 und transformiert auch das Bild I einschließlich der Darstellung 102 des Referenz-Markers in der gleichen Weise. Daher ist es nicht erforderlich, dass der Patient während des Verfahrens in einer festen Position bleibt.
Das spezielle in 1 gezeigte Bild I ist zum Beispiel ein Bild, das in einer Schnittebene parallel zu den Y- und Z-Achsen aufgenommen wurde. Wenn die aus den Magnetfeldmessungen gewonnenen Positions- und Ausrichtungsdaten für den Referenz-Marker 76 angeben, dass der Körperteil des Patienten in der Richtung +Y bewegt und um die +X-Achsen im Uhrzeigersinn gedreht wurde, seit das Bild anfänglich in Deckung gebracht worden ist, transformiert der Computer 46 das Bild und aktiviert den Monitor 90, um das in den entsprechenden Richtungen verschobene und gedrehte Bild auf dem Monitorbildschirm anzuzeigen. Verfahren zur Transformation gespeicherter Aufnahmen zur Darstellung von Verschiebungen und Drehungen in zwei und drei Dimensionen sind in der Technik bekannt und müssen hier nicht ausführlich beschrieben werden. Solche Verfahren werden jedoch meist eingesetzt, um das transformierte Bild als Reaktion auf willkürlich eingegebene Verschiebungen und Positionen darzustellen. Hier werden die Transformationsverfahren als Reaktion auf tatsächliche von dem Magnetfeld-Überwachungssystem gemessene Verschiebungen und Drehungen des Körperteils angewendet.
An diesem Punkt wird das Bild I des Körperteils des Patienten auf dem Bildschirm des Monitors 90 an einer Position angezeigt, die seiner tatsächlichen Position und Ausrichtung in den XYZ-Bezugskoordinaten des Rahmens und der Spulen entspricht. Der Computer aktiviert den Monitor 90, um eine Darstellung 108 mindestens des distalen Endes 56 der Sonde 50 anzuzeigen. Die Position und Ausrichtung der Darstellung 108 entsprechen der anhand der Magnetfeldmessungen durch den Sensor 60 bestimmten Position und Ausrich tung der distalen Spitze 56. Wenn sowohl die Darstellung 108 als auch das Bild I auf dem Monitor 90 an Positionen und in Ausrichtungen gezeigt sind, die der tatsächlichen Position und Ausrichtung der Sonde und des Körperteils des Patienten im XYZ-Bezugsrichtungskoordinatensystem entsprechen, geben die kombinierte Darstellung 108 und das Bild I auf dem Monitorbildschirm exakt die Position der distalen Sondenspitze 56 relativ zu dem Körperteil des Patienten an. Wenn sich die Position und Ausrichtung der distalen Sondenspitze 56 ändert, verändert der Computer ebenfalls die Position und Ausrichtung der Sondendarstellung 108 auf dem Monitorbildschirm. Die Darstellung der Überwachungssondenspitze 56 und des Referenz-Markers 76 können bildliche Darstellungen oder auch schematische Darstellungen wie Linien, Pfeile oder dergleichen sein.
Daher zeigt das System ständig die tatsächliche Beziehung zwischen der Sondenspitze und dem Körperteil des Patienten an. Im Endeffekt liefert das System ein Ergebnis, das mit dem kontinuierlicher Aufnahmen des Patienten während des Behandlungsverfahrens z.B. durch kontinuierliche Röntgen-, CAT- oder MRI-Aufnahmen zur Anzeige der Sondenspitze gleichwertig ist. Die Schritte der Magnetfeldüberwachung nach dieser Ausführungsform der Erfindung stören die laufende Behandlung jedoch nicht, und es wird keine ionisierende Strahlung benutzt. Außerdem sind die verwendeten Magnetfelder so gering, dass sie keine signifikanten, spürbaren Kräfte auf magnetische Materialien im Messbereich ausüben. Auch ist das System im Wesentlichen unempfindlich gegenüber dem Vorhandensein von magnetischen Materialien und/oder elektromagnetischen Streufeldern im Messraum. Die Spulen bieten in der Regel einen guten Zugang zum Messraum für die Position, um den Patienten durch die Öffnungen 40 zu erreichen, so dass der Arzt das nötige Behandlungsverfahren durchführen kann. Außerdem können die Spulen und die Tragkonstruktion im Notfall während des Verfahrens sofort entfernt werden, um einen besseren Zugang zu erhalten.
Die Fähigkeit des vorliegenden Systems zur Lieferung exakter Positionsinformationen und zur Überlagerung einer Darstellung der Sonde auf einer Aufnahme des Körpers des Patienten ist für viele medizinische Verfahren nützlich, eignet sich aber besonders für Verfahren, bei denen endoskopische Instrumente im Gehirn benutzt werden sollen. Auch wenn endoskopische Instrumente meist mit Vorrichtungen wie z.B. Miniatur-Videokameras, Faseroptiken oder dergleichen ausgerüstet sind, die ein Bild von den Geweben in der unmittelbaren Umgebung der distalen Spitze des Endoskops liefern, gestatten diese Bilder es dem Arzt nicht, die Lokalisation der Spitze im Gehirn zu bestimmen, einfach deshalb, weil viele Regionen des Gehirns im Endoskop gleich aussehen. Mit Verfahren wie den hier beschriebenen kann der Arzt die Position und Aus richtung des Instruments überwachen, indem er die Darstellung der distalen Spitze der Sonde vor einer Aufnahme des Gehirns betrachtet. Daher kann das mit der Sonde ausgerüstete endoskopische Instrument benutzt werden, um chirurgische Operationen oder andere Behandlungen am Gehirn durchzuführen, z.B. durch Positionieren des Endoskops mit der Sonde, Herausziehen der Sonde aus dem Kanal des Endoskopkörpers 53 und anschließendes Einführen herkömmlicher endoskopischer chirurgischer Instrumente in den Kanal des Endoskops. Alternativ kann das Endoskop zwei Kanäle oder einen großen Kanal aufweisen, so dass Instrumente eingeführt werden können, während die Sonde in Position bleibt. Außerdem kann der Sensor 60 an der distalen Spitze des Endoskops selbst angebracht sein, so dass der Endoskopkörper 53 als Sondenkörper dient. Die vorstehend beschriebenen Verfahren und die Vorrichtung können auch in allen anderen Körperregionen benutzt werden, z.B. in der Wirbelsäule, im Herzen, im Hals-Nasen-Ohren-Trakt, in den Harn- und Geschlechtsorganen, im Bauch und in den Lungen. Weitere Ausführungsformen der Erfindung stellen ein rahmenloses stereotaktisches System bereit. Bei einem herkömmlichen stereotaktischen System wird eine starre Sonde mit einem außerhalb des Körpers des Patienten angebrachten und an einem Körperteil fixierten Rahmen geführt, so dass die Spitze der Sonde an einer präzisen Lokalisation im Körper positioniert werden kann. So kann der Rahmen am Schädel fixiert sein, und die Sonde kann entlang einer zuvor gewählten, durch den Rahmen festgelegten Linie vorgeschoben werden. Bei Systemen wie den vorstehend beschriebenen ist kein Rahmen nötig; die Position der Sonde relativ zum Patienten wird anhand der gemessenen Magnetfeldkomponenten an der Sonde und am Referenz-Marker auf dem Patienten bestimmt. Wenn die Sonde starr ist, kann der Magnetsensor auf der Sonde am proximalen Ende der Sonde angeordnet sein, die während des Verfahrens außerhalb des Körpers des Patienten bleibt. In diesem Fall ist das Computersystem so eingerichtet, die Position der Sondenspitze aus der Position und Ausrichtung des Sensors zu berechnen.
Bei einem weiteren Verfahren können mehrere Körperteile wie z.B. die Abschnitte von Gliedmaßen 174 und 175 (7) eines Patienten, die in einem Gelenk 177 zusammengefügt sind, mit Sonden 176A bzw. 176B versehen sein. Jede dieser Sonden gleicht dem vorstehend anhand von 1 beschriebenen Referenz-Marker 76. Die Sonde 176A ist mit einem Band 180 so an einem Glied 174 befestigt, dass die Sonde in einer im Wesentlichen festen Position relativ zu dem Knochen 182 in dem Gliedmaßenabschnitt 174 gehalten wird. Um eine noch höhere Genauigkeit sicherzustellen, kann die Sonde 176 direkt an dem Knochen befestigt werden, z.B. durch operatives Einsetzen der Sonde in das Glied oder durch Verbinden der Sonde mit Stiften (nicht gezeigt), die durch die Weichteile des Glieds zum Knochen verlaufen. In gleicher Weise ist die Sonde 176B so an dem Gliedmaßenabschnitt 175 befestigt, dass die Sonde in einer festen Position relativ zu dem Knochen 183 gehalten wird. Hierbei wird ebenfalls ein Bild der Körperteile aufgenommen, z.B. durch Röntgen, CAT, MRI oder ein anderes Aufnahmeverfahren. Die Aufnahme umfasst sowohl Aufnahmen der Sonden 176A und 176B als auch Aufnahmen der Knochen 182 und 183 und kann auch Aufnahmen anderer Körperteile wie etwa der umgebenden Weichteile umfassen.
In derselben Weise wie vorstehend unter Bezugnahme auf 1 bis 6 beschrieben, wird die Aufnahme in eine an den Computer 46 angeschlossene Bildspeichereinheit eingegeben und dort gespeichert. Das Glied wird sodann im Messraum 32 der Vorrichtung platziert. In die Sonden 176A und 176B integrierte Sensoren sind mit den Treiber- und Verstärkereinheiten 72 und 82 der Vorrichtung verbunden. Die Positionen und Ausrichtungen dieser Sonden werden von der Vorrichtung auf der Grundlage von Magnetfeldmessungen in derselben Weise erfasst, wie dies vorstehend unter Bezugnahme auf 1 bis 6 beschrieben ist. Die Positionen und Ausrichtungen der beiden Sensoren werden gleichzeitig überwacht. Wie in 8 gezeigt, werden die Bilder I₁₈₂ und I₁₈₃, die die beiden Knochen 182 und 183 zeigen, von dem Computer auf dem Monitorbildschirm 90 angezeigt. Die angezeigten Bilder umfassen eine Darstellung 186A der Sonde 176A und eine weitere Darstellung 186B der Sonde 176B. In derselben Weise wie vorstehend beschrieben, zeigt der Computer auch Darstellungen 188A und 188B der Sonden 176A bzw. 176B an Positionen an, die den durch die Magnetfeldmessungen bestimmten Positionen der Sonden entsprechen. Mit den manuellen Eingabevorrichtungen des Computers veranlasst der Benutzer den Computer, die Position des Bilds I₁₈₂ zu ändern, bis die Darstellung 186A der Sonde 176A in dem Bild die auf dem Magnetfeld basierende Darstellung 188A überlagert und mit dieser deckungsgleich ausgerichtet ist, woraufhin der Benutzer ein Sperrsignal eingibt. Der Benutzer stellt die Position des Bilds I₁₈₃ getrennt manuell ein, bis die Darstellung 186B der Sonde 176B deckungsgleich über der aus den Magnetfelddaten gewonnenen Darstellung 188B liegt. An diesem Punkt gibt der Benutzer ein weiteres Sperrsignal ein.
Sobald die beiden Bilder ausgerichtet und in Deckung mit dem Magnetfeld-Bezugsrahmen hierfür gebracht worden sind, befinden sich beide Körperteile in Ausgangs-Bezugspositionen. Jede spätere Bewegung der Sonde 176A oder 176B, die durch die Magnetfeldmessungen erfasst wird, wird als Bewegung des zugehörigen Körperteils 174 oder 175 interpretiert. Wenn daher die Sonde 176A in die in 7 bei 176A' gestrichelt dargestellte Bewegungsposition gebracht wird, transformiert der Computer das Bild I₁₈₂ des zugehörigen Knochens 182 in das transformierte Bild I'₁₈₂ (8). Die auf das Bild I₁₈₂ an gewandte Drehung und/oder Translation zur Erzeugung des transformierten Bilds I'₁₈₂ entspricht der Drehung und Translation der Sonde bei der Bewegung aus ihrer Ausgangsposition 176A in die Bewegungsposition 176A'.
Das Bild jedes Körperteils wird unabhängig bearbeitet, entsprechend den von der zugehörigen Sonde erhaltenen Positions- und Ausrichtungsdaten. Das System zeigt die Aufnahmen der Körperteile, insbesondere der Knochen 182 und 183, in der wahren relativen Position und Ausrichtung, wenn die Knochen sich im Verhältnis zueinander bewegen. Praktisch liefert das System die Entsprechung eines kontinuierlichen Aufnahmesystems wie z.B. eines Durchleuchtungssystems, jedoch ohne dessen Nachteile. Das System kann auch die Ausrichtung und Position eines oder mehrerer medizinischer Instrumente zeigen, z.B. einer oder mehrerer mit Sensoren ausgerüsteten Sonden, wie sie unter Bezugnahme auf die Sonde 50 in 1 beschrieben sind. Weil die Bilder beider Körperteile in der wahren Position und Ausrichtung relativ zueinander und relativ zu dem XYZ-Bezugsrichtungskoordinatensystem des Rahmens und der Spulen gezeigt werden und weil die Darstellung des Instruments ebenfalls in der wahren Position und Ausrichtung gezeigt wird, wird das Instrument in der richtigen Position und Ausrichtung relativ zu beiden Körperteilen dargestellt.
In der Abbildung in 8 sind die Bilder I₁₈₂ und I₁₈₃ so gezeigt, als dass sie die Darstellungen 186A und 186B der Sonden einschließen. Nachdem die Bilder jedoch durch Ausrichten der Darstellungen der Sonden mit den auf dem Magnetfeld basierenden Darstellungen 188A und 188B mit dem XYZ-Koordinatensystem in Deckung gebracht worden sind, ist eine weitere Sichtanzeige der Sondendarstellungen 186 oder 188 nicht mehr erforderlich. In dieser Phase kann auf dem Bildschirm nur der interessierende Bereich angezeigt werden, zum Beispiel das Gelenk 177.
Bei jedem der vorstehend beschriebenen Systeme wird das Bild des Patienten durch manuellen Abgleich der auf dem Magnetfeld basierenden Darstellung der Sonde oder des Markers mit einer Darstellung der Sonde oder des Markers in dem Bild selbst mit dem XYZ-Koordinatensystem in Deckung gebracht. Dieser Schritt kann jedoch automatisiert werden, indem z.B. eine automatische Mustererkennungseinrichtung benutzt wird, um eine Darstellung des Referenz-Markers oder der Sonde in dem Patientenbild zu erfassen. Durch diese Automatisierung ist es nicht nötig, eine sichtbare Darstellung eines Referenz-Markers oder einer Sonde anzuzeigen. Bei dem vorstehend unter Bezugnahme auf 1 beschriebenen System ist nur ein Referenz-Marker auf dem Körperteil des Patienten vorgesehen. Die Registrierung der Bilddaten mit dem Koordinatensystem ist daher abhängig von den Positions- und Ausrichtungsdaten für diesen einzelnen Marker. Für eine höhere Genauigkeit und Vielseitigkeit werden mehrere Referenz-Marker eingesetzt, und vorzugsweise werden drei zueinander beabstandete, an nicht kolinearen Stellen auf dem Körperteil des Patienten angeordnete Referenz-Marker benutzt. Wenn mehrere unabhängig voneinander bewegbare Körperteile lokalisiert werden müssen, wie bei der Ausführungsform in 7 und 8, können jeweils mehrere Sonden an diesen angebracht werden.
Alternativ oder zusätzlich kann der Körperteil des Patienten mit anderen Mitteln als einem Referenz-Marker mit dem XYZ-Bezugskoordinatensystem in Deckung gebracht werden. Bei der einfachsten Ausführung wird der Körperteil des Patienten an dem Rahmen 30 in einer bekannten Position und Ausrichtung fixiert, und das Bild I des Körperteils wird auf dem Monitor 90 an einer dieser bekannten Position entsprechenden Position angezeigt. Alternativ wird die Position und Ausrichtung des Körperteils des Patienten, zum Beispiel des Kopfs wie in 1, mit mechanischen oder anderen nicht magnetischen Messvorrichtungen bestimmt, und diese Daten werden dann zur Bestimmung der richtigen Position und Ausrichtung des Bilds I auf dem Monitor 90 benutzt.
Ein Sensor, der bei einer weiteren Ausführungsform der Erfindung benutzt wird, weist drei Feld-Messelemente in Form von Halbleiter-Chips 250 auf (9). Jeder Chip weist einen oder mehrere längliche Stäbe 252 aus magnetoresistivem Material auf. Jeder dieser Chips ist empfindlich für Magnetfeldkomponenten in der Richtung der Stäbe. Der Sensor weist weiter einen zusammenfaltbaren, plattenartigen Träger 254 mit einer dielektrischen Schicht und Leitern 256 auf der dielektrischen Schicht auf. Der Träger 254 besteht nach Möglichkeit aus einem Polyimidmaterial der Art, wie es üblicherweise für flexible, bandartige Elektronikschaltungen benutzt wird. Der Träger 254 hat zunächst eine allgemeine Kreuzform, wie in 9 gezeigt, und weist eine rechteckige oder quadratische mittlere Platte 262, eine von einer Kante der mittleren Platte 262 vorstehende Spitzenplatte 264 und ein Paar von gegenüberliegenden Kanten der mittleren Platte vorstehende Seitenplatten 266 und 268 auf. Weiter weist der Träger einen länglichen Streifen 266 auf, der von der Kante der mittleren Platte 262 gegenüber der Spitzenplatte 264 vorsteht.
Ein Chip 250 ist auf der mittleren Platte 262 angebracht; ein weiterer ist auf der Spitzenplatte 264 angebracht, und der dritte Chip 250 ist auf der Seitenplatte 266 angebracht. Die magnetoresistiven Stäbe 252 des auf der Seitenplatte 266 angebrachten Chips sind parallel zur den Stäben 252 des auf der Spitzenplatte 264 angebrachten Chips, wobei jedoch beide rechtwinklig zu den Stäben des auf der mittleren Platte 262 angebrachten Chips sind. Ein Temperaturmess-Chip 258, der einen oder mehrere Thermistoren, Widerstandsthermometerelemente oder andere temperaturempfindliche Bauteile umfassen kann, ist auf der anderen Seitenplatte 268 des Trägers angebracht. Ein Verstärker-Chip 260 ist an dem länglichen Streifen 266 des Trägers nahe der Verbindung zur mittleren Platte 262 angebracht. Die bindung zur mittleren Platte 262 angebracht. Die Komponenten können mit herkömmlichen Halbleitermontage- und Verbindungsverfahren auf dem Träger montiert werden, die für planare Schaltungen angepasst sind. Nachdem die Komponenten auf dem Träger montiert sind, wird der Träger über einen Kern 270 gefaltet. Der Kern 270 hat im Wesentlichen die Form eines rechtwinkligen Körpers oder Würfels und besteht vorzugsweise aus einem dielektrischen Material. Die mittlere Platte 262 wird auf einer Fläche 272 des Trägers positioniert. Die Spitzenplatte 264, die Seitenplatten 266 und 268 und der Streifen 266 werden über die Kanten des Kerns gefaltet, um sie auf den an die Fläche 272 angrenzenden Flächen des Kerns anzuordnen. Die Platten und Streifen werden in dieser Position auf dem Kern befestigt.
In diesem Zustand weist der fertige Sensor magnetoresistive Messelemente 250 auf drei orthogonalen Flächen des Würfels auf, und die Stäbe der drei Elemente verlaufen in drei zueinander rechtwinkligen Richtungen. Der gesamte Sensor einschließlich der magnetoresistiven Elemente, des Temperatursensors 258 und des Verstärkers 260 weisen vorzugsweise eine Breite und Dicke von weniger als etwa 5 mm und am besten weniger als etwa 1 mm auf.
Der Sensor nach dieser Ausführungsform kann in einem länglichen Sondenkörper 280 angeordnet werden, so dass sich die Messelemente an oder nahe der distalen Spitze des Sondenkörpers befinden und der längliche Streifen 266 des Sensors und die Leiter 256 darauf sich zum Anschluss an externe Leiter (nicht gezeigt) zum proximalen Ende des Sondenkörpers hin erstrecken. Der kompakte Aufbau des Sensors gestattet die Verwendung eines Sondenkörpers mit sehr kleinem Durchmesser, vorzugsweise etwa 0,8 mm oder weniger. Eine Sonde nach dieser Ausführungsform kann für Verfahren wie die vorstehend beschriebenen verwendet werden. Bei diesem Sensor ist jedes Messelement empfindlich für Feldkomponenten in einer Richtung parallel zu der Fläche des Sensors und nicht senkrecht zu der Fläche wie bei den vorstehend beschriebenen Sensoren. Auch verbessert der in den Sensor eingebaute Verstärker das Signal-Rausch-Verhältnis. Ansonsten wird die Sonde in derselben Weise benutzt, wie vorstehend beschrieben.
Bei einem weiteren Verfahren wird die in 9 und 10 gezeigte Sonde eingesetzt, um physiologische Temperaturmessungen im Körper des Patienten vorzunehmen. Wie vorstehend beschrieben, wird die Sonde in den Körper des Patienten eingeführt, und die distale Spitze der Sonde wird über einen Bereich von Positionen im Körper vorgeschoben. Beim Bewegen der Sonde wird die Position der distalen Spitze im XYZ-Bezugsrichtungskoordinatensystem des Rahmens mit dem Magnetfeld-Überwachungssystem verfolgt, so dass jede Temperaturmessung einer Position in dem betreffenden Koordinatensystem zugeordnet wird. Auf diese Weise wird ein Temperatur-Positions-Diagramm im Speicher des Computers 46 gespeichert. Vorzugsweise wird ein solches Diagramm in Verbindung mit einer Aufnahme des betreffenden Körperteils des Patienten angezeigt oder gespeichert. Wie vorstehend beschrieben, wird ein solches Bild mit Hilfe eines Referenz-Markers oder mit anderen Mitteln mit dem Bezugsrichtungskoordinatensystem der Magnetfeldvorrichtung in Deckung gebracht. Daher können die mit der Sonde gemessenen Temperaturen auf den Merkmalen des Körperteils abgebildet oder diesen zugeordnet werden, zum Beispiel durch Schraffieren oder Einfärben verschiedener Bereiche des Bilds entsprechend den unterschiedlichen Temperaturen oder durch Anzeigen von dem Bild des Körperteils überlagerten Höhenlinien, wie in 11 gezeigt.
Die unter Bezugnahme auf 9 bis 11 beschriebenen Sonden und Verfahren können zum Beispiel benutzt werden, indem die Sonden durch natürliche Körperöffnungen in Körper eingeführt werden, um Körperhöhlungen wie den Darmtrakt, die Harnwege und die Atemwege zu untersuchen und Regionen lokal erhöhter Temperatur festzustellen. Diese Regionen sind oft mit pathologischen Zuständen wie z.B. bösartigen Tumoren verbunden. Nachdem eine solche Region lokalisiert und präzise erfasst worden ist, kann der Arzt dieselbe oder eine andere Sonde außerdem dazu benutzen, um den betreffenden Bereich einer visuellen Untersuchung zu unterziehen und/oder um eine Biopsie, einen chirurgischen Eingriff, eine Exzision oder sonstige Behandlung durchzuführen.
Das Temperaturmesselement 258 kann durch eines oder mehrere Elemente ersetzt oder ergänzt werden, die empfindlich für andere physiologische Variablen wie etwa den pH-Wert, die Ionenkonzentration usw. sind. Das oder die Elemente zur Messung der Temperatur oder anderer physiologischer Variablen kann bzw. können auch getrennt von dem magnetischen Sensor ausgebildet sein.
Als eine Alternative zur Anzeige der erfassten physiologischen Daten in Überlagerung auf einer Aufnahme des Körperteils können die erfassten Daten auch allein in Bildform oder auf andere Weise angezeigt werden. Eine bildliche Darstellung einer Region mit erhöhter Temperatur kann zum Beispiel die Größe und Form eines Tumors auch ohne Überlagerung zeigen. Die Diagramme oder Karten der physiologischen Daten werden vorzugsweise in Echtzeit während des Verfahrens abgeleitet und angezeigt, so dass die angezeigten Diagramme (mit oder ohne überlagerte Aufnahmen des Körperteils) den Arzt bei der weiteren Untersuchung leiten können. Daher kann der Arzt die Sonde zuerst über eine begrenzte Anzahl von weiter voneinander entfernten Positionen in dem Untersuchungsbereich bewegen, um ein Grobdiagramm zu erhalten. Dieses Grobdiagramm kann dann verwendet werden, um Regionen zu lokalisieren, die einer gründlicheren Untersuchung durch Erfassen von näher beieinander liegenden Punkten bedürfen.
Bei weiteren Varianten der vorstehend beschriebenen Vorrichtung und Methoden wird auf die Z-Achsenspulen und die entsprechenden Homogen- und Gradientenfelder verzichtet. Daher arbeitet das System nur mit zwei rechtwinklig zueinander gerichteten gleichförmigen Feldern und Gradientenfeldern von nur zwei Spulenpaaren. Das System kann jedoch trotzdem die Position und Ausrichtung von Sonden in drei Dimensionen herleiten. Weil die Flussvektoren für die gleichförmigen X-, Y- und Z-Felder rechtwinklig zueinander sind, kann der Flussvektor für jedes einzelne gleichförmige Feld durch Berechnung des Kreuzprodukts der beiden anderen berechnet werden. Anders ausgedrückt, die Komponenten, die ein hypothetischer dritter gleichförmiger Feldflussvektor im X'-, Y'- und Z'-Koordinatensystem des Sensors hätte, können aus den tatsächlichen Komponenten der Flussvektoren der beiden anderen gleichförmigen Felder im selben Koordinatensystem berechnet werden. Daher können die normalisierten Komponenten H'_m',n eines hypothetischen gleichförmigen Feldflussvektors in Z-Richtung aus den tatsächlichen normalisierten Komponenten berechnet werden, die für die Felder in X- und Y-Richtung gemessen werden: H'x',z = (H'y',x·H'z',y – H'y',y·H'z',x) H'y',z = (H'z',x·H'x',y – H'z',y·H'x',x) H'z',z = (H'x',x·H'y',y – H'x',y·H'y',x)Daher können alle Komponenten H'_m',n durch Betätigen nur der X- und Y-Spulenpaare im Homogenfeldzustand erfasst werden.
Bei den vorstehend beschriebenen Verfahren mit drei tatsächlichen Spulenpaaren berechnet das System die Größe der Projektion des Sperrfeld- oder Gradienten-Flussvektors für jedes Spulenpaar auf die Achse des betreffenden Spulenpaars. Die Messwerte für den Sperrfeld-Flussvektor von einem Spulenpaar können jedoch eliminiert werden. Um die Position für die dem fehlenden Spulenpaar entsprechende Achse zu finden, berechnet das System eine Projektion von einem der Flussvektoren aus einem der beiden verbleibenden Spulenpaare auf die dritte Achse sowie auf die Achse des Spulenpaars selbst. Dies kann rechnerisch durch einfaches Kopieren der Werte für ein Spulenpaar (eine Spalte in Tabelle II) in die Werte für das dritte Spulenpaar erfolgen. Wenn also die Z-Richtungsspule weggelassen wird, setzt das System: Rx',z = Rx',y Ry',z = Ry',y Rz',z = Rz',y und führt ansonsten die Berechnung in derselben Weise wie vorstehend beschrieben durch. Weil jedoch die Hauptkomponente des Y-Richtungsfelds entlang der Y-Achse verläuft und nur eine radiale Komponente entlang der Z-Ach se, beträgt die Größe R_z der Z-Achsenkomponente in einem bestimmten Z-Richtungsabstand vom Nullpunkt etwa das –0,36fache der Größe R_y der Y-Richtungskomponente bei gleichem Y-Richtungsabstand. Daher beträgt der Z-Richtungsgradient dR_z/dZ etwa das –0,36fache des Y-Richtungsgradienten dR_y/dY, und der Umrechnungsfaktor M_z zur Umrechnung der Z-Achsen-Flusskomponente in einen Z-Achsenabstand wird entsprechend korrigiert. Wird ein Kalibrierungsschritt angewendet, wie vorstehend beschrieben, so wird der Z-Achsen-Umrechnungsfaktor während der Aktivierung des Y-Achsen-Spulenpaars gemessen.
Das System nach dieser Variante benötigt nur zwei orthogonale Spulenpaare und ermöglicht dem Arzt somit einen besseren Zugang zum Patienten.
Bei der vorstehend beschrieben Vorrichtung und den Verfahren werden die verschiedenen Spulenpaare abwechselnd betätigt, so dass jeweils nur ein Spulenpaar aktiviert ist. Die vorbestimmte zeitliche Abfolge der Magnetfelder bei anderen Ausführungsformen der Erfindung kann das gleichzeitige Anlegen von zwei oder mehr Feldern umfassen. Die gleichzeitig angelegten Felder variieren vorzugsweise mit unterschiedlichen Frequenzen. In diesem Fall weisen die Signale von den Sensoren für die Magnetfelder getrennte Komponenten auf, die mit diesen unterschiedlichen Frequenzen variieren. Jede dieser Komponenten entspricht dem Sensorwert für ein Feld. Diese Komponenten können mit herkömmlichen Filterverfahren getrennt und anschließend einzeln ausgewertet werden, um getrennte Messwerte für die einzelnen Felder zu erhalten. Zum Beispiel kann die Größe der Wechselstromkurve bei jeder Frequenz getrennt ausgewertet werden. Bei allen vorstehend beschriebenen Varianten werden die Magnetfelder mit koaxial angeordneten Helmholtz-Spulen angelegt. Es können jedoch auch andere Geräte zur Erzeugung von Magnetfeldern wie z.B. Permanentmagnete oder andere Spulenanordnungen verwendet werden. Darüber hinaus ist die Größe jeder gemessenen Feldkomponente bei der vorliegenden Erfindung quasilinear mit einem Abstand in einer Richtung in dem Messraum. In der vorstehenden Beschreibung ist eine Komponentengröße „quasilinear" mit einem Abstand in einer bestimmten Richtung, wenn die Größe mit einer Polynomfunktion der Position in dieser Richtung in der Form a0q0 + a1q1 + a2q2 + a3q3 ... anqn beschrieben werden kann, wobei q die Position ist und die Konstante (potenziert mit 0), der Term erster Ordnung oder die Summe dieser Terme größer als die anderen Terme ist. Anders ausgedrückt, bestimmt für einen beliebigen Abstand q in dem Messraum sollte die Summe (a₀q⁰ + a₁q¹) mindestens das Doppelte der Summe (a₂q² + a₃q³ ... a_nqⁿ) betragen. Vorzugsweise beträgt (a₀q⁰ + a₁q¹) mindestens das Fünffache, besser noch mindestens das Zehnfache der Summe (a₂q² + a₃q³ ... a_nqⁿ). Bei den vorstehend beschriebenen bevorzugten Ausführungen überwiegt a₀q⁰ in den Homogenfeldern, wobei die anderen Terme möglichst nahe 0 sind, während in den Gradientenfeldern a₁q¹ überwiegt und alle anderen Terme möglichst nahe 0 sind. Weist ein bestimmtes Feld Komponenten auf, die bei der Bestimmung der Position oder Ausrichtung nicht gemessen werden, brauchen diese fremden Komponenten nicht quasilinear zu sein.
Weil diese und andere Varianten und Kombinationen der vorstehend beschriebenen Merkmale genutzt werden können, ohne von der vorliegenden Erfindung wie in den Ansprüchen festgelegt abzuweichen, ist die vorstehende Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen als Illustration und nicht als Einschränkung der vorliegenden Erfindung anzusehen.

Claims

Vorrichtung zur Bestimmung der Position eines Objekts, aufweisend: eine Magneteinrichtung (34, 36, 38) zur Erzeugung mehrerer verschiedener Gradientenmagnetfelder in einem Meßraum (32), eine Steuereinrichtung (42) zur Betätigung der Magneteinrichtung (34, 36, 38) unter Erzeugung der genannten Felder in vorbestimmter Abfolge, einen Sensor (60) zur Erfassung von Magnetfeldkomponenten in mindestens zwei verschiedenen Raumrichtungen relativ zum Sensor (60) und zur Lieferung von getrennten Daten, die die jeweilige Komponente darstellen, und eine Berechnungseinrichtung (46) zur Bestimmung der Position des Sensors (60) aus den Daten, die die Magnetfeldkomponenten darstellen, die während der Erzeugung der genannten Felder erfaßt werden, dadurch gekennzeichnet, daß jedes von der Magneteinrichtung (34, 36, 38) erzeugte Gradientenfeld ein Magnetfeld mit mindestens einer Komponente ist, deren Größe innerhalb des Meßraums in einer Bezugsrichtung quasilinear mit dem Abstand variiert, so daß die Größe durch eine Polynomfunktion der Position in der genannten Richtung in der Form a₀q⁰ + a₁q¹ + a₂g²+ ... a_ngⁿ beschrieben werden kann, wobei q die Position ist und die Konstante, der Term erster Ordnung oder die Summe dieser Terme mindestens das Doppelte der Summe der anderen Terme beträgt, und wobei die Größe an mindestens einigen Orten innerhalb des Meßraums (32) von Null verschieden ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Magneteinrichtung (34, 36, 38) eine Einrichtung zur Erzeugung eines im wesentlichen gleichförmigen ersten Magnetfelds in einer ersten Bezugsrichtung innerhalb des Meßraums (32) und eines im wesentlichen gleichförmigen zweiten Magnetfelds in einer von der ersten Richtung verschiedenen zweiten Bezugsrichtung innerhalb des Meßraums (32) und eines ersten und eines zweiten Gradientenfelds innerhalb des Meßraums (32) aufweist, wobei die Gradientenfelder jeweils ein vorbestimmtes Änderungsmuster innerhalb des Meßraums (32) aufweisen, die Steuereinrichtung zur Betätigung der Magneteinrichtung (34, 36, 38) unter Erzeugung der Gradientenfelder in einer Abfolge mit den gleichförmigen Feldern eingerichtet ist, die Berechnungseinrichtung (46) zur Bestimmung der Position des Sensors (60) in der ersten und der zweiten Bezugsrichtung innerhalb des Meßraums aus den während der Er zeugung der Gradientenfelder und der gleichförmigen Felder erfaßten Magnetfeldkomponenten eingerichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die Magneteinrichtung eine Einrichtung zur Erzeugung eines im wesentlichen gleichförmigen dritten Felds innerhalb des Meßraums (32) in einer von der ersten und der zweiten Bezugsrichtung verschiedenen dritten Bezugsrichtung und zur Erzeugung eines dritten Gradientenfelds mit vorbestimmtem Änderungsmuster innerhalb des Meßraums (32) enthält, die Steuereinrichtung (42) zur Betätigung der dritten Magneteinrichtung unter Erzeugung der dritten gleichförmigen und Gradientenfelder in Abfolge mit den ersten und zweiten gleichförmigen und Gradientenfeldern eingerichtet ist, der Sensor (60) zur Erfassung von Magnetfeldkomponenten in drei verschiedenen Raumrichtungen bezüglich einer Sonde eingerichtet ist und die Berechnungseinrichtung (46) zur Bestimmung der Position der Sonde (60) innerhalb des Meßraums (32) in den drei Bezugsrichtungen eingerichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2 oder 3, wobei der Sensor (60) Maximalabmessungen von weniger als etwa 5 mm aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei die Maximalabmessungen weniger als etwa 1 mm betragen.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der Sensor (60) zur Anordnung innerhalb des Körpers eines menschlichen Patienten eingerichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei der Meßraum (32) Minimalabmessungen von mindestens etwa 30 cm aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der Sensor (60) einen Meßkörper (52) mit mehreren in verschiedene Richtungen hin orientierten Flächen und magnetempfindliche Schichten auf diesen Flächen aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, wobei die Magneteinrichtung (34, 36, 38) so zur Erzeugung der Gradientenfelder eingerichtet ist, daß jedes Gradientenfeld eine in ihrer Größe entsprechend einem im wesentlichen linear monotonen Gradienten innerhalb des Meßraums in einer der Bezugsrichtungen variierende Komponente enthält.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2 oder 3, wobei die Magneteinrichtung mehrere Spulenpaare enthält und die Spulen eines jeweiligen Paars auf einander gegenüberliegenden Seiten des Meßraums (32) angeordnet sind.
Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei die Spulen eines jeweiligen Paars (34, 36, 38) Helmholtz-Spulen sind, die im wesentlichen koaxial zueinander so angeordnet sind, daß die Achsen eines jeweiligen Paars in eine der Bezugsrichtungen verlaufen.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2 oder 3, wobei die Steuereinrichtung (42) eingerichtet ist, die Magneteinrichtung (34, 36, 38) in einen ausgeschalteten Zustand zu bringen, in dem sie kein Feld im Meßraum liefert, und die Berechnungseinrichtung (46) eine Einrichtung zur Aufnahme von Untergrundwerten von Magnetfeldkomponenten in den Raumrichtungen, die von dem Sensor gemessen werden, während sich die Magneteinrichtung (34, 36, 38) im ausgeschalteten Zustand befindet, und zur Korrektur von Komponenten, die gemessen werden, während sich die Magneteinrichtung (34, 36, 38) in anderen Zuständen befindet, entsprechend den Untergrundwerten aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei die Berechnungseinrichtung (46) eine Einrichtung zur Bestimmung der Orientierung des Sensors (60) im Meßraum (32) aufgrund der vom Sensor (60) erfaßten Magnetfeldkomponenten aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Magneteinrichtung einen Magnetaufbau (34, 36, 38) mit mindestens zwei Paaren von Helmholtz-Spulen aufweist, wobei die Spulen eines jeweiligen Paares im wesentlichen koaxial zueinander sind und eine Paarachse festlegen und an einander gegenüberliegenden Seiten des Meßraums (32) angeordnet sind und die Achsen der Paare im wesentlichen senkrecht zueinander sind, die Steuereinrichtung (42) zur selektiven Betätigung jedes Paars Helmholtz-Spulen in einem Homogenfeldzustand mit gleichgerichtetem Stromfluß in beiden Spulen des Paars zur Erzeugung eines parallel zur Paarachse gerichteten Magnetfelds im wesentlichen gleichförmiger Stärke innerhalb des Meßraums eingerichtet ist und außerdem zur Betätigung jedes Paars Helmholtz-Spulen in einem Gradientenfeldzustand mit entgegengesetztem Stromfluß in den Spulen des Paars zur Erzeugung eines Magnetfelds mit einer parallel zur Achse des Paars gerichteten Komponente, die einen im wesentlichen linearen Größengradienten im Meßraum aufweist, sowie zur Betätigung des Magnetaufbaus so, daß gleichzeitig lediglich ein Spulenpaar in lediglich einem Zustand betätigt wird, eingerichtet ist, die Vorrichtung eine innerhalb des Meßraums bewegliche Sonde aufweist, auf der der Sensor (60) befestigt ist, wodurch dieser Homogenfeldkomponenten in den Raumrichtungen messen kann, während sich die Spulenpaare in den Homogenfeldzuständen befinden, und Gradientenfeldkomponenten in den Raumrichtungen messen kann, während sich die Spulenpaare in den Gradientenfeldzuständen befinden, und die Berechnungseinrichtung (46) zur Bestimmung der Orientierung des Sensors und der Sonde (50) bezüglich der Paarachsen aus den Homogenfeldkomponenten und zur Bestimmung der Position des Sensors und der Sonde (50) im Meßraum (32) aus den Homogenfeldkomponenten und den Gradientenfeldkomponenten eingerichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei der Magnetaufbau drei Paare der Helmholtz-Spulen (34, 36, 38) enthält und der Sensor (60) eine Einrichtung zur Messung von Magnetfeldkomponenten in drei zueinander orthogonalen Raumrichtungen aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Sonde (50) zur Anordnung innerhalb des Körpers eines menschlichen Patienten eingerichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die Sonde (50) ein längliches flexibles Element mit einem proximalen und einem distalen Ende (56) ist und der Sensor (60) beim distalen Ende (56) angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die Helmholtz-Spulenpaare (34, 36, 38) wechselseitige Abstände von mindestens etwa 30 cm aufweisen.