KR20020096885A

KR20020096885A - 고온 정확도를 갖는 위치 센서를 구비하는 의료 기기

Info

Publication number: KR20020096885A
Application number: KR1020020030989A
Authority: KR
Inventors: 고바리아사프
Original assignee: 바이오센스, 인코포레이티드
Priority date: 2001-06-15
Filing date: 2002-06-03
Publication date: 2002-12-31
Anticipated expiration: 2022-06-03
Also published as: CA2390625C; DE60207636T2; AU4065602A; DE60207636D1; ES2253492T3; EP1266614A1; IL149645A; ATE311145T1; IL149645A0; AU783887B2; JP4307018B2; US7286868B2; DK1266614T3; EP1266614B1; JP2003088535A; US20030036695A1; CA2390625A1; KR100869036B1

Abstract

의료 절차에 사용하기 위한 의료 기기-위치 센서 조합체는 고투과성 재료로 제조된 코어를 갖는 위치 센서를 포함한다. 코어 재료는 코발트, 바나듐, 및 철의 혼합물을 포함하는 위갠드 효과 재료로 제조된다. 위치 센서는 약 0.4mm의 외경을 가지며, 약 0.67mm의 외경을 갖는 의료 기기에 사용된다.

Description

고온 정확도를 갖는 위치 센서를 구비하는 의료 기기{Medical device with position sensor having accuracy at hight temperatures}

본 발명은 일반적으로 물체 추적 시스템에 관한 것이며, 구체적으로는 의료 기기의 위치 및 방위(orientation)를 추적하기 위해 고온에서 높은 감도를 갖는 위치 센서에 관한 것이다.

다수의 의료 절차에 있어서, 프로브, 내시경, 카테터, 스텐트 및 태그/마커와 같은 기기들이 환자의 신체 내로 삽입된다. 이러한 기기들은 절제 및 조직 샘플의 체취와 같은 비가역적인 외과 시술을 포함하는 매우 다양한 절차에 사용된다. 따라서, 환자의 신체 내에서의 프로브의 위치 및 방위에 대한 정확한 정보를 갖는 것이 필요하다.

전자기 위치 판정 시스템은 체내 물체의 위치 및 방위에 대한 정확한 정보를 수신하는 편리한 방법을 제공하며, 상기 물체의 정확한 추적을 가능하게 한다. 이러한 시스템은 예를 들면, 그 내용이 본원에 참조로서 관련되어 있는 미국 특허 제 5,558,091호, 제 5,391,199호 및 5,443,489호와, 국제 출원 공보 WO94/04938호 및WO96/05768호에 개시되어 있다. 상기 시스템은 기기 상에 지지되는 홀 효과 디바이스와 같은 하나 이상의 필드 센서, 코일 또는 다른 안테나를 사용하여 기기의 좌표를 판정한다. 상기 필드 센서는 위치 센서로서 사용되는 트랜스듀서이며 통상 기기의 원위 단부에 또는 원위 단부에 인접하여, 및/또는 기기의 길이를 따라 배치된다. 따라서, 트랜스듀서는 기기의 조작성을 방해하지 않고 또는 크기를 과도하게 증가시키지 않고 기기 내로 고정되도록 가능한한 작게 형성되는 것이 적합하다.

미국 특허 제 5,558,091호에는 3개의 서로 직교하는 얇은 전류 자기 필름(galvanomagnetic film)을 포함하는 입방형의 홀 효과 센서 조립체가 개시되어 있다. 상기 센서 조립체는 적합하게는 약 3×0.75×0.75mm의 치수를 갖는다. 상기 제 5,558,091 특허에는 반도체 칩의 형태인 3개의 필드 검출 소자를 포함하는 다른 홀 효과 센서 조립체가 또한 개시되어 있다. 각각의 칩은 자기 저항 재료의 하나 이상의 세장형 바아를 포함한다. 이러한 칩의 각각은 바아의 방향에서 자기장 성분에 대해 민감하다. 상기 조립체는 적합하게는 0.8mm 이하의 직경을 갖는다. 그러나, 이러한 칩은 비선형성, 포화 효과, 이력 현상 및 온도 편차(drift) 등의 문제가 있다.

따라서, 대부분의 자기 위치 판정 시스템은 전기 도전성 와이어의 다수의 권선을 포함하는 소형 코일로 형성된 센서를 사용한다. 이러한 코일은 예를 들면, 본원에 참조로서 관련되어 있는, PCT 공보 PCT/GB93/01736호, WO94/04938호 및 WO96/05768호와, 상술한 미국 특허 제 5,391,199호, 및 본 출원인에게 양도된 PCT 공보 PCT/IL97/00009호에 개시되어 있다. 상기 센서 코일의 성능은, 코일의 권선수×코일의 단면적의 함수인 센서 코일의 인덕턴스에 의존한다. 따라서, 외과용 기기 내에 사용하기 위한 소형 코일을 계획 및 설계할 때, 예를 들면 일반적으로 코일의 성능과 크기 사이의 타협점을 찾아야 할 필요가 있다. 이러한 코일은, 3개의 서로 직교하는 센서 코일을 가지며 통상 0.6×0.6×0.6mm, 보다 일반적으로는 0.8×0.8×0.8mm의 최소 치수를 갖는 위치 센서에 통상적으로 사용된다. 동일한 형태의 보다 소형의 코일은 허용 가능한 성능을 제공하지 못하며 또한 제조가 곤란하다고 항상 고려되어 왔다. 부가적으로, 이러한 소정의 고정 치수 제한에 의해, 0.6mm 미만의 외경을 갖는 센서 코일은 개발되지 않았다.

더욱이, 이러한 형태의 위치 센서에 있어서, 센서 코일은 코어를 포함하는 것이 일반적이다. 코어를 사용하는 이러한 위치 센서(센서 코일)에 있어서, 코어용 재료는 두 개의 허용 가능한 재료로 구성될 수 있다는 것은 공지되어 있다. 한 재료는 페라이트이며 코어를 갖는 센서 코일을 구비하는 의료 기기용 코어 재료로서 성공적으로 사용되어 왔다.

의료 기기의 센서 코일용 코어 재료로서 효과적인 것으로 또한 입증된 다른 코어 재료는 카르보닐 철이다. 그러나, 두 형태의 코어 재료에 있어서, 이러한 코어 재료를 사용하는 센서 코일은 상술한 외경의 최소 치수 조건에 일반적으로 제한된다.

병진 및 회전 좌표 모두를 판정하기 위해, 상술한 PCT 공보 WO96/05768호에 개시된 시스템과 같은 몇몇 위치 판정 시스템은, 서로 선형적으로 독립되어 있으며, 적합하게는 서로 직교하는 각각의 축을 갖는 3개의 센서 코일을 사용한다. 적합하게는, 상기 3개의 코일은 6차원 위치 및 방위 좌표 판독을 제공하는데 사용되는 센서 조립체를 형성하도록 함께 패키징된다. 하나의 패키지 내에 3개의 코일을 갖는 조립체의 사용은 카테터와 같은 기기에 대한 코일의 용이한 삽입 및/또는 부착을 가능하게 한다. 또한, 조립체는 코일들의 서로에 대한 정확한 위치 결정을 제공하며, 따라서 코일을 사용하는 위치 판정 시스템의 캘리브레이션(calibration)을 단순화한다. 일반적으로, 코일은 원통형 케이스 내에 포위되며, 상기 케이스는 코일을 주위로부터 보호한다.

'768 공보의 시스템에 있어서, 상기 조립체는 통상 약 6mm의 길이와 약 1.3mm의 직경을 갖는다. 모든 6개의 차원에 있어서의 정확한 위치 검출을 성취하기 위해 코일의 축은 일반적으로 서로 직교해야 하기 때문에, 조립체의 직경을 보다 작게 하는 것이 불가능하다.

상기 코일 조립체는 대부분의 의료 기기 내에 고정되지만, 몇몇 경우에는 동등한 성능의 보다 작은 폭을 갖는 코일이 요구된다. 예를 들면, 본 출원인에게 양도되었고 본원에 참조로서 관련되는 미국 특허 제 6,203,493호에는 내시경 내에서 코일을 금속 장치로부터 이격시킴으로써, 소형의 위치 검출 코일을 포함하는 내시경의 위치 판정의 정확도를 증가시키는 방법이 개시되어 있다. 코일 조립체가 보다 작은 폭으로 제조될 수 있다면, 소형 코일과 금속 장치 사이의 간격을 증가시킬 수 있으며, 따라서 위치 판정 시스템으로부터 보다 양호한 정확도를 성취할 수 있다.

포토리소그래피 또는 VLSI 처리에 의해 제조된 코일은 그 내용이 본원에 참조로서 관련되어 있는 미국 특허 제 6,201,387 B1호에 개시된 바와 같이 공지되어 있으며, 상기 코일은 포토리소그래피 코일로서 칭한다. 포토리소그래피 코일은 플라스틱, 세라믹 또는 반도체 재료의 기판 상에 인쇄된 나선형 컨덕터의 형태로 통상 제조된다. 종래, 이러한 코일은 현재 이용 가능한 제조 기술을 사용하여 최대 4개의 중첩된 나선형 층을 포함한다.

포토리소그래피 코일 또는 안테나는 또한 종래 공지된 바와 같은 비접촉 스마트 카드에 통상 사용된다. 상기 카드는 상기 카드 내에 매설된 포토리소그래피 코일 또는 안테나를 통해 판독기 회로로부터 전력을 수신하며, 상기 판독기 회로와 유도적으로 통신한다. 스마트 카드는 0.8mm 미만의 두께로 제한되어 있기 때문에, 카드의 평면에 필수적으로 수직인 축을 갖는 단 하나의 코일만을 통상 포함한다. 판독기와 통신하기 위해, 스마트 카드는, 적절한 커플링을 성취하도록 상기 코일의 축이 판독기에 의해 발생된 자기장과 정렬되도록 적절하게 배향되어야 한다.

코일 조립체의 폭 또는 외경을 감소시킴으로써 위치 판정 시스템을 보다 좁은 기기에 사용할 수 있게 하며, 이는 일반적으로 우수한 조작성과 위치를 원격 조정하기 위한 접근 용이성을 갖는다. 선택적으로, 코일 조립체의 폭 또는 외경을 감소시킴으로써, 상기 조립체가 기기의 단면적의 보다 작은 일부만을 점유할 수 있게 하여, 기기를 따른 작업 채널 및/또는 기능성 장치를 위한 보다 큰 공간을 유지한다.

지금까지, 상술한 센서 보다 작은 크기의 외경을 가지며 고온에서 고도의 정확도를 유지하는 것과 같은 성능 기준을 성취할 수 있는 위치 센서 또는 센서 코일이 제공되지 않았다.

본 발명은 위갠드 효과 재료로 제조된 코어와 상기 코어 둘레에 원주방향으로 배치된 권선을 포함하는 의료 기기용 위치 센서에 관한 것이다. 상기 위치 센서는 위치 및/또는 방위 좌표를 판정하는데 사용된다.

상기 위치 센서는 75℃ 이상의 온도에서 ≤1mm 이내의 정확도를 유지한다. 더욱이, 위치 센서는 적합하게는 약 80℃의 온도에서 ≤1mm 이내의 정확도를 유지한다.

본 발명에 따른 위치 센서의 코어는 약 0.3mm 미만의 외경을 가지며, 적합하게는 상기 코어는 약 0.25mm의 외경을 갖는다. 부가적으로, 한 실시예에서, 권선은 코어에 부착된다. 더욱이, 코어와 권선의 조합체는 약 0.5mm 미만의 외경, 적합하게는 약 0.4mm의 외경을 갖는다.

본 발명에 따른 한 실시예에서의 위치 센서의 코어는 코발트, 바나듐 및 철을 포함한다. 또한, 코어의 재료는 한 실시예에서 약 20 내지 80% 코발트를 포함한다. 본 발명에 따른 다른 실시예에서, 코어의 재료는 약 2 내지 20% 바나듐을 포함한다. 본 발명의 다른 실시예에서, 코어의 재료는 약 25 내지 50% 철을 포함한다. 본 발명에 따른 적합한 실시예에서, 코어의 재료는 약 52% 코발트, 10% 바나듐 및 38% 철을 포함한다.

본 발명의 적합한 실시예에서, 위치 센서는 약 0.5mm 이내의 정확도를 갖는다. 이러한 형태의 정확도는 고투과성 재료로 제조된 코어를 갖는 위치 센서의 사용에 의해 본 발명에 따른 위치 센서에 의해 성취되며, 상기 재료는, 극성을 전환시키며 외부장의 인가시에 실질적으로 균일한 전압 펄스를 발생시키는 자기장을 형성하는 자성 재료이다.

본 발명에 따른 위치 센서의 다른 실시예에서, 코어의 재료는 구리, 니켈 및 철 합금(CuNiFe)을 포함한다. 본 발명에 따른 위치 센서의 다른 실시예에서, 코어의 재료는 철, 크롬 및 코발트 합금을 포함한다. 상기 코어 재료에 대한 다른 실시예는 또한 본 발명에 따른 위치 센서에 대해서 약 0.5mm 이내의 정확도를 보장한다.

본 발명은 또한 본체와 상기 본체에 부착된 위치 센서를 갖는 의료 기기를 포함하는 의료 기기-위치 센서 조합체를 포함하며, 상기 위치 센서는 위갠드 효과 재료로 제조된 코어와 상기 코어 둘레에 원주방향으로 배치된 권선을 구비한다. 상술한 위치 센서에 대한 다양한 실시예가 본 발명에 따른 의료 기기-위치 센서 조합체에 사용된다.

본 발명에 따른 위치 센서 및 의료 기기-위치 센서 조합체 모두는 고온에서조차 정확도를 유지하는 위치 및 방위 시스템과 함께 사용된다.

본 발명은 또한 의료 절차 중에 환자의 체내의 부위에서의 온도를 측정하는 방법을 또한 포함한다. 본 발명에 따른 방법은 위치 센서를 갖는 의료 기기를 제공하는 단계와, 환자의 체내에 의료 기기를 배치하는 단계, 및 상기 부위에 위치 센서를 위치시키는 단계를 포함한다. 온도 측정 신호가 위치 센서에 제공되며, 전압이 위치 센서에서 측정된다. 저항값이 온도 측정 신호와 전압에 기초하여 결정되며, 다음 상기 저항값에 기초하여 온도값이 결정된다. 본 발명에 따른 온도 측정 방법은 상술한 위치 센서와 의료 기기-위치 센서 조합체에 대한 다양한 실시예를 사용한다.

위치 및 방위 시스템에 의해 사용되는 신호 프로세서의 메모리에 저장된 알고리즘이 의료 기기의 위치 센서에서의 온도 또는 상기 위치 센서 부근의 온도를 결정하는데 사용된다. 상기 알고리즘은, 본 발명에 따른 알고리즘에 따른 측정 저항값에 부가되는 저항 편차 팩터를 사용하는 단계를 또한 포함한다.

본 발명에 따른 온도 측정 방법은 환자 체내의 부위에서 AC 자기장과 같은 외부 인가 장(field)을 발생시키는 단계를 또한 포함한다. 상기 외부 인가 장은 복수의 자기장 발생기에 제공된 발생기 신호에 의해 발생된다. 온도 측정 신호는 발생기 신호와는 상이한 주파수를 갖는다. 한 실시예에서, 온도 측정 신호는 4kHz이며, 발생기 신호는 3kHz이다.

본 발명은 또한 위치 센서를 갖는 의료 기기의 온도 감도를 조정하는 방법을 포함하며, 상기 방법은 위치 센서를 갖는 의료 기기를 제공하는 단계와, 상기 위치 센서에서의 전압을 측정하는 단계를 포함한다. 저항값은 측정된 전압으로부터 결정되며, 온도값은 저항값에 기초하여 위치 센서에서 결정된다. 또한, 감도는 온도에 기초하여 위치 센서에서 결정되며, 위치 센서에 의해 제공된 위치 정보는 감도에 기초하여 조정된다.

본 발명에 따른 온도 감도 조정 방법은 상술한 바와 같은 위치 센서와, 의료 기기-위치 센서 조합체를 사용한다.

본 발명에 따르면, 위치 센서로부터 유도된 위치 정보는 위치 및/또는 방위 좌표의 형태이다. 본 발명에 따르면, 감도 알고리즘이 위치 및 방위 시스템의 신호 프로세서의 메모리에 저장된다. 온도 감도 알고리즘은 본 발명에 따른 위치 센서를 갖는 의료 기기의 온도 감도를 조정하는 방법에 의해 결정된 저항값에 저항 편차 팩터를 적용한다.

부가적으로, 위치 센서의 감도는 상기와 같이 결정된 온도값에 감도 편차 팩터를 적용함으로써 결정된다. 감도 편차 팩터는 신호 프로세서의 메모리에 저장된다. 저항 편차 팩터와 감도 편차 팩터는 위치 센서의 저항 대 온도 프로파일과, 위치 센서의 감도 대 온도 프로파일로부터 각각 유도된다. 위치 센서의 저항 대 온도 프로파일과 위치 센서의 감도 대 온도 프로파일은 본 발명에 따른 위치 및 방위 시스템의 신호 프로세서의 메모리에 미리 저장된다.

본 발명의 상기 및 다른 목적, 특징 및 장점은 첨부 도면을 참조하여 하기에 설명하는 상세한 설명으로부터 보다 명백해질 것이다.

도 1a는 본 발명에 따른 위치 센서로서 사용하기 위한 코어를 갖는 센서 코일의 단면도.

도 1b는 의료 기기의 본체에 부착된 위치 센서로서의 도 1a의 센서 코일의 단면도.

도 2는 본 발명에 따른 도 1a 및 도 1b의 위치 센서 및 의료 기기용 시험 장치의 개략도.

도 3a는 저항을 온도의 함수로서 나타낸 본 발명에 따른 위치 센서에 대한 열 회귀 실험을 나타내는 챠트.

도 3b는 감도를 온도의 함수로서 나타낸 본 발명에 따른 위치 센서에 대한 열 회귀 실험을 나타내는 챠트.

도 4는 본 발명에 따른 위치 센서를 사용하는 다른 시험 시스템의 개략도.

도 5는 전압을 시간의 함수로서 나타낸 본 발명에 따른 위치 센서의 위갠드 효과 재료(Wiegand effect material)에 대한 펄스 출력의 그래프.

* 도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명 *

10 : 센서 코일(위치 센서)12 : 코어

14 : 권선16 : 와이어

22 : 열전쌍24 : 글래스 튜브

26 : 배스32, 34 : 헬름홀츠 코일

44 : 배스46 : 중간 단자 박스

48 : 신호 프로세서80 : 의료 기기

본원에서, 용어 "센서 코일", "코일", "위치 센서(position sensor)" 및 "정위 센서(location sensor)"는 동일한 의미를 가지며 혼용된다. 위치 센서는 상술한 방식으로 위치 센서의 위치 및/또는 방위 좌표를 결정하는 신호의 형태의 위치 정보를 제공하는 센서이다.

도 1a 및 도 1b에 도시한 바와 같이, 본 발명은 하기에 상세히 설명하는 위갠드 효과 재료로 제조된 코어(12)와 상기 코어(12)에 부착되거나 상기 코어 둘레에 원주방향으로 권취되어 있는 권선(구리 와이어의 형태)을 갖는 센서 코일(10)을 포함하는 본 발명에 따른 위치 센서를 도시한다. 상기 센서 코일(10)은 도 1b에 도시한 바와 같이 의료 기기(80)용 위치 센서로서 특히 유용하다. 상술한 바와 같이, 센서 코일(10)은 위치 좌표 및/또는 방위 좌표의 형태의 위치 정보를 결정하기 위한 위치 센서로서 사용된다.

센서 코일(10)은 적합하게는 약 3.0 내지 4.0mm의 길이(L)를 갖지만, 상기 길이(L)는 보다 길 수도 있다. 와이어(16)는 권선(14)으로부터 연장되는 센서 코일(10)에 접속되며, 상기 와이어(16)는 센서 코일(10)에 유도된 전압의 측정을 위해 회로에 작동적으로 접속된다.

도 1b에 도시한 바와 같이, 센서 코일(10)의 코어(12)는 약 0.3mm 미만의 외경(OD₁), 적합하게는 약 0.25mm의 외경(OD₁)을 갖는다. 상기 센서 코일(10)의 총 외경(OD₂)은 0.5mm 미만, 적합하게는 약 0.4mm이다. 본 발명에 따른 센서 코일(10)의 극히 소형의 크기에 기인하여, 센서 코일(10)은 의료 기기(80)의 본체(85)에 수용될 수 있으며, 의료 기기(80)는 약 0.67mm 이하(2F 이하)의 외경(OD₃)을 갖는다. 따라서, 센서 코일(10)은 다양한 의료 기기(80)의 위치 센서로서 유용하다. 예를 들면, 의료 기기(80)는 적합하게는 카테터, 프로브, 스텐트, 태그 또는 마커 등과 같은 기기를 포함한다. 상기 치수들로서, 본 발명에 따른 센서 코일(10)을 포함하는 의료 기기(80)는 환자의 신체의 다양한 조직 및 기관에서 수행되는 진단 및/또는 치료 절차와 같은 다양한 의료 행위에 사용된다.

본 발명에 따른 센서 코일(10)은 위치 센서로서 하나의 센서 코일을 사용하는 의료 기기(80)에 특히 유용하지만, 3개의 서로 직교하는 센서 코일과 같은 다중 센서 코일 장치를 갖는 위치 센서에 사용될 수도 있다. 단 하나의 센서 코일(10) 장치를 사용하는 의료 기기(80)는 "단일 축 시스템"으로서 칭한다. 본 발명에 따른 센서 코일(10)에 있어서, 센서 코일(10)은 센서 코일(10)의 외경(OD₂)의 적어도 2 내지 3배인 길이(L)를 가지며, 적합하게는 상기 길이(L)는 센서 코일(10)의 외경(OD₂)의 6배 이상일 수도 있다. 따라서, 본 발명에 따른 센서 코일(10)은 페라이트 또는 카르보닐 철 코어를 갖는 종래의 센서 코일 보다 민감하다. 더욱이, 센서 코일(10)의 길이/OD 비는, 센서 코어를 취성이 되게 하는 경향이 있는 유사한 길이/OD 비를 갖는 페라이트 재료를 갖는 센서 코일과 비교할 때 기계적으로 보다 안정하기 때문에, 센서 코일(10)을 보다 용이하고 저렴하게 제조할 수 있는 것을 보장한다.

코어 재료

본 발명에 따르면, 코어(12)용 재료는 와이어의 형태일 수 있는 위갠드 효과 재료와 같은 높은 투과성 및 높은 기계적 가요성 재료이다. 위갠드 효과 재료는 0.254mm(0.010in) 직경의 강자성 와이어를 냉간 가공함으로써 통상 제조된다. 상기 와이어는 코발트, 철, 및 바나듐의 혼합물인 비칼로이(Vicalloy)(미국 코네티컷주 노스 헤이븐 소재의 HID 코포레이션에 의해 제조되는)로 제조된다. 상기 재료는 와이어의 형태일 수 있는 특정 가공 경화, 자체 핵생성(self-nucleating), 쌍안정성 자성 재료이며, 전기적 입력 없이 600mV까지 펄스를 발생시킬 수 있다. 이는 바크하우젠 점프(Barkhausen jump)의 제어에 의해 작동한다. 본원에서, 용어 "위갠드 효과 재료", "위갠드 재료", "위갠드 합금", 및 "위갠드 와이어"는 동일한 의미를 가지며 혼용된다.

상기 센서 코일(10)의 코어(12)용 위갠드 효과 재료의 사용과 관련하여, 상기 재료는 코발트, 바나듐 및 철의 각각의 다양한 혼합물 조합체를 포함한다. 예를 들면, 센서 코일(10)의 한 실시예에서, 코어 재료는 약 20% 내지 80% 코발트를 포함하며, 상기 재료의 나머지 비율은 바나듐과 철로 구성된다. 센서 코일(10)의 다른 실시예에서, 코어 재료는 약 2% 내지 20% 바나듐을 포함하며, 상기 재료의 나머지 비율은 코발트와 철로 구성된다. 센서 코일(10)의 다른 실시예에서, 코어 재료는 약 25% 내지 50% 철을 포함하며, 상기 재료의 나머지 비율은 코발트와 바나듐으로 구성된다.

센서 코일(10)의 코어(12)의 적합한 실시예에서, 상기 코어 재료는 약 52% 코발트, 10% 바나듐 및 38% 철을 포함한다. 코어(12)용 코어 재료는 상술한 조합체에 부가하여, 임의의 적합한 조합체 및 조성비로 구성될 수 있다는 것을 주목해야 한다.

위갠드 효과 재료에 사용되는 냉간 가공 프로세스는 인가된 장력 하에서 위갠드 재료(와이어)의 비틀림 및 반비틀림(twist and detwist)량을 증가시키는 다수의 단계로 구성된다.

다음, 위갠드 효과 재료는 냉간 가공 프로세스 중에 발생된 장력을 유지하기 위해 시효 경화된다. 상기 프로세스는, 위갠드 효과 재료가 "셸"이라 칭하는 높은 보자력(magnetic coercivity)을 갖는 가공 경화 표면과 연성 자성 중심을 갖게 한다.

적절한 강도의 교번 자기장이 위갠드 재료에 인가될 때, 재료 중심의 자기장은 극성을 전환시킨 후 반전시켜, 통상 "위갠드 펄스"라 칭하는 가파르며 실질적으로 균일한 전압 펄스를 발생시킨다. 위갠드 재료를 제조하는 냉간 가공 프로세스는 공지된 재료 내에서의 바크하우젠 점프 불연속성을 나타내는 성향을 영구적으로 "차단"한다.

코어 재료로서의 위갠드 효과 재료에 의해, 위갠드 재료가 교번적인 종방향 자기장의 존재하에 있을 때 자성 전환이 발생한다. 이 때문에 결과적인 이력 루프는 셸과 중심 극성 전환에 기인하여 발생하는 바크하우젠 불연속성으로 공지된 큰 불연속 점프를 포함한다. 위갠드 재료의 자성 전환 작용은 도 5에 도시한 바와 같이 약 10㎲의 기간의 픽업 코일 권선(14)을 통과하는 전압을 유도한다.

위갠드 재료에 있어서, 펄스 진폭은 여기장 강도 및 방위에 전적으로 의존하지는 않는다. 동일한 포화 강도의 교번적인 양극 및 음극 자기장은 위치 센서(10)에 사용시에 위갠드 재료를 자화하고 트리거하는데 사용된다. 상기 교번 자기장은 장에 발생된 교류에 의해 발생된다.

더욱이, 위갠드 효과는 약 -80℃ 내지 260℃ 범위의 온도에서 작용한다. 따라서, 각각의 위치 센서(10)의 작동 온도 범위는 개별 센서의 다양한 부품 성분의한계치에 기초한다.

부가적으로, 본 발명의 다른 실시예에서, 센서 코일(10)의 코어(12)는 구리, 니켈 및 철의 혼합물(CuNiFe)을 포함하는 합금 재료로 구성된다. 선택적으로, 본 발명의 다른 실시예는 예를 들면, 아놀드 엔지니어링 캄파니의 압연 제품 지사(미국 일리노이주 마렝고 소재의 SPC 테크놀로지)에 의해 제조되는 아노크롬 (ARNOKROME)^TM과 같은 철, 크롬 및 코발트의 혼합물을 포함하는 합금 재료로 구성된 코어(12)를 사용한다. 상기 재료 모두, 즉 CuNiFe와 철, 크롬 및 코발트 합금은 또한 높은 투과성 및 높은 기계적 가요성을 가지며, 본 발명에 따른 센서 코일(10)을 위한 코어 재료(12)로서 사용된다.

온도 감도 시험

본 발명에 따르면, 온도 감도 알고리즘(하기에 상세히 설명함)의 형성을 위해 위치 센서(10)에, 특히 의료 기기(80) 상의 위치 센서로서 하나의 센서 코일(10)을 갖는 위치 시스템(30)(도 4)에, 특히 그 내용이 본원에 참조로서 관련되며 본 출원인에게 양도된 2000년 7월 20일 출원된 미국 특허 출원 제 09/620,316호에 개시된 단일 축 시스템에 온도 감도 시험이 수행된다. 따라서, 온도 감도 알고리즘은, 예를 들면 본 발명에 따라 ≤1mm, 적합하게는 ≤0.5mm의 고도의 정확도를 유지하면서, 고온에서 위치 센서(10)를 사용하기 위해 온도 감도의 변화를 보상하도록, 예를 들면 단일 축 위치 시스템과 같은 위치 시스템(30)(도 4)의 위치 및 방위 알고리즘과 함께 사용된다.

본 발명에 따른 온도 감도 알고리즘의 형성시에, 표 1과, 도 3a 및 도 3b에 도시한 바와 같이, 위갠드 효과 재료로 제조된 코어(12)를 갖는 센서 코일(10)에 대한 저항 및 감도를 온도의 함수로서 시험하기 위해 열 회귀 실험이 수행된다. 상기 시험은 본 발명의 위치 센서(10)에 특정적인 값 및 범위를 설정한다. 예를 들면, 상기 소정의 값은 도 3a 및 표 1에 도시된 센서 저항 대 온도 결과에 대한 큰 온도 범위(30℃ 내지 80℃)에 걸친 저항 편차값(G_r)과, 도 3b 및 표 1에 도시한 센서 감도 대 온도 결과에 대한 동일한 30℃ 내지 80℃에 걸친 감도 편차값(G_s)을 포함한다.

상기 값들은 20개의 센서(10)에 있어서의 온도 감도에 대한 센서 코어(12) 조성물(위갠드 효과 재료)의 효과를 시험함으로써 미리 결정된다{모든 20개의 센서(10)를 나타내는 8개의 위치 센서(10)로부터의 데이터는 표 1에 기재되어 있다}. 상기 시험에 있어서, 각각의 위치 센서(10)는 위갠드 효과 재료로 제조된 코어(12)를 갖는 단일의 센서 코일(10)로 구성된다. 위치 센서로서의 각각의 센서 코일(10)에 대한 온도 감도가 도 2에 개략적으로 도시한 장치에서 시험되었다. 따라서, 위치 센서{센서 코일(10)}와 열전쌍(22)이 글래스 튜브(24) 내로 삽입되며, 다음 상기 튜브는 고온의 워터 배스(water bath)(26) 내에 배치된다. 각각의 센서 코일(10)과 열전쌍(22)은, 센서 전압 및 온도를 각각 측정하기 위해 각각 기계에 부착되어 있는 와이어 리드(36, 38)를 구비한다. 각각의 센서(10)를 침수시키기에 충분한 레벨로 배스 내에 물이 채워진다. 상기 배스는 3쌍의 서로 직교하는 헬름홀츠 코일로 구성된 헬름홀츠 챔버의 내부에 배치된다.

도 2는 상기 3쌍의 헬름홀츠 코일 중 두 개를 도시하며, 제 1 쌍은 헬름홀츠 코일(28, 30)로 구성되며, 제 2 쌍은 헬름홀츠 코일(32, 34)로 구성된다. 헬름홀츠 코일들은, 한 쌍 중의 헬름홀츠 코일들 사이의 거리가 해당 쌍 중의 헬름홀츠 코일의 각각의 반경과 동일하도록 배치된다. 헬름홀츠 챔버에서, 헬름홀츠 코일의 각각의 쌍은 동축적으로 배치되며, 3쌍의 헬름홀츠 코일은 3개의 서로 직교하는 축을 갖는다. 헬름홀츠 챔버는, 챔버 내의 자기장이 챔버의 중심으로부터의 거리에 대해 비교적 일정한 특성을 갖는다. 그럼에도, 위치 센서(10)의 시험시에, 상기 센서(10)를 챔버 내의 동일한 지점에 위치시켜야 하는 작업이 수행된다. 헬름홀츠 코일은 3kHz의 주파수를 갖는 교류(AC)에 의해 여기된다. 센서 전압은 30℃ 내지 80℃ 범위의 온도에 걸쳐 5도의 증분 마다 각각의 위치 센서의 하나의 센서 코일(10)로부터 측정된다. 예를 들면, 위치 시스템(30)의 위치 및 방위 알고리즘을 위한 실제 감도 보상 알고리즘의 일부로서 감도 보정{S(T)}을 설정하는데 사용되는 저항 편차(G_r), 온도 감도 편차(G_s), 저항 편차 대 온도 프로파일(a₀) 및 감도 편차 대 온도 프로파일(b₀)과 같은 파라미터들을 결정하기 위해, 센서 코일 코어(12)가 모두 위갠드 효과 재료로 제조된 20개의 위치 센서(10)에서 측정이 수행되었다.

4kHz 신호가 센서 코일(10)을 통해 송신되며 코일(10)에 걸친 전압이 측정된다. 전압과 4kHz 전류(I)의 비가 저항이다. 4kHz 신호는 4kHz 미만의 시스템(30)의 다른 주파수를 방해하지 않도록 사용된다.

먼저, 각각의 센서(10)를 통해 전달된 전류(I)는 일정하고 균일{도 4에 도시한 위치 및 방위 시스템(30)에 의해 전달된 4kHz 신호}하기 때문에, 각각의 온도에서 각각의 센서(10)에서 판독된 전압은 신호 프로세서(48)에 의해 저항값으로 변환된다. 저항 편차값(G_r)은 도 3a 및 표 1에 나타낸 바와 같이 온도에 대해 표시된다. 저항값(오옴)은 선택된 온도 범위(30℃ 내지 80℃)를 따라 각각의 온도에서 측정되며 구배값(gradient value)(저항의 % 편차로서), 즉 하기의 수학식 1에 따른 80℃에서의 저항에 대한 온도(T)에서의 센서 코일 저항의 비율 편차로 변환된다.

여기서, G_r은 %의 구배값으로서의 저항 편차(% 편차), R(T)는 온도(T)에서의 센서 코일 저항, R(80)은 80℃에서의 센서 코일 저항이다. 상기 결과에 기초하여, 총 저항 편차는 전체 온도 범위에 걸쳐 약 13%이다. 도 3a에 도시한 바와 같이, 그래프는 저항 편차와 온도 사이에 선형 관계(선형 곡선)를 나타내며, 상기 저항 변화에 대한 기울기(b₀)는 시험된 모든 센서(10)에 대해 약 0.30%/degree로 비교적 일정하다. 따라서, 저항 편차 팩터(b₀), 예를 들면 0.30(저항 대 온도 데이터의 기울기)이 미리 결정되고 설정되며 위치 시스템(30)용 신호 프로세서(48)에 저장된다.

부가적으로, kHz에서의 V/가우스 단위의 감도(S)가 또한 온도 범위에 걸쳐 센서(10) 각각에 대해 또한 측정되며, 감도 편차(G_s)가 결정되어 도 3b에 도시한 바와 같이 온도에 대해 표시된다. 상기 측정 감도(S)는 구배값(G_s)(온도 감도의 % 편차로서), 즉 하기의 수학식 2에 따라 80℃에서의 전압에 대한 온도(T)에서의 센서 코일 전압의 비율 편차로 변환된다.

여기서, G_s는 %의 구배값으로서의 감도 편차(% 편차), V(T)는 온도(T)에서의 코일 전압, V(80)은 80℃에서의 센서 코일 전압이다. 상기 결과에 기초하여, 총 감도 편차는 전체 온도 범위에 걸쳐 약 1.24%이며, 상기 감도 편차 대 온도 프로파일에 대한 기울기(a₀)는 약 0.025%/degree이다. 따라서, 감도 편차 팩터(a₀), 예를 들면 0.25 기울기는 상수이며, 미리 결정되어 설정되며 위치 시스템(30)용 신호 프로세서(48)에 저장된다.

온도 감도 알고리즘 및 사용

수행된 시험에 기초하여, 온도 감도 알고리즘이 위치 시스템(30)에 형성된다. 시험된 위치 센서(10)의 저항 변화(b₀)와 감도 변화(a₀)를 나타내는 시험으로부터의 데이터는 표 1과 도 3a 및 도 3b의 결과에 의해 확인되는 바와 같이 상수이다. 상기 상수들(a₀,b₀) 모두는 위치 시스템(30)용 신호 프로세서(48)의 메모리에 저장된다.

부가적으로, 각각의 위치 센서(10){의료 기기(80)에 사용되는}는, 예를 들면 각각의 위치 센서(10)에 대한 초기 감도(S₀)와 초기 저항(R₀)을 설정하기 위해 20℃ 내지 23℃ 범위의 온도인 상온에서 캘리브레이팅된다. 상기 값들은 또한 예를 들면 EPROM과 같은 메모리부의 신호 프로세서(48)에 저장된다.

사용시에, 위치 센서(10)를 갖는 의료 기기(80)는 환자의 체내 및, 환자의 체외에 배치된 복수의 자기장 발생기(도시 않음)로부터의 외부 인가 발생 AC 자기장 내에 배치된다. 예를 들면, 절제 수술 등의 수술과 같은 의료 기기(80)의 사용시에, 전류(I)는 예를 들면 위치 시스템(30)에 의해 전달된 4kHz 신호와 같은 일정하고 균일한 신호로서 위치 센서(10)를 통해 전달된다. 전압값은 센서(10)에서 결정되며, 식 R(T)=V/I에 따라 신호 프로세서(48)에 의해 저항값{R(T)}으로 변환된다. 다음, 위치 센서(10)에서의 실제 온도(T)가 하기의 수학식 3에 따라 결정된다.

여기서, R(T)는 위치 센서(10)에서의 현재 또는 실제 온도에서 결정된 저항이며, R₀는 캘리브레이션 단계 중에 결정되며 신호 프로세서 메모리로부터 소환된초기 저항이며, b₀는 메모리로부터 또한 소환된 저항 편차 팩터이다.

실제 온도(T)의 연산 후의 다음 단계는 수학식 4에 따라 상기 온도에서의 위치 센서(10)의 현재 또는 실제 감도{S(T)}를 결정하는 것이다.

여기서, S₀는 위치 센서(10)의 초기 감도이며, a₀는 감도 편차 팩터이며(상기 S₀, a₀는 모두 캘리브레이션 단계 중에 결정되며 메모리로부터 소환된 것임), T는 상술한 바와 같이 연산된 실제 온도이다.

다음 단계에서, 위치 시스템(30)의 위치 및 방위 알고리즘(정위 알고리즘)은 하기의 수학식 5에 따라 위치 및 방위 알고리즘을 위한 보정 팩터로서 사용되는 실제 감도{S(T)}를 연산하기 위해 조정된다.

여기서, B는 위치 센서(10)에서 측정된 연산 자기장이며, V는 위치 센서(10)에서의 전압이며, S(T)는 실제 온도에서의 위치 센서(10)의 실제 감도이다. 다음, 위치 센서(10)의 정위, 예를 들면 위치 및 방위를 연산하기 위해 새로운 자기장(B) 측정이 위치 및 방위 알고리즘에 사용된다.

따라서, 의료 기기(80) 및 위치 시스템(30)의 사용 중의 소정의 순간에, 본발명에 따른 온도 감도 알고리즘의 사용에 의해, 위치 센서(10)로부터 유도된 위치 및 방위 좌표 정보의 정확도가 ≤1mm, 적합하게는 ≤0.5mm의 정확도로 유지된다.

정확도 시험

또한, 도 4에 개략적으로 도시한 위치 시스템(30)을 포함하는 장치를 사용하여, 시뮬레이션 절제 상태(고온)하에서 의료 기기(80)의 판정 위치에 대한 센서 코일 코어 조성물의 영향을 측정하기 위한 다른 시험이 수행되었다. 예를 들면 절제 카테터(80) 및 기준 카테터(80a)와 같은 의료 기기의 원위 팁은 시험 중의 카테터 팁의 이동을 방지하기 위해 워터 배스(44)에 단단히 고정된다. 절제 카테터(80) 및 기준 카테터(80a)는 모두 위치 센서에 포함된다. 또한, 절제 카테터(80)는 원위 팁에 4mm 길이의 절제 전극(91)을 구비한다. 상기 배스는 혈액을 시뮬레이션하기 위해 약 100오옴의 임피던스를 갖는 염수로 충전된다. 카테터들(80, 80a)의 근위 단부는 중간 단자 박스(junction box)(46)에 접속되며, 상기 중간 단자 박스를 통해 위치 센서들 및 전극(91)으로부터의 송수신 전기 신호가 수신 및 송신된다. 상기 중간 단자 박스(46)는 기준 카테터 팁(80a)에 대한 절제 카테터 팁(80)의 위치(위치 및 방위 좌표 형태)를 연산하도록 신호 프로세서(48)에 접속된다. RF 발생기(50)가 절제 카테터(80)의 원위 팁의 절제 전극(91)에 RF 에너지를 공급하도록 중간 단자 박스(46)에 접속된다. RF 발생기 복귀 전극(52)이 또한 배스(44) 내에 수용되며 RF 발생기(50)에 접속된다.

도 4의 장치는, 예를 들면 상기 장치의 하부에 배치된 중심들 사이에 약40cm의 삼각형 배치로 배치된 전자석들(도시 않음)과 같은 3개의 자기장 발생기 소자에 의해 발생된 자기장 내에 포함된다. 각각의 시험된 카테터에 있어서, 카테터 팁 전극(91)에 RF 에너지를 공급하기 전에 10개의 위치 정보 판독이 수행된다. RF 에너지의 공급이 70W의 전력 레벨에서 원위 팁 전극에 초기화된 후 다른 10개의 위치 정보 판독이 수행된다. 다수의 형태의 카테터가 평가된다. 카테터의 형태는, 페라이트를 포함하는 센서 코일 코어를 갖는 위치 센서를 구비하는 카테터와, 본 발명에 따른 카르보닐 철을 포함하는 센서 코일 코어를 갖는 위치 센서를 구비하는 카테터, 및 위갠드 효과 재료로 제조된 코어(12)를 갖는 센서 코일(10)을 구비하는 카테터(80)를 포함한다. 상기 온도 감도 보정 알고리즘은, 본 발명의 위갠드 효과 재료 코어(12)를 갖는 센서 코일(10)을 구비하는 카테터(80)를 시험시에 신호 프로세서(48)에 의해 사용된다.

카테터 팁은 시험 중에 어떠한 위치 에러도 없이 배스에 단단히 고정되기 때문에, 카테터 팁은 원위 팁 전극에 대한 RF 에너지의 공급 전 및 공급 중에 동일한 위치를 나타내야 한다. 실제로는, RF 에너지의 공급 전 및 공급 중에 팁 위치간의 차이가 관찰되었다. 센서 코어 조성물의 함수로서의 시뮬레이션 절제 상태 중의 평균 위치 에러(카테터 팁 전극에 대한 RF 에너지의 공급 전 및 공급 중에 팁 위치의 차이의 절대값으로 규정되는)는 하기의 표 2에 나타낸다.

센서 코일 코어 조성물의 함수로서의 위치 에러(mm) 및 감도(3kHz에서의 V/가우스)

센서 코일 코어 조성물	평균 위치 에러(mm)	감도(V/가우스)
페라이트	5.9	3.0
카르보닐 철	0.4	3.3
위갠드 합금	0.5	7.0 내지 8.0

표 2에 나타낸 바와 같이, 위갠드 효과 재료(위갠드 합금) 코어(12)를 갖는 센서 코일(10)은 페라이트 및 카르보닐 철 코어 센서 코일 보다 2배 이상의 감도 증가를 나타냄에도 불구하고, 예를 들면 단지 0.5mm 에러의 고도의 정확도가 유지된다. 위치 및 방위 좌표 정보에서의 이러한 극미한 에러는 본 발명에 따른 온도 감도 보정 알고리즘의 직접적인 결과이다. 따라서, 본 발명에 따른 위치 센서(10)가 7.0 내지 8.0V/가우스 범위의 전체 감도를 나타냄에도 불구하고, 위치 센서(10)는 극미한 위치 에러에 의해 고도의 정확도를 나타낸다. 따라서, 본 발명에 따른 위치 센서(10)는, 열 절제 수술과 같은 최대 80℃의 높은 온도를 받는 의료 절차를포함하는 다양한 의료 절차에 특히 유용하다. 더욱이, 본 발명의 위치 센서(10)에 있어서의 약 0.5mm의 평균 위치 에러는, 무시할 수 없는 경우, 비록 카르보닐 철 코어 센서 코일이 낮은 감도를 나타내기는 하지만, 상기 카르보닐 철 코어 센서 코일에서 관찰되는 위치 에러와 매우 근사하다. 따라서, 본 발명의 위치 센서(10)에 의해 제공되는 크기의 상당한 감소와 교환적으로 정확도의 무시할 수 있는 감소가 존재한다. 크기 이득은 코어 재료로서 페라이트 또는 카르보닐 철을 사용하는 위치 센서에 의해서는 성취될 수 없는데, 이는 상기 두 개의 재료의 취급 및 제조 조건에 의해 부과되는 단점이 있기 때문이다. 상기 두 개의 재료와 관련된 단점은 센서의 길이와 직경 사이의 비에 있어 전체적인 제한을 갖는 상기 재료들의 취성과 같은 특성에 기인한다. 따라서, 본 발명의 위치 센서(10)는 상기 단점을 제거하며, 상술한 바와 같은 크기의, 이전에는 상상으로만 가능했던 것보다 훨씬 작은 크기의 기기를 사용할 수 있다.

위치 센서에 의한 온도 측정

본 발명은 또한 센서 코일(10)과 위치 및 방위 시스템(30)을 사용하여 의료 기기(80) 상의 위치 센서(센서 코일)(10) 부근의 온도를 측정하는 방법을 포함한다. 본 발명에 따른 의료 기기(80)에서의 온도 측정 방법은 시스템(30)의 전자기장 발생기(도시 않음)를 여기하는데 사용되는 신호와 구별되는 온도 측정 신호를 설정하는 단계를 포함한다. 필드 발생기 신호에서와 마찬가지로, 온도 측정 신호는 AC 신호이다. 그러나, 온도 측정 신호는 필드 발생기를 구동하는데 사용되는주파수와는 상이한 주파수를 갖는다.

온도 측정 신호는 시스템(30)에 의해 센서 코일(10)로 전송되는 균일한 AC 신호이다. 예를 들면, 필드 발생기는 3kHz의 주파수를 갖는 필드 발생기 신호에 의해 구동되며, 센서 코일(10)로 전송되는 온도 측정 신호는 4kHz의 주파수를 갖는다.

의료 기기(80)가 예를 들면 절제 수술과 같은 의료 절차에 사용될 때, 상기 기기(80) 또는 상기 기기(80)와 함께 사용될 수 있는 다른 기기에 의한 수술 중에 발생되는 온도는 기기(80)의 센서 코일(10)을 사용하여 시스템(30)에 의해 모니터링되며 측정된다. 상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 방법은 기기(80)의 센서 코일(10) 부근의 온도를 직접 측정하는데 특히 유용하다.

온도 측정시에, 예를 들면 4kHz의 온도 측정 신호가 센서 코일(10)에 제공되며 센서 코일(10)을 가로지르는 전압이 신호 프로세서(48)을 통해 시스템(30)에 의해 측정된다. 예를 들면 전류(I)와 같은 온도 측정 신호 및 측정 전압 모두가 이 시점에 공지되기 때문에, 신호 프로세서(48)는 상기 두 개의 값에 기초하여 센서 코일(10)에서의 저항을 즉시 결정한다.

상술한 본 발명의 온도 감도 알고리즘에 따라, 신호 프로세서(48)에 의해 결정된 저항값(온도 측정 신호 및 측정 전압에 기초하는)은 신호 프로세서(48)에 의해 저항 편차 팩터(b₀)(상수)에 의해 조정된다. 따라서, 상기 조정에 의해 신호 프로세서(48)는 센서 코일(10)에서의 실제 온도를 정확하게 결정할 수 있게 한다.

따라서, 본 발명에 따른 온도 측정 방법에서, 센서 코일(10)을 갖는 의료 기기(80)는, 상기 기기(80)에 의해 의료 절차를 수행하기 위해 환자의 체내 및 자기장 내의 소정 위치에 배치된다. 위치 및 방위 시스템(30)은 복수의 자기장 발생기(도시 않음)에 제공된 발생기 신호를 통해 자기장을 발생시킨다. 상술한 바와 같이, 예를 들면 3kHz와 같은 제 1 주파수에서의 필드 발생기 신호는 필드 발생기에 제공되며, 예를 들면 4kHz와 같은 제 2 주파수에서의 온도 측정 신호(I)는 센서 코일(10)에 제공된다.

의료 기기(80)가 환자의 체내 및 외부 인가 자기장 내의 소정의 위치에서 사용될 때, 센서 코일(10)을 가로지르는 전압을 측정하기 위해 신호 프로세서(48)에 의해 전압 측정이 수행된다. 상술한 알고리즘에 따라, 온도 측정 신호(I)와 측정 전압값 모두가 센서 코일(10)에서의 저항값을 결정하기 위해 신호 프로세서(48)에 의해 사용된다. 또한, 상기 알고리즘에 따라, 실제 온도값이 센서 코일(10)에 의해 측정된 실제 온도에 기초하여 실시간으로 결정된다.

따라서, 실제 온도값에 의해, 시스템(30)을 사용하는 수술자 또는 내과 의사는 적절한 시술을 행할 수 있다. 예를 들면, 절제 수술과 같은 수술 중에 발생하는 온도가 예를 들면 80℃를 초과하여 매우 높아지면, 내과 의사는 수술을 중단하고 수술을 재개하기 전에 소정 부위에서의 온도를 감소시키려 할 것이다. 이는 환자에 대한 직접적인 안전 이득이다.

따라서, 본 발명에 따른 방법은 내과 의사에게 상당한 융통성을 제공하며, 열전쌍과 같은 별도의 온도 모니터 또는 온도 센서를 사용하는 것을 방지한다. 따라서, 본 발명에 따른 센서 코일(10)을 사용함으로써, 의료 수술의 전체 비용이 또한 저감된다.

본 발명의 적합한 실시예들을 본원에 도시하고 설명하였지만, 이러한 실시예들은 단지 예시적이라는 것을 당 기술 분야의 숙련자들은 이해할 수 있을 것이다. 다양한 변경, 변형 및 대체가 본 발명으로부터 벗어나지 않고 당 기술 분야의 숙련자들에게 이루어질 수 있다. 따라서, 본 발명은 첨부된 청구범위의 정신 및 범주에 의해서만 한정되는 것으로 의도된다.

본 발명의 위치 센서를 사용함으로써, 훨씬 작은 크기의 의료 기기를 사용할 수 있다. 또한, 본 발명에 따르면, 내과 의사에게 상당한 융통성을 제공하며, 열전쌍과 같은 별도의 온도 모니터 또는 온도 센서를 사용하는 것을 방지하며, 의료 수술의 전체 비용을 저감시킨다.

Claims

의료 기기-위치 센서 조합체에 있어서,

(a) 본체를 갖는 의료 기기와,

(b) 상기 본체에 부착되는 위치 센서를 포함하며,

상기 위치 센서는 위갠드 효과 재료로 제조된 코어와, 상기 코어 둘레에 원부방향으로 배치된 권선을 갖는 의료 기기-위치 센서 조합체.
제 1 항에 있어서, 상기 권선은 상기 코어에 부착되는 조합체.
제 1 항에 있어서, 상기 위치 센서는 위치 좌표를 판정하는데 사용되는 조합체.
제 3 항에 있어서, 상기 위치 센서는 방위 좌표를 판정하는데 또한 사용되는 조합체.
제 1 항에 있어서, 상기 위치 센서는 75℃ 이상의 온도에서 ≤1mm의 정확도를 유지하는 조합체.
제 5 항에 있어서, 상기 위치 센서는 80℃의 온도에서 ≤1mm의 정확도를 유지하는 조합체.
제 1 항에 있어서, 상기 코어는 0.3mm 미만의 외경을 갖는 조합체.
제 7 항에 있어서, 상기 코어는 0.25mm의 외경을 갖는 조합체.
제 8 항에 있어서, 상기 권선은 상기 코어에 부착되는 조합체.
제 9 항에 있어서, 상기 코어와 권선의 조합체는 0.5mm 미만의 외경을 갖는 조합체.
제 10 항에 있어서, 상기 코어와 권선의 조합체는 0.4mm의 외경을 갖는 조합체.
제 11 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 코발트를 포함하는 조합체.
제 12 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 바나듐을 또한 포함하는 조합체.
제 13 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 철을 또한 포함하는 조합체.
제 14 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 20% 내지 80% 코발트를 포함하는 조합체.
제 14 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 2% 내지 20% 바나듐을 포함하는 조합체.
제 14 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 25% 내지 50% 철을 포함하는 조합체.
제 14 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 52% 코발트, 10% 바나듐 및 38% 철을 포함하는 조합체.
제 9 항에 있어서, 상기 권선은 구리로 제조되는 조합체.
제 4 항에 있어서, 상기 위치 센서는 0.5mm 이내의 정확도를 갖는 조합체.
의료 기기-위치 센서 조합체에 있어서,

(a) 본체를 갖는 의료 기기와,

(b) 상기 본체에 부착된 위치 센서를 포함하며,

상기 위치 센서는 고투과성 재료로 제조된 코어를 가지며, 상기 재료는, 극성을 전환시키며 외부장의 인가시에 균일한 전압 펄스를 발생시키는 자기장을 형성하는 자성 재료인 의료 기기-위치 센서 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 위치 센서는 상기 코어 둘레에 배치된 권선을 또한 포함하는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 권선은 상기 코어에 부착되는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 위치 센서는 위치 좌표를 판정하는데 사용되는 조합체.
제 24 항에 있어서, 상기 위치 센서는 방위 좌표를 판정하는데 또한 사용되는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 위치 센서는 75℃ 이상의 온도에서 ≤1mm의 정확도를 유지하는 조합체.
제 26 항에 있어서, 상기 위치 센서는 80℃의 온도에서 ≤1mm의 정확도를 유지하는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 코어는 0.3mm 미만의 외경을 갖는 조합체.
제 28 항에 있어서, 상기 코어는 0.25mm의 외경을 갖는 조합체.
제 29 항에 있어서, 상기 권선은 상기 코어에 부착되는 조합체.
제 30 항에 있어서, 상기 코어와 권선의 조합체는 0.5mm 미만의 외경을 갖는 조합체.
제 31 항에 있어서, 상기 코어와 권선의 조합체는 0.4mm의 외경을 갖는 조합체.
제 32 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 코발트를 포함하는 조합체.
제 33 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 바나듐을 또한 포함하는 조합체.
제 34 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 철을 또한 포함하는 조합체.
제 35 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 20% 내지 80% 코발트를 포함하는 조합체.
제 35 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 2% 내지 20% 바나듐을 포함하는 조합체.
제 35 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 25% 내지 50% 철을 포함하는 조합체.
제 35 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 52% 코발트, 10% 바나듐 및 38% 철을 포함하는 조합체.
제 30 항에 있어서, 상기 권선은 구리로 제조되는 조합체.
제 25 항에 있어서, 상기 위치 센서는 0.5mm 이내의 정확도를 갖는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 구리, 니켈 및 철 합금(CuNiFe)을 포함하는 조합체.
제 21 항에 있어서, 상기 코어의 재료는 철, 크롬 및 코발트 합금을 포함하는 조합체.