JP6028271B2 - Self-propelled capsule endoscope fin member and travel control device - Google Patents
Self-propelled capsule endoscope fin member and travel control device Download PDFInfo
- Publication number
- JP6028271B2 JP6028271B2 JP2016064809A JP2016064809A JP6028271B2 JP 6028271 B2 JP6028271 B2 JP 6028271B2 JP 2016064809 A JP2016064809 A JP 2016064809A JP 2016064809 A JP2016064809 A JP 2016064809A JP 6028271 B2 JP6028271 B2 JP 6028271B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- capsule endoscope
- self
- traveling
- magnet
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Images
Landscapes
- Endoscopes (AREA)
Description
本発明は、体内において自走可能なカプセル内視鏡および当該カプセル内視鏡の自走を体外において制御する走行制御装置に関する。 The present invention relates to a capsule endoscope that can be self-propelled in the body and a travel control device that controls the self-running of the capsule endoscope outside the body.
近年においては、体内において自走可能なカプセル内視鏡を用いて体内を検査する医療装置が知られている。この医療装置におけるカプセル内視鏡は、一般に、旧来の内視鏡のように内視鏡を操作するための食道等を通過する管を必要としないために、被検査者への負担が少なくなる。カプセル内視鏡は、これを被検査者が飲み込むと、胃や腸の蠕動運動により体内を進行しながら内蔵されているカメラで周囲を撮影し、撮影された画像が体外においてカプセル内視鏡の自走を制御するカプセル制御装置に送信され記憶媒体に記憶される。その後、カプセル内視鏡は、肛門から外部に排出される。 In recent years, a medical device that inspects the inside of a body using a capsule endoscope that can self-run in the body is known. In general, the capsule endoscope in this medical apparatus does not require a tube passing through the esophagus or the like for operating the endoscope unlike the conventional endoscope, and therefore the burden on the examinee is reduced. . When the subject swallows the capsule endoscope, the surroundings are photographed with a built-in camera while moving inside the body by the peristaltic movement of the stomach and intestines, and the captured image is taken outside the body of the capsule endoscope. It is transmitted to the capsule control device that controls self-running and stored in the storage medium. Thereafter, the capsule endoscope is discharged from the anus to the outside.
このような自走可能なカプセル内視鏡は、蠕動運動によって受動的に移動する他に、自ら検査したいところに移動することができる。例えば、特許文献1には、軸方向(長手方向)と直交方向に磁化方向を有する磁石が搭載され、また、軸方向後端部に螺旋構造の推力発生部が設けられたカプセル内視鏡が記載されている。このカプセル内視鏡は、体外のカプセル制御装置で発生させた回転する磁場を受けて磁石が回転し、それにより推力発生部が回転することにより軸方向の推進力が生じる。
Such a self-propelled capsule endoscope can be moved to a place to be examined by itself, in addition to being passively moved by a peristaltic motion. For example,
特許文献2には、軸方向(長手方向)に磁化方向を有する磁石が搭載され、また、軸方向後端部にヒレ部が設けられたカプセル内視鏡が記載されている。このカプセル内視鏡は、体外のカプセル制御装置で発生させた交流磁場を受けて磁石が振動し、それによりヒレ部が曲がって振動して周囲の液体を後方に押し出すことにより軸方向の推進力が生じる。
なお、特許文献2では、一方向の交流磁場を発生する電磁石の位置をガイドレールとリフトによって制御することにより、カプセル内視鏡を検査したいところに移動させている。
In
特許文献2のカプセル内視鏡は、交流磁場の方向にヒレ部が曲がるように姿勢が安定するので、特許文献1のカプセル内視鏡のように推力発生部の回転にともなって内蔵されているカメラによって撮影された画像の回転又は不安定な傾きが発生し易いものに比べ、画像が安定して検査し易いものとなる。また、特許文献2のカプセル内視鏡は、ヒレ部によって多量の液体を強い力で後方に移動させることができるので、特許文献1のように推力発生部の回転によって推進力を得るものに比べ、小型であっても推進力を大きくすることが容易であり、また、摩擦により体壁(体内の壁面)を傷付ける可能性を低減することが可能である。
Since the posture of the capsule endoscope of
このように特許文献2に記載されているようなヒレ部の振動により推進するカプセル内視鏡は、幾つかの利点を有している。ところで、体内のカプセル内視鏡が進んでいく経路は、胃のように比較的広い場所や腸のように屈曲しているところが様々に存在しているため、カプセル内視鏡の進行方向の制御は重要である。ヒレ部の振動により推進するカプセル内視鏡は、交流磁場に平行なバイアス磁場を加えることで進行方向を変えて行くことが可能である。
Thus, the capsule endoscope propelled by the vibration of the fin portion as described in
しかし、交流磁場に平行なバイアス磁場を加える方法では、カプセル内視鏡は移動しながらその進行方向を徐々に変えて行くので、検査したいところに正確に移動させることは必ずしも容易ではない。 However, in the method of applying a bias magnetic field parallel to the alternating magnetic field, the capsule endoscope gradually changes its traveling direction while moving, so that it is not always easy to move it accurately to the place to be inspected.
本発明は係る事由に鑑みてなされたものであり、カプセル内視鏡本体部に一体に設けられたヒレ部材の振動によりカプセル内視鏡を自走させる制御において、カプセル内視鏡の進行方向の精密な制御を容易に実施できるようにすることを目的とする。 The present invention has been made in view of such a reason, and in the control of self-propelling the capsule endoscope by the vibration of the fin member integrally provided in the capsule endoscope main body, the direction of the capsule endoscope in the traveling direction is determined. The purpose is to enable precise control to be easily performed.
請求項1に記載のヒレ部材は、カメラおよびこのカメラにより撮影された画像を送信する無線通信部が収容されたカプセル内視鏡本体部を自走させるために、当該カプセル内視鏡本体部の後端部に一体に設けられて成るものである。このヒレ部材は、前後方向の中間位置の内部に磁石が搭載され、この磁石搭載箇所より後の部分の幅が後端に向かうにつれてしだいに広がる形状の弾力性を有する部材である。
The fin member according to
前記磁石はその磁化方向を前記ヒレ部材の前後方向に合わせて配備され、周囲の静磁場の方向の変化に応じて当該磁石が回動することにより前記カプセル内視鏡本体部の進行方向が変更される。また、静磁場に直交する交流磁場を受けた当該磁石の振動に従って前記ヒレ部材が振動することにより前記カプセル内視鏡本体部を前進させるための推進力が発生する。 The magnet is arranged with its magnetization direction aligned with the front-rear direction of the fin member, and the traveling direction of the capsule endoscope main body is changed by rotating the magnet according to the change in the direction of the surrounding static magnetic field. Is done. Further, the fin member vibrates in accordance with the vibration of the magnet that has received an alternating magnetic field orthogonal to the static magnetic field, thereby generating a propulsive force for advancing the capsule endoscope body.
請求項2に記載の自走制御装置は、上記のカプセル内視鏡本体部の後端部に磁化方向を前後方向に向けて搭載された磁石を含むヒレ部材が一体に設けられて成る自走式カプセル内視鏡を走行させるためのもので、自走式カプセル内視鏡が含まれる3次元空間に静磁場および交流磁場を発生させる磁場発生部と、この磁場発生部を駆動して、前記3次元空間内の任意の方向を向く静磁場とこの静磁場に直交する交流磁場との合成磁場を当該磁場発生部から発生させる磁場制御部と、前記自走式カプセル内視鏡の進行方向および進行速度を調整する操作を行うための操作部とを備える。
The self-propelled control device according to
前記磁場制御部は、前記操作部において自走式カプセル内視鏡の進行方向を調整する操作が行われたことに応じてその調整後の進行方向に前記静磁場の方向を合わせ、前記操作部において自走式カプセル内視鏡の進行速度を調整する操作が行われたことに応じて、前記交流磁場の振幅または周波数を当該操作に応じた大きさに調整する。 The magnetic field control unit adjusts the direction of the static magnetic field to the adjusted traveling direction in response to the operation of adjusting the traveling direction of the self-propelled capsule endoscope performed in the operation unit, When the operation for adjusting the traveling speed of the self-propelled capsule endoscope is performed, the amplitude or frequency of the alternating magnetic field is adjusted to a magnitude corresponding to the operation.
請求項3に記載の走行制御装置は、請求項2の構成に加えて、前記カプセル内視鏡本体部の無線通信部と通信を行って前記カメラにより撮影された画像を取得し、取得した画像をディスプレイ装置に出力する通信部を備える。
In addition to the configuration of
本発明によれば、体内のカプセル内視鏡の進行方向を静磁場により制御し、それと独立に、静磁場に直交する交流磁場によりカプセル内視鏡の推進力を制御するので、カプセル内視鏡の進行方向及び進行速度の精密な制御が容易になる。 According to the present invention, the traveling direction of the capsule endoscope in the body is controlled by a static magnetic field, and independently, the propulsive force of the capsule endoscope is controlled by an alternating magnetic field orthogonal to the static magnetic field. Precise control of the traveling direction and traveling speed is facilitated.
以下、本発明を実施するための好ましい形態について図面を参照しながら説明する。本発明の実施形態に係る医療装置1は、被検査者の体内の検査等を行うもので、図1に示すように、被検査者の体内において自走可能なカプセル内視鏡2と、体外においてカプセル内視鏡2の自走を制御するカプセル制御装置3と、を備えている。被検査者は、通常、後述するカプセル制御装置3の磁場発生部31が画定する所要範囲の内方に胴部を位置させ、カプセル内視鏡2を口から飲み込んだ上で検査を受ける。肛門からカプセル内視鏡2を逆走させることも可能である。
Hereinafter, preferred embodiments for carrying out the present invention will be described with reference to the drawings. A
カプセル内視鏡2は、軸方向(長手方向)に進行する全体的に大略円柱状のものであって、図2に示すように、内部にカメラ22などを搭載する内視鏡本体部2aと、内部に軸方向に磁化方向を有する磁石21を搭載するヒレ部2bと、を有している。ヒレ部2bは、内視鏡本体部2aの軸方向後端部に設けられており、詳しくはヒレ部2bの前端が内視鏡本体部2aの後端に固定されるか或いはキャップ形状の媒体などを介して固定されている。カプセル内視鏡2は、本実施形態では、例えば、軸方向の長さが例えば4.5cm前後程度、直径が1cm前後程度の大きさである。
The
内視鏡本体部2aの構造は本発明の要旨ではなく、従来のカプセル内視鏡で用いられている公知のものが流用可能である。このような内視鏡本体部2aは、一般的には、図2に示すように、前述のカメラ22の他に、カプセル内視鏡2の各部に電源を供給する電源供給部23、カメラ22による撮影のために外部を照射する照射部24、カメラ22が撮影した画像を処理して無線でカプセル制御装置3に送信する無線通信部25、などが含まれる。内視鏡本体部2aの前部(図2においては左方)は光が通過できる程度に透明である。カメラ22はCCDなどから、電源供給部23は電池などから、照射部24はLEDなどから、それぞれ構成される。無線通信部25は、カプセル制御装置3から無線で制御信号を受信し、カメラ22や照射部24などを制御できるようにしてもよい。
The structure of the endoscope main body 2a is not the gist of the present invention, and a known structure used in a conventional capsule endoscope can be used. As shown in FIG. 2, such an endoscope main body 2 a generally includes a power supply unit 23 that supplies power to each part of the
ヒレ部2bの磁石21は、棒状の磁石であり、前述したように、カプセル内視鏡2の軸方向と同じ磁化方向を有している。磁石21は、シリコン樹脂などのように弾力性のある部材の内部に搭載されている。磁石21は、後述するようにカプセル制御装置3の磁場発生部31で発生する静磁場とそれと直交する交流磁場を受ける。磁石21は、静磁場を受けると、その静磁場の方向に平行になるように回動する。そして、その回動に従ってカプセル内視鏡2が回動する。また、磁石21は、交流磁場を受けるとそれに応動して振動する。そして、それにより、図3に示すように、ヒレ部2bが曲がって振動し、周囲の液体を後方に押し出すことにより軸方向の推進力が生じる。
The magnet 21 of the
磁石21は、ヒレ部2bの前端が内視鏡本体部2aに固定され後端が開放されているので、振動するときは交流磁場に応じて後端(図2ではS極側)が大きく移動し、前端(図2ではN極側)はきわめて小さく振動する(図3参照)。
Since the front end of the
ヒレ部2bは、魚のヒレのように曲がって効率良く液体を後方に押し出せるような幅広の側面を有している。その側面の形状は、適宜適切なものにすればよいが、例えば、図2(a)に示すような後部半分くらい台形形状になるようにしたり、全体的に丸みを帯びた形状にしたり、長方形状にしたりすることができる。また、ヒレ部2bの厚み(幅広の側面に直交する面の幅)は、図2(b)に示すように前部半分くらいを薄く、後部半分くらいを更に薄くしてもよい。また、ヒレ部2b全体の厚みを同じくらいの薄さにしてもよい。カプセル内視鏡2は、交流磁場により、ヒレ部2bの幅広の側面に交流磁場が垂直に入射してヒレ部2bが曲がるような姿勢が安定姿勢となる。
The
次に、カプセル制御装置3を説明する。カプセル制御装置3は、図1及び図4に示すように、カプセル内視鏡2を互いに直交する3方向から取り囲む磁場発生部31、すなわち、3組のヘルムホルツコイルであるx軸方向(図1では左右方向)の磁場を生成する一組のx軸ヘルムホルツコイル31x、31x’、y軸方向(図1では上下方向)の磁場を生成する一組のy軸ヘルムホルツコイル31y、31y’、z軸方向の磁場(図1では紙面に垂直方向)を生成する一組のz軸ヘルムホルツコイル31z、31z’を有している。なお、図1においては、被検査者はy軸方向と平行に横たわったり又は立ったりしている。また、図1においては、他方のz軸ヘルムホルツコイル31z’は、一方のz軸ヘルムホルツコイル31zの背後に位置している。
Next, the
磁場発生部31は、磁場制御部32からの制御電流により、時間的に変化しない静磁場を発生したり、所定の周波数及び振幅で時間的に変化する交流磁場を発生したりすることができ、また、静磁場と交流磁場を合成して発生することができる。静磁場と交流磁場は、3次元のどの方向にでも向かせることが可能である。具体的には、後述する操作部33からの制御信号に基づいて、磁場制御部32のx軸磁場制御部32xがx軸方向の磁場成分を生成するような電流をx軸ヘルムホルツコイル31x、31x’に流し、y軸磁場制御部32yがy軸方向の磁場成分を生成するような電流をy軸ヘルムホルツコイル31y、31y’に流し、z軸磁場制御部32zがz軸方向の磁場成分を生成するような電流をz軸ヘルムホルツコイル31z、31z’に流す。
The magnetic
x軸ヘルムホルツコイル31x、31x’は、中心軸において一様な磁場を発生するように、導線を多重に巻いた円周形状のコイルがその半径の大きさRと同じ距離R’だけ離して同軸かつ平行に設置される構造であり、x軸ヘルムホルツコイル31x、31x’に同方向の電流を流すことで、中心軸において一様なx軸の方向の磁場を発生することができるものである。磁場を発生するのには、電磁石で用いられるような鉄芯は用いられない。実際上は、導線を多重に円周形状に巻いたコイルには幅や太さがあり、また、設置条件などもあるので多少のバラツキが生じるのが普通であるが、中心軸近傍の空間においてほぼ一様なx軸の方向の磁場を発生することができる。例えば、コイルの平均半径の大きさRに対する平均距離R’の許容バラツキを10%以内或いは20%以内とすることも可能である。中心軸近傍の空間においてほぼ一様な磁場を発生する点は、中心軸方向の位置に応じて磁場が大きく変わる電磁石と異なる点である。y軸ヘルムホルツコイル31y、31y’及びz軸ヘルムホルツコイル31z、31z’についても同様である。よって、磁場発生部31の中央近傍のある範囲においては、合成された磁場はどの方向でもほぼ一様な磁場となり、基本的にはこの範囲又はその近くでカプセル内視鏡2がカプセル制御装置3によって制御される。なお、x軸ヘルムホルツコイル31x、31x’の半径、y軸ヘルムホルツコイル31y、31y’の半径、z軸ヘルムホルツコイル31z、31z’は、通常は、半径及び間隔(距離)を大きくしながら順に外側に配置して行く必要がある。また、それらの半径及び間隔の大きさは、限定されるものではなく、また、半径及び間隔の大きさの順番が限定されるものではない。
The x-axis Helmholtz coils 31x and 31x ′ are coaxially separated from each other by a distance R ′ that is the same as the radius R of a circumferential coil in which a plurality of conductive wires are wound so that a uniform magnetic field is generated in the central axis. In addition, it has a structure installed in parallel, and a current in the same direction flows through the x-axis Helmholtz coils 31x and 31x ′, thereby generating a uniform magnetic field in the x-axis direction at the central axis. To generate a magnetic field, iron cores such as those used in electromagnets are not used. In practice, a coil in which conductive wires are wound in multiple circumferential shapes has a width and thickness, and there are usually some variations due to installation conditions, but in a space near the central axis, A substantially uniform magnetic field in the x-axis direction can be generated. For example, the allowable variation of the average distance R ′ with respect to the size R of the average radius of the coil can be within 10% or within 20%. The point that a substantially uniform magnetic field is generated in the space near the central axis is different from an electromagnet in which the magnetic field changes greatly according to the position in the central axis direction. The same applies to the y-axis Helmholtz coils 31y and 31y 'and the z-axis Helmholtz coils 31z and 31z'. Therefore, in a certain range near the center of the
静磁場は、カプセル内視鏡2の進行方向を制御するのに用いられる。磁場制御部32は、磁場発生部31の3組のヘルムホルツコイルのそれぞれに直流電流を流して静磁場を発生させ、合成された静磁場の方向が目標の進行方向になるようにする。そうすると、カプセル内視鏡2の磁石21は静磁場の方向に平行になるようにすばやく回動し、その回動に従ってカプセル内視鏡2が回動して目標の進行方向に一致するようになる。
The static magnetic field is used to control the traveling direction of the
また、交流磁場は、カプセル内視鏡2を推進させるのに用いられる。磁場制御部32は、磁場発生部31の3組のヘルムホルツコイルのそれぞれに交流電流を流して交流磁場の成分を発生させ、その成分が合成された交流磁場の方向が前記静磁場と直交するようにする。そうすると、カプセル内視鏡2の磁石21は目標の進行方向に対し略直交する方向に振動し、その振動に従ってヒレ部2bが目標の進行方向に対し略直交する方向に振動し、その結果、カプセル内視鏡2は目標の進行方向に推進されて自走することとなる。
The alternating magnetic field is used to propel the
ここで、磁場発生部31の中央近傍ではカプセル内視鏡2に作用する静磁場はほぼ一様であるので、カプセル内視鏡2は、その軸が静磁場の方向に平行になるように回動するのみで、特定の方向に引き寄せられることはほとんどない。従って、進行方向の制御がし易いものとなる。また、磁場発生部31の中央近傍ではカプセル内視鏡2に作用する交流磁場の大きさの位置依存性は非常に少ないので、進行速度の制御がし易いものとなる。
Here, since the static magnetic field acting on the
静磁場と交流磁場を発生させるタイミングは特に限定されることはないが、通常は、静磁場によりすばやく進行方向は決まるので、静磁場を交流磁場の発生よりも少し前に発生させるか、或いは同時に発生させ、発生後はこれらを同時に発生させて合成するようにすればよい。例えば、x軸に対して45度、y軸に対して45度、z軸に対して90度を進行方向とすると、図5に示すように、x軸方向の磁場成分とy軸方向の磁場成分は等しい値の静磁場の成分とし、z軸方向の磁場は、交流磁場とすればよい。 The timing for generating the static magnetic field and the alternating magnetic field is not particularly limited. However, since the traveling direction is usually determined quickly by the static magnetic field, the static magnetic field is generated slightly before the generation of the alternating magnetic field, or at the same time. These may be generated and then generated at the same time and synthesized. For example, if the traveling direction is 45 degrees with respect to the x axis, 45 degrees with respect to the y axis, and 90 degrees with respect to the z axis, the magnetic field component in the x axis direction and the magnetic field in the y axis direction as shown in FIG. The component may be a static magnetic field component having an equal value, and the magnetic field in the z-axis direction may be an alternating magnetic field.
交流磁場の振幅や周波数を可変にして、後述する操作部33からの制御信号に応じて進行速度を緩めてカプセル内視鏡2からの画像を詳しく観察できるようにしたり、推進力を強めて通過し難いところを通過し易くしたりすることも可能である。また、静磁場の大きさを可変にして、後述する操作部33からの制御信号に応じて進行方向に向く力の大きさを制御できるようにして、障害物等により目標の進行方向に向き難いところを向かせ易くしたりすることも可能である。交流磁場の振幅や周波数を可変にするには、後述する端子33a’(図1参照)の回す角度や後述するジョイスティック33bの倒す角度に応じた大きさになるようにすることができ、また、手で動かすレバー(図示せず)又は足で踏むアクセル(図示せず)を用意して、レバーの移動距離又はアクセルの踏込量に応じた大きさになるようにすることができる。また、静磁場の大きさを可変にするには、交流磁場の振幅や周波数が変わるときに変わるようにしたり、又は、端子33a’やレバーなどにより独立に変わるようにしたりすることができる。
By changing the amplitude and frequency of the AC magnetic field, the traveling speed is slowed down in accordance with a control signal from the
また、交流磁場の発生し始めは、ヒレ部2bの振動する方向と交流磁場の方向が垂直に近くてヒレ部2bが振動し難い場合も有り得るので、その場合は、操作部33からの制御信号に応じて前記静磁場と直交する範囲内で交流磁場の方向を変更するようにすることも可能である。
In addition, when the AC magnetic field starts to be generated, the direction in which the
このように、カプセル内視鏡2の進行方向と推進力(進行速度)が独立に制御できるので、検査したいところに正確に移動させることが容易になる。
As described above, since the traveling direction and the propulsive force (traveling speed) of the
また、カプセル制御装置3は、前述したように検査者が操作する操作部33を有している。操作部33は、図1及び図6に示すようなハンドル33a又は図8に示すようなジョイスティック33bなどの操作デバイスを用いてカプセル内視鏡2の進行方向などを制御するものである。操作部33が出力する信号に基づいて静磁場の方向が制御される。その他に、交流磁場の振幅又は周波数或いは方向を制御するデバイスや静磁場の大きさを制御するデバイスなどを設けることも可能である。また、本実施形態では、カプセル内視鏡2から送信されてきた体内の画像を通信部34で受信し、それをディスプレイ装置35に表示するようにしている。検査者は、その画像を見ながらハンドル33aやジョイスティック33bなどの操作デバイスを操作することができる。
Moreover, the
ハンドル33aを用いた操作部33は、以下のようにすることができる。ハンドル33aは、その回転位置が保持されるものである。例えば、ハンドル33aの基準点Gが上側(A’方向)に有るとき、A方向に静磁場が向いているとし(図6(a)参照)、A方向から90度ごとに順にB方向、C方向、D方向とする。A方向に静磁場が向いていると、A方向にカプセル内視鏡2は向いている。カプセル内視鏡2からの画像はA方向の画像となっている。検査者は、カプセル内視鏡2からの画像を観察し、直進する場合、ハンドル33aを回さず、端子33a’(図1参照)などで進行速度を調整する。
The
画像を観察しカプセル内視鏡2の方向を変える場合、ハンドル33aを右又は左に回す。例えば、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ハンドル33aを右に90度回す。そうすると、ハンドル33aの基準点Gが右側(B’方向)にあることになり、B方向に静磁場が向き(図6(b)参照)、B方向にカプセル内視鏡2は向く。同様に、B方向にカプセル内視鏡2は向いた状態で、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ハンドル33aを右に90度回す。そうすると、ハンドル33aの基準点Gが下側(C’方向)にあることになり、C方向に静磁場が向き(図6(c)参照)、C方向にカプセル内視鏡2は向く。同様に、C方向にカプセル内視鏡2は向いた状態で、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ハンドル33aを右に90度回す。そうすると、ハンドル33aの基準点Gが左側(D’方向)にあることになり、D方向に静磁場が向き(図6(d)参照)、D方向にカプセル内視鏡2は向く。
When observing the image and changing the direction of the
このようにして、ハンドル33aを用いた操作部33は、基準点Gに応じた方向に静磁場を向かすことにより、ハンドル33aの操作(回転操作)で、観察される画面の左右の進行方向制御が可能である。観察される画面の上下の進行方向制御は、図1に示すようなスライダー33a’’の可動部の移動距離を変えたり、或いは、図7に示すように、ハンドル33aの軸33aaの傾斜角度を変えたりして、静磁場が水平面に対して−90度〜90度の範囲で任意の角度に制御されるようにすればよい。例えば、図7(a)、(b)、(c)のハンドル33aの軸33aaの状態をそれぞれ、静磁場が水平面に対して−90度、0度、90度傾斜するときに対応させるようにできる。なお、上記端子33a’やスライダー33a’’は更に別の形態のデバイスを用いることができるのは勿論である。例えば、スライダー33a’’のかわりにレバーを用いることができる。また、基準点Gは、目視できるようなものでなくても構わない。
In this way, the
ジョイスティック33bを用いた操作部33は、以下のようにすることができる。ジョイスティック33bは、それを倒した方向に対応する角度だけジョイスティック台33b’の基準点Hが自動的に回転するように又は場合によっては手動で回転するようにし、A’から基準点Hまでの角度だけ静磁場の方向を回転させる。例えば、ジョイスティック台33b’の基準点Hが上側(A’方向)に有るとき、A方向に静磁場が向いているとし(図8(a)参照)、A方向から90度ごとに順にB方向、C方向、D方向とする。A方向に静磁場が向いていると、A方向にカプセル内視鏡2は向いている。カプセル内視鏡2からの画像はA方向の画像となっている。検査者は、カプセル内視鏡2からの画像を観察し、直進する場合、ジョイスティック33bを上側(A’方向)に倒す。そうすると、ジョイスティック33bの倒す角度に応じた進行速度でカプセル内視鏡2は直進する。
The
画像を観察しカプセル内視鏡2の方向を変える場合、ジョイスティック33bを変えたい方向に倒す。例えば、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ジョイスティック33bを右に倒す。そうすると、ジョイスティック台33b’が回転し基準点Hが右側(B’方向)にあることになり、B方向に静磁場が向き(図8(b)参照)、B方向にカプセル内視鏡2は向く。同様に、B方向にカプセル内視鏡2は向いた状態で、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ジョイスティック33bを一旦戻して起立させ、再度ジョイスティック33bを右に倒す。そうすると、ジョイスティック台33b’が回転し基準点Hが下側(C’方向)にあることになり、C方向に静磁場が向き(図8(c)参照)、C方向にカプセル内視鏡2は向く。同様に、C方向にカプセル内視鏡2は向いた状態で、画像を観察し進行方向に対し右回り90度にカプセル内視鏡2の方向を変えたい場合、ジョイスティック33bを一旦戻して起立させ、再度ジョイスティック33bを右に倒す。そうすると、ジョイスティック台33b’が回転し基準点Hが左側(D’方向)にあることになり、D方向に静磁場が向き(図8(d)参照)、D方向にカプセル内視鏡2は向く。
When observing the image and changing the direction of the
このようにして、ジョイスティック33bを用いた操作部33は、基準点Hに応じた方向に静磁場を向かすことにより、ジョイスティック33bの操作で、観察される画面の左右の進行方向制御が可能である。観察される画面の上下の進行方向制御は、前述したスライダー33a’’などを用いたり、或いは、図9に示すように、ジョイスティック台33b’の傾斜角度を変えたりして、静磁場が水平面に対して−90度〜90度の範囲で任意の角度に制御されるようにすればよい。例えば、図9(a)、(b)、(c)のジョイスティック台33b’の状態をそれぞれ、静磁場が水平面に対して−90度、0度、90度傾斜するときに対応させるようにできる。なお、図9では、ジョイスティック33bが起立しているときを示している。また、スライダー33a’’は更に別の形態のデバイス(例えば、レバーなど)を用いることができるのは勿論である。また、基準点Hは、目視できるようなものでなくても構わない。
In this manner, the
以上、磁場発生部31を用いてカプセル制御装置3を構成した実施形態を説明した。3組のヘルムホルツコイルを有する磁場発生部31を用いると、上述したように磁場がほぼ一様になるので、進行方向及び推進力(進行速度)の制御がし易いものとなっている。それぞれ1組のヘルムホルツコイルは、同軸かつ平行に設置された2個のコイルから構成される1組のコイル対である。小型化などを優先する場合などでは、3組のヘルムホルツコイルを有する磁場発生部31のいずれか1組又は2組のコイル対、或いは3組のコイル対のコイルの形状を変えたり、コイルの大きさを変えたり、コイル対を構成する2個のコイル間の距離を変えたりすることが可能である。この場合、磁場は、次に述べるように、不均一であり(一様ではなく)、場所に依存して変化する。
The embodiment in which the
図10に示す特性は、y軸方向の磁場を生成するように1組のコイル対を配置したときの磁場のy軸方向の磁束密度をシミュレーションで求めたものである。横軸は、2個のコイル間の真ん中を中心としたy軸座標値であり、単位長さをLとしている。図10の(a)、(b)、(c)はそれぞれ、2個のコイル間の距離を、L、0.5L、2Lとして1組のコイル対を配置したものを示している。それぞれの図中の曲線aは、半径Lの円周形状のコイルでの特性を示す(図11(a)参照)。図中の曲線bは、一辺が2Lの正方形、曲線cは短辺が2L、長辺が3Lの長方形、曲線dは短辺が2L、長辺が4Lの長方形、曲線eは短辺が2L、長辺が5Lの長方形、の外周形状のコイルでの特性を示す(図11(b)参照)。図中の曲線f、g、h、iは、四角形の全ての角を長さ0.5Lだけ削除することによって作製した八角形の外周形状のコイルでの特性を示すものであって(図11(c)参照)、曲線fは一辺が2Lの正方形から、曲線gは短辺が2L、長辺が3Lの長方形から、曲線hは短辺が2L、長辺が4Lの長方形から、曲線iは短辺が2L、長辺が5Lの長方形から、それぞれ作製した八角形のものである。なお、図10(a)の曲線aは、1組のヘルムホルツコイルの特性ということになる。 The characteristics shown in FIG. 10 are obtained by simulating the magnetic flux density in the y-axis direction of the magnetic field when a pair of coil pairs are arranged so as to generate a magnetic field in the y-axis direction. The horizontal axis is the y-axis coordinate value centered on the middle between the two coils, and the unit length is L. (A), (b), and (c) of FIG. 10 respectively show the arrangement of one coil pair with the distance between two coils being L, 0.5L, and 2L. A curve “a” in each figure indicates characteristics of a circumferential coil having a radius L (see FIG. 11A). The curve b in the figure is a square with a side of 2L, the curve c is a rectangle with a short side of 2L and a long side of 3L, the curve d is a rectangle with a short side of 2L and a long side of 4L, and the curve e has a short side of 2L. FIG. 11 shows characteristics of a rectangular coil having a long side of 5 L and an outer peripheral shape (see FIG. 11B). Curves f, g, h, i in the figure show the characteristics of an octagonal outer peripheral coil produced by deleting all the square corners by a length of 0.5 L (FIG. 11). (Refer to (c)), the curve f is a square having a side of 2L, the curve g is a rectangle having a short side of 2L and a long side of 3L, and the curve h is a rectangle having a short side of 2L and a long side of 4L. Are octagons each made from a rectangle with a short side of 2L and a long side of 5L. The curve a in FIG. 10A is the characteristic of a set of Helmholtz coils.
図10(a)〜(c)より、コイルの形状を四角形や八角形などの多角形にしたり、2個のコイル間の距離をヘルムホルツコイルの距離(ヘルムホルツコイルを構成する2個のコイル間の距離)から違えたりすると、磁場は、場所に依存して変化し、ヘルムホルツコイルの特性から離れたものになる。その一方、図10(a)より、2個のコイル間の距離がヘルムホルツコイルの距離の場合、コイルの一方向(長辺方向)のサイズがそれと直交する他方向(短辺方向)のサイズに近いほど、及び、コイルの形状が四角形よりも角の多い多角形になるほど(つまり、円形又は楕円形に近づくほど)、ヘルムホルツコイルの特性に近くなっていることが分かる。また、図10(a)〜(c)より、コイルの形状が四角形よりも角の多い多角形になるほど(つまり、円形又は楕円形に近づくほど)、大きな磁束密度が得られることが分かる。また、図10(c)より、2個のコイル間の距離がヘルムホルツコイルの距離よりも長い場合、多角形の一方向(長辺方向)のサイズを、それを2個のコイル間の距離に近づけるように、他方向(短辺方向)のサイズよりも大きくした方(曲線fよりも曲線g、h、iの方)が、磁場の場所に依存する変化が小さいことが分かる。本願では、一方向のサイズがそれと直交する他方向のサイズよりも大きい多角形を、長形の多角形と呼ぶものとする。 10 (a) to 10 (c), the coil shape is a polygon such as a square or an octagon, and the distance between the two coils is the Helmholtz coil distance (between the two coils constituting the Helmholtz coil). If it is different from (distance), the magnetic field changes depending on the location, and away from the characteristics of the Helmholtz coil. On the other hand, from FIG. 10 (a), when the distance between the two coils is the Helmholtz coil distance, the size of one direction of the coil (long side direction) is the size of the other direction (short side direction) perpendicular to it. It can be seen that the closer the shape is, and the closer the shape of the coil is to a polygon with more corners than a square (that is, the closer it is to a circle or ellipse), the closer it is to the characteristics of a Helmholtz coil. Also, from FIGS. 10A to 10C, it can be seen that a larger magnetic flux density is obtained as the shape of the coil becomes a polygon having more corners than a quadrangle (that is, closer to a circle or an ellipse). Further, from FIG. 10C, when the distance between the two coils is longer than the distance of the Helmholtz coil, the size of the polygon in one direction (long side direction) is set to the distance between the two coils. It can be seen that the change depending on the location of the magnetic field is smaller when the size is larger than the size in the other direction (short-side direction) (curves g, h, i than the curve f). In the present application, a polygon having a size in one direction larger than the size in the other direction orthogonal to the one direction is referred to as a long polygon.
磁場発生部36は、カプセル内視鏡2を互いに直交する3方向から取り囲むように、1組のヘルムホルツコイルと、ヘルムホルツコイルの構造(コイルの形状と大きさ及び2個のコイルの間の距離)を変えた2組のコイル対と、を有したものである。図12に示すように、ここでは、この1組のヘルムホルツコイルは、z軸方向の磁場を生成する一組のz軸ヘルムホルツコイル36z、36z’である。また、その他の2組のコイル対は、x軸方向の磁場を生成する一組のx軸コイル対36x、36x’と、y軸方向の磁場を生成する一組のy軸コイル対36y、36y’と、で構成されている。
The
磁場発生部36は、3組のヘルムホルツコイルを有する磁場発生部31と比べ、x軸方向及びy軸方向の場所による磁場の変化が大きくなる一方、複数の直交するヘルムホルツコイル同士が重ならないようにして構成する必要がないので、全体のサイズを小さくすることができる。この磁場発生部36は、z軸方向の磁場が一様であるもののx軸方向及びy軸方向の磁場が一様ではないために、制御が少し難しくなる傾向にあるが、上述した磁場発生部31と同様にして静磁場及び交流磁場を発生させ、カプセル内視鏡2の進行方向及び進行速度を制御することが可能である。
Compared with the
コイル対を構成するコイル36x、36x’、36y、36y’は、多角形の外周形状、或いは、よりヘルムホルツコイルの形状に近い楕円又は円の外周形状、などが可能である。コイル対を構成する2個のコイル間の距離が長い場合、コイル36x、36x’、36y、36y’は、y軸方向又はx軸方向のサイズがz軸方向のサイズよりも大きい長形の多角形又は楕円の外周形状であると、z軸方向のサイズを小さくしつつ、x軸方向及びy軸方向について、磁場の場所に依存する変化を抑制することができる。
The
この磁場発生部36に限られず、様々な態様で、3組のヘルムホルツコイルを有する磁場発生部31のいずれか1組又は2組のコイル対、或いは3組のコイル対のコイルの形状を変えたり、コイルの大きさや2個のコイル間の距離を変えたりすることが可能である。この場合、3組のそれぞれのコイル対は、それを構成するコイルが、多角形、楕円又は円の外周形状のうちから選ばれる。コイルが多角形の外周形状の場合は、四角形又は上述した特性の点で好ましい、四角形よりも角の多い多角形の外周形状を用いることができる。また、3組のコイル対のうちのいずれか1組又は2組のコイル対、或いは3組のコイル対について、それを構成するコイルは、上述した特性の点で好ましい長形の多角形又は楕円の外周形状を用いることができる。
It is not limited to the
また、磁場発生部37として、カプセル内視鏡2を互いに直交する3方向から取り囲む1組のヘルムホルツコイルと2組の電磁石を用いることも可能である。この磁場発生部37は、図13に示すように、x軸方向の磁場を生成する一組のx軸電磁石37x、37x’、y軸方向の磁場を生成する一組のy軸ヘルムホルツコイル37y、37y’、z軸方向の磁場を生成する一組のz軸電磁石37z、37z’を有している。なお、被検査者はy軸方向と平行に横たわったり又は立ったりすればよい。
Further, as the
このような1組のヘルムホルツコイルと2組の電磁石からなる磁場発生部37は、重くなったり磁場が非常に不均一に(一様でなく)なったりするが、電磁石の大きさが小さく、また、1組のヘルムホルツコイルの半径及び間隔の大きさを自由に小さくできるので、全体の大きさを小さくすることが可能である。この磁場発生部37は、x軸方向及びz軸方向の磁場が一様でないために制御が難しくなる傾向にあるが、静磁場及び交流磁場を発生させ、カプセル内視鏡2の進行方向及び進行速度を制御することができる。
Such a
本発明は、上記の実施形態に記載したものに限られることなく、特許請求の範囲に記載した事項の範囲内での様々な設計変更が可能である。例えば、カプセル内視鏡2の内視鏡本体部2aの構造や形状は、様々なものが可能である。また、カプセル制御装置3の操作部33は、ハンドル33aやジョイスティック33bについては、特定の形状には限定されず、例えば、ハンドル33aは、図6で示した形状の他、ダイヤルの形状、摘みの形状、起立しないジョイスティックの形状、などが可能である。また、カプセル制御装置3の操作部33は、ハンドル33aやジョイスティック33b(及びジョイスティック台33b’)などのかわりに、パソコンのキーボード、マウス、タッチパネルなどを用い、ハンドル33aやジョイスティック33b(及びジョイスティック台33b’)などの操作によって操作部33から出力される制御信号と同様の信号をソフトウェアに従って出力させるようにすることも可能である。
The present invention is not limited to that described in the above embodiment, and various design changes can be made within the scope of the matters described in the claims. For example, various structures and shapes of the endoscope main body 2a of the
1 医療装置
2 カプセル内視鏡
21 磁石
2b ヒレ部
3 カプセル制御装置
31、36 磁場発生部
33 操作部
33a ハンドル
33b ジョイスティック
DESCRIPTION OF
Claims (3)
前記ヒレ部材は、前後方向の中間位置の内部に磁石が搭載され、この磁石搭載箇所より後の部分の幅が後端に向かうにつれてしだいに広がる形状の弾力性を有する部材であり、
前記磁石はその磁化方向を前記ヒレ部材の前後方向に合わせて配備され、周囲の静磁場の方向の変化に応じて当該磁石が回動することにより前記カプセル内視鏡本体部の進行方向が変更され、前記静磁場に直交する交流磁場を受けた当該磁石の振動に従って前記ヒレ部材が振動することにより前記カプセル内視鏡本体部を前進させるための推進力が発生する、ことを特徴とする自走式カプセル内視鏡のヒレ部材。 A fin member provided integrally with the rear end portion of the capsule endoscope main body portion for self-propelling the capsule endoscope main body portion in which the camera and the wireless communication portion for transmitting images taken by the camera are housed. Because
The fin member is a member that has elasticity in a shape in which a magnet is mounted inside an intermediate position in the front-rear direction, and the width of the portion after the magnet mounting portion gradually expands toward the rear end,
The magnet is arranged with its magnetization direction aligned with the front-rear direction of the fin member, and the traveling direction of the capsule endoscope main body is changed by rotating the magnet according to the change in the direction of the surrounding static magnetic field. A propulsive force for advancing the capsule endoscope body is generated by the vibration of the fin member in accordance with the vibration of the magnet that has received an alternating magnetic field orthogonal to the static magnetic field. A fin member for a traveling capsule endoscope.
前記自走式カプセル内視鏡が含まれる3次元空間に静磁場および交流磁場を発生させる磁場発生部と、この磁場発生部を駆動して、前記3次元空間内の任意の方向を向く静磁場とこの静磁場に直交する交流磁場との合成磁場を当該磁場発生部から発生させる磁場制御部と、前記自走式カプセル内視鏡の進行方向および進行速度を調整する操作を行うための操作部とを備え、
前記磁場制御部は、前記操作部において自走式カプセル内視鏡の進行方向を調整する操作が行われたことに応じてその調整後の進行方向に前記静磁場の方向を合わせ、前記操作部において自走式カプセル内視鏡の進行速度を調整する操作が行われたことに応じて、前記交流磁場の振幅または周波数を当該操作に応じた大きさに調整する、
ことを特徴とする自走式カプセル内視鏡の走行制御装置。 A fin member including a magnet mounted with a magnetization direction facing in the front-rear direction is integrally formed at the rear end portion of the capsule endoscope main body portion in which the camera and a wireless communication unit that transmits an image captured by the camera are accommodated. A device for controlling the traveling of a self-propelled capsule endoscope that is provided,
A magnetic field generator that generates a static magnetic field and an alternating magnetic field in a three-dimensional space including the self-propelled capsule endoscope, and a static magnetic field that drives the magnetic field generator and faces an arbitrary direction in the three-dimensional space And a magnetic field control unit that generates a combined magnetic field of the alternating magnetic field orthogonal to the static magnetic field from the magnetic field generation unit, and an operation unit for performing an operation of adjusting the traveling direction and the traveling speed of the self-propelled capsule endoscope And
The magnetic field control unit adjusts the direction of the static magnetic field to the adjusted traveling direction in response to the operation of adjusting the traveling direction of the self-propelled capsule endoscope performed in the operation unit, In response to the operation for adjusting the traveling speed of the self-propelled capsule endoscope being performed, the amplitude or frequency of the alternating magnetic field is adjusted to a magnitude corresponding to the operation.
A traveling control apparatus for a self-propelled capsule endoscope, characterized in that:
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011193255 | 2011-09-05 | ||
JP2011193255 | 2011-09-05 |
Related Parent Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2012030455A Division JP5916031B2 (en) | 2011-09-05 | 2012-02-15 | Medical equipment |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2016137293A JP2016137293A (en) | 2016-08-04 |
JP6028271B2 true JP6028271B2 (en) | 2016-11-16 |
Family
ID=56558621
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2016064809A Active JP6028271B2 (en) | 2011-09-05 | 2016-03-29 | Self-propelled capsule endoscope fin member and travel control device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP6028271B2 (en) |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006062071A (en) * | 2004-02-05 | 2006-03-09 | Riyuukoku Univ | Micromachine, actuator system, its program and recording medium, and actuator |
US7798958B2 (en) * | 2006-09-06 | 2010-09-21 | Olympus Corporation | Medical device control system |
JP4855771B2 (en) * | 2005-12-20 | 2012-01-18 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | In-vivo image capturing apparatus and in-vivo image capturing system |
JP4984217B2 (en) * | 2006-08-09 | 2012-07-25 | 国立大学法人 和歌山大学 | Machine remote control method using magnetic field |
JP5055574B2 (en) * | 2007-05-09 | 2012-10-24 | 株式会社ミュー | Fin for in-vivo electrophoresis apparatus, in-vivo electrophoresis apparatus, AC magnetic field generator, and medical system |
US8496573B2 (en) * | 2007-05-18 | 2013-07-30 | The Brigham And Women's Hospital, Inc. | Steerable capsule apparatus and method |
-
2016
- 2016-03-29 JP JP2016064809A patent/JP6028271B2/en active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2016137293A (en) | 2016-08-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP5916031B2 (en) | Medical equipment | |
JP6207623B2 (en) | Capsule-type endoscope drive control system and capsule-type endoscope system including the same | |
JP4709594B2 (en) | Magnetic guidance medical system | |
JP5042037B2 (en) | Capsule type medical device guidance system | |
US7623904B2 (en) | Medical apparatus, medical apparatus guide system, capsule type medical apparatus, and capsule type medical apparatus guide apparatus | |
US7904137B2 (en) | Medical device guidance system | |
WO2005112733A1 (en) | Capsule medical device position/posture detecting system | |
JP4542326B2 (en) | Capsule type medical device guidance system | |
WO2008029460A1 (en) | Medical device control system | |
JP2006263167A (en) | Medical device control system | |
JP2005245963A (en) | Magnetic induction system for capsule type medical treatment device | |
JP4153845B2 (en) | Medical device guidance system | |
JP4542560B2 (en) | Capsule type medical device guidance system | |
JP6028271B2 (en) | Self-propelled capsule endoscope fin member and travel control device | |
JP4472410B2 (en) | Capsule type medical device position / posture detection system | |
JP4763732B2 (en) | Medical device control system | |
JP2013165881A (en) | Self-propelled capsule endoscope apparatus | |
JP2007260423A (en) | Medical device and medical device guiding system | |
JP4824048B2 (en) | Medical device control system | |
JP2008029864A (en) | Capsule medical apparatus direction/position detecting system | |
JP2005193073A (en) | Capsule endoscope system and magnetic field generation apparatus | |
JP2008029863A (en) | Capsule medical apparatus system |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A871 | Explanation of circumstances concerning accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A871 Effective date: 20160704 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A975 | Report on accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971005 Effective date: 20160909 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20160913 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20160926 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6028271 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |