JP5030392B2 - 医療装置の位置検出システムおよび医療装置誘導システム - Google Patents

Description

本発明は、医療装置の位置検出システムおよび医療装置誘導システムに関する。

医療装置のうちのカプセル型内視鏡は、被検者等の被検体に飲み込ませて体腔管路内を通過させ、目的位置の体腔管路内における画像の取得が可能な飲み込み型の医療装置である。上記カプセル型内視鏡は、上記医療行為が可能な例えば、画像取得が可能なＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）等の撮像素子を備えて構成され、体腔管路内の目的部位で画像取得を行うものである。

しかしながら、上記カプセル型内視鏡は、体腔管路内を誘導しなければ目的部位まで到達できず、誘導するためにはカプセル型内視鏡が体腔管路内のどの位置にいるかを検出する必要があった。
そのため、目視にて位置を確認できない所（体腔管路内など）へ誘導されたカプセル型内視鏡などの位置を検出する技術が提案されている（例えば、特許文献１から３参照。）。
特許第３３２１２３５号公報 特開２００１−１７９７００号公報（図１等） 特開２００２−１８７１００号公報（図１等）

上述した特許文献１においては、磁場検出コイルを搭載したカプセル型内視鏡と、磁場検出コイルが検出するための磁場を発生する体外に設けられた発信部（磁場ソース）と、磁場検出コイルと磁場ソースとの相対位置を求める検出装置とによるカプセル型内視鏡の位置検出技術が開示されている。
しかしながら、上述の位置検出技術においては、位置検出を行うために、医用カプセルの電力を消費してしまうという問題があった。また、医用カプセル内に３軸の検知手段が必要になってしまい、医用カプセルを小型化できないという問題があった。
また、上述の位置検出技術においては、カプセル型内視鏡の位置は検出できるのだが、その方向までは検出できないという問題があった。

上述した特許文献２および３においては、回転磁場を発生する磁場発生部と、前記磁場発生部が発生した回転磁場を受け、回転して推力を得るロボット本体と、前記ロボット本体の位置を検出する位置検出部と、前記位置検出部が検出した前記ロボット本体の位置に基づき、前記ロボット本体を目的地へ到達させる方向へ向けるべく前記磁場発生部による回転磁場の向きを変更する磁場変向手段とからなる移動可能なマイクロマシンの移動制御システムが開示されている。
上述の技術においては、ロボット本体（カプセル型内視鏡）の方向を制御するとともにロボット本体を誘導していた。しかしながら、ロボット本体の実際の方向が、ロボット本体の位置および方向を制御する磁場に追従しているとは限らないため、ロボット本体の誘導精度が低下する恐れがあった。

また、カプセル型内視鏡の位置を検出しやすくするために、カプセル型内視鏡の作動範囲の外部に多くの駆動コイルおよび磁気センサを配置する方法も提案されている。
しかしながら、上記作動範囲の外部には、駆動コイルや磁気センサの他にカプセル型内視鏡を誘導する電磁石なども配置されているため、駆動コイルや磁気センサを多く配置する空間が確保できず、駆動コイルや磁気センサや電磁石が干渉してしまうという問題があった。また、駆動コイルおよび磁気センサの数を干渉しないように制限すると、カプセル型内視鏡の位置によっては、その位置を検出しにくくなるという問題があった。
また、多くの磁場センサを使用する場合、カプセル内視鏡の位置または方向を検出する計算量が多くなってしまうという問題があった。

本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、医療装置の構成を少なくし、医療装置の位置と方向とを医療装置の電力を使用することなく検知することができるとともに、医療装置の位置や方向にかかわらず、その位置を検出することができる医療装置の位置検出システムおよび検出された医療装置の位置に基づき医療装置を正確に誘導することができる医療装置誘導システムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、以下の手段を提供する。
請求項１に係る発明は、被検体の体内に投入される医療装置の位置検出システムであって、前記医療装置に搭載した磁気誘導コイルと、前記医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させる駆動コイルと、前記医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁気誘導コイルにより発生された誘導磁気を検出するとともに、該誘導磁気により交流電圧を発生させる複数の磁気センサと、を備え、前記駆動コイルが、前記医療装置の作動範囲の各位置に前記医療装置が配置されたときに、前記磁気誘導コイルに対して異なる３方向以上の方向から磁気を作用させるとともに、前記３方向以上の磁気を作用させる方向のうち、少なくとも１つの方向が、他の２方向から形成される面に対して交差する方向となるように配置され、前記複数の磁気センサが、前記医療装置の作動範囲に対向して複数方向に向けて配置され、前記駆動コイルが、前記磁気誘導コイルを含む共振回路の共振周波数近傍の周波数帯域にわたって、前記磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させ、前記複数の磁気センサから得られた前記交流電圧の振幅値の極大値および極小値の振幅差に基づいて前記医療装置の位置と方向とを計算する医療装置の位置検出システムを提供する。

本発明によれば、磁気誘導コイルに対して異なる３方向以上の方向から駆動コイルにより形成された磁界（交流磁界）を作用させているため、磁気誘導コイルの向いている方向にかかわらず、少なくとも１方向からの交流磁界により磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させることができる。例えば、異なる２方向からの交流磁界の磁力線方向が、磁気誘導コイルの中心軸線に対して略直交する条件であって誘導磁気を発生させられなくても、残りの１方向からの交流磁界によって磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させることができる。
その結果、医療装置の方向にかかわらず、常に磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させることができるため、磁気センサにより誘導磁気を常に検知することができる。

また、例えば、磁気センサを医療装置の外部に複数配置し、複数の磁気センサにより一度に磁気誘導コイルが発生した誘導磁気を検出することにより、磁気誘導コイルが１つであっても、医療装置の位置に係る複数の情報を得ることができる。このような構成により、医療装置内に備える磁気誘導コイルの数を減らすことができ、医療装置の構成要素を少なくすることができる。
より望ましくは、誘導磁気を一度に６個以上の磁気センサにより検出するように構成することが好ましい。このような構成をとることにより、空間位置、向き、回転などの医療装置の位置および姿勢に係る６つの情報を得ることができる。

また、磁気誘導コイルは、医療装置の外部に配置された駆動コイルにより誘導磁気を発生しているため、磁気誘導コイルは、医療装置の電力を用いることがない。そのため、医療装置の電力を用いることなく、医療装置の位置および方向を検出することができる。

また、本発明によれば、医療装置（磁気誘導コイル）の配置位置にかかわらず、上記複数方向に向けて配置された磁気センサの少なくとも１方向に配置された磁気センサに、検知可能な強度の誘導磁気が働くことになる。
磁気センサに働く誘導磁気の強度は、医療装置と磁気センサとの距離および医療装置と駆動コイルとの距離に影響される。そのため、医療装置の配置位置が、一の方向に配置された磁気センサに働く誘導磁気が弱くなる配置位置であっても、他の方向に配置された磁気センサにおいては、そこに働く誘導磁気が弱くならない配置位置となる。
その結果、医療装置の配置位置にかかわらず、常に磁気センサが誘導磁気を検知することができる。

また、異なる位置に配置された磁気センサ数と同じ数の磁場情報が得られるので、磁場情報の数に応じた医療装置の位置情報などを得ることができる。
医療装置について得られる情報としては、例えば、医療装置のＸ、Ｙ、Ｚ座標および磁気誘導コイルの中心軸に対して直交するとともに互いに直交する２つの軸回りの回転位相φ、θ、誘導磁気の強度の合計６つの情報を挙げることができる。そのため、６つ以上の磁場情報が得られれば、上述の６つの位置情報を求めることができ、医療装置の位置、方向および誘導磁気の強度を求めることができる。

本発明によれば、交流磁界の周波数を上記共振回路に共振を起こさせる周波数（共振周波数）とすることにより、他の周波数の場合と比較して、振幅の大きな誘導磁気を磁気誘導コイルから発生させることができる。誘導磁気の振幅が大きくなるため、磁気センサが誘導磁気を検知しやすくなり、医療装置の位置を検出しやすくなる。
また、交流磁界の周波数は共振周波数近傍の周波数帯域にわたって変動するため、例えば、環境条件（例えば温度条件）の変化によって共振回路の共振周波数が変化したり、共振回路の個体差による共振周波数のばらつきが存在したりしても、共振回路に共振を起こさせることができる。

上記発明の参考例においては、前記複数の磁気センサにより検出された前記誘導磁気のうち、前記誘導磁気の強度を高く検出した磁気センサからの出力を選択的に使用する磁気センサ選択手段を有することが望ましい。

本発明の参考例によれば、検出された誘導磁気の強度を高く検出した磁気センサからの出力を選択的に使用することにより、演算処理する情報量を少なくすることができ、演算にかかる負荷を低減することができる。また、同時に演算処理量を減らすことができるため、演算に要する時間も短縮することができる。

さらに、上記発明においては、前記駆動コイルと前記磁気センサとが、前記医療装置の作動範囲を挟んで対向する位置に配置されていることが好ましい。

本発明によれば、駆動コイルと磁気センサとが上記作動範囲を挟んで対向する位置に配置されているので、駆動コイルと磁気センサとが構造上干渉しないように配置することができる。

また、上記発明においては、前記磁気センサが、前記誘導磁気コイルから発生した磁場を繰り返し検出し、前記磁気センサの出力に基づいて、前記医療装置の位置と方向とを繰り返し計算して求める位置計算装置と、該位置計算装置における計算において、前記医療装置の位置及び方向を求める際に用いる前記磁気センサを前記複数の磁気センサから選択する磁気センサ選択手段と、を有することが望ましい。

本発明によれば、前記位置計算装置が、磁気センサ選択手段により選択された磁気センサからの出力に基づいて、医療装置の位置と方向とを計算して求めるため、上記計算における計算量を減らすことができる。
また、例えば、磁気センサ選択手段が、磁気誘導コイルが発生した磁場に係る出力をする磁気センサを選択することにより、上記計算における計算量を減らすととともに、医療装置の位置および方向の検出精度を維持することができる。

上記発明においては、前記駆動コイルが、交流磁界を発生させ、前記誘導磁気コイルが、前記駆動コイルの発生した交流磁界を受けることにより前記誘導磁気としての誘導磁界を発生させ、前記記憶手段には、前記交流磁界のみを受けたときに前記磁気センサが発生する前記交流電圧の前記振幅値が記憶され、前記変化量検出手段が、前記交流磁界および前記誘導磁界を受けたときに前記磁気センサが発生する前記交流電圧の前記振幅値から前記記憶手段に記憶された出力を引くことにより、前記磁気誘導コイルが発生した誘導磁界を求めることが望ましい。

本発明によれば、変化量検出手段が、交流磁界および誘導磁界を受けた磁気センサの出力と、記憶手段に記憶された交流磁界のみを受けた磁気センサの出力との差分を演算することより、交流磁界および誘導磁界を受けた磁気センサの出力から誘導磁界のみの出力を容易に求めることができる。

上記発明においては、前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、前記磁気誘導コイルが各前記磁気センサの位置に生成する前記誘導磁界を計算し、算出された誘導磁界から各前記磁気センサの出力を計算し、前記磁気センサ選択手段が、算出された複数の前記磁気センサの出力の大きさに基づいて、前記次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定することが望ましい。

本発明によれば、位置計算装置が、これまでに計算で求めた医療装置の位置および方向の結果に基づいて、次の計算時における複数の磁気センサの出力を推定し、磁気センサ選択手段が、その推定結果に基づいて、上記次の計算時に用いる磁気センサを選択している。
そのため、上記次の計算時において測定に用いられる磁気センサ数を減らすことができ、測定プロセスを簡略化することができるとともに、医療装置の位置および方向の算出を早くすることができる。また、位置検出システムのハードウエアにかかる負荷を少なくでき、安価にすることができる。

上記発明においては、前記磁気センサ選択手段が、前記磁気センサを、前記算出された複数の磁気センサの出力が大きい順に所定個数選択することが望ましい。

本発明によれば、磁気センサ選択手段が、出力の大きい順に磁気センサを選択することにより、ノイズに対する磁気誘導コイルが発生した磁場に係る信号の出力の割合が大きい磁気センサを用いることができる。そのため、医療装置の位置および方向の検出精度を落とすことなく計算量を減らすことができる。
なお、上記所定個数としては６個以上１０個以下であることが望ましい。少なくとも磁気センサの数を６個とすることで、６自由度を有する医療装置の位置および方向を決定することができ、６個より多くすることで、磁気センサの出力に含まれるノイズの影響を排除することができる。また、磁気センサの数を１０個以下とすることで位置計算装置における計算量が増えすぎることを防止することができる。

上記発明においては、前記磁気センサ選択手段が、前記算出された複数の磁気センサの出力が所定の値より大きな磁気センサを選択することが望ましい。

本発明によれば、磁気センサ選択手段が、上記所定の値より出力が大きい磁気センサを選択することにより、ノイズの少ない磁気センサを選択することができるとともに信頼性のある磁気センサを高い確率で選択することができる。そのため、医療装置の位置および方向の検出精度を向上させることができる。

上記発明においては、前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、前記磁気誘導コイルが各磁気センサの位置において形成する磁界の大きさ及び方向を推定し、前記磁気センサ選択手段が、前記推定した各磁気センサの出力に基づいて、次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定することが望ましい。

本発明によれば、位置計算装置が、これまでに計算で求めた医療装置の位置および方向の結果に基づいて、次の計算時における各磁気センサの位置において形成する磁界の大きさ及び方向を推定し、磁気センサ選択手段が、その推定結果に基づいて、上記次の計算時に用いる磁気センサを選択している。
そのため、上記次の計算時において測定に用いられる磁気センサ数を減らすことができ、測定プロセスを簡略化することができるとともに、医療装置の位置および方向の算出を早くすることができる。また、各磁気センサの位置において形成される磁界の大きさ及び方向を推定するため、各磁気センサの出力を推定する方法と比較して、計算プロセスを省略することができ、位置計算装置における計算量を減らすことができる。

上記発明においては、前記磁気センサ選択手段が、前記磁気センサを前記磁気誘導コイルが前記複数の磁気センサの位置において形成する磁界の強度が大きい順に所定個数選択することが望ましい。

本発明によれば、磁気センサ選択手段が、磁気誘導コイルにより形成される磁界強度の大きい順に磁気センサを選択することにより、ノイズに対する磁気誘導コイルが発生した磁場に係る信号の出力の割合が大きい磁気センサを用いることができる。そのため、医療装置の位置および方向の検出精度を落とすことなく計算量を減らすことができる。
また、各磁気センサの位置において形成される磁界の大きさ及び方向を推定するため、各磁気センサの出力を推定する方法と比較して、計算プロセスを省略することができ、位置計算装置における計算量を減らすことができる。

上記発明においては、前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、各磁気センサと前記磁気誘導コイルとの距離を推定し、前記磁気センサ選択手段が、前記推定した各磁気センサと磁気誘導コイルとの距離に基づいて、次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定することが望ましい。

本発明によれば、磁気センサ選択手段が、磁気センサと磁気誘導コイルとの距離に基づいて磁気センサを選択することにより、ノイズに対する磁気誘導コイルが発生した磁場に係る信号の出力の割合が大きい磁気センサを用いることができる。そのため、医療装置の位置および方向の検出精度を落とすことなく計算量を減らすことができる。
また、各磁気センサと磁気誘導コイルとの距離を推定するため、各磁気センサの出力を推定する方法と比較して、計算プロセスを省略することができ、位置計算装置における計算量を減らすことができる。

上記発明においては、前記磁気センサ選択手段が、前記推定された前記磁気センサと前記磁気誘導コイルとの距離が所定の値より短い磁気センサを選択することが望ましい。

本発明によれば、磁気センサ選択手段が、磁気センサと磁気誘導コイルとの距離が所定の値より短い磁気センサを選択するため、ノイズに対する磁気誘導コイルが発生した磁場に係る信号の出力の割合が大きい磁気センサを用いることができる。そのため、医療装置の位置および方向の検出精度を落とすことなく計算量を減らすことができる。

上記発明においては、前記医療装置がカプセル内視鏡であり、前記カプセル内視鏡の被検体への挿入方向と、前記磁気誘導コイルの中心軸線の方向とが略同一になっていることが望ましい。

本発明によれば、医療装置がカプセル内視鏡であるため、被検体の内部をカプセル内視鏡を用いて観察することができる。
なお、例えば、カプセル内視鏡が略円筒状の場合においては、カプセル内視鏡の長手軸線方向が挿入方向となる。
上記発明においては、複数の駆動コイルを選択的に使用する駆動コイル選択手段を有することが望ましい。
本発明によれば、駆動コイル選択手段が、駆動コイルにより発生する磁力線の方向と、磁気誘導コイルの中心軸線の方向とが略直行するような駆動コイルを除いて交流磁界を発生させる選択制御を行うことにより、演算処理にかかる負荷および時間を低減することができる。
上記発明においては、複数の駆動コイルが、互いに直交するように配置されていることが望ましい。
本発明によれば、駆動コイル選択手段による駆動コイルの選択制御の処理およびアルゴリズムを簡易にすることができる。

また、本発明は、上記位置検出システムと、前記医療装置に搭載された磁石と、該医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁石に対して作用させる磁界を発生する磁界発生手段と、該磁界発生手段により前記磁石に作用させる磁界の方向を制御する磁界方向制御手段と、を備える医療装置誘導システムを提供する。

本発明によれば、医療装置に搭載された磁石に作用させる磁界の方向を制御することにより、磁石に対して作用する力の方向を制御することができ、医療装置の移動方向を制御することができる。
また同時に、医療装置の位置を検出することができるので、医療装置を所定の位置に誘導することができる。

上記発明においては、前記磁界発生手段が、相互に直交する方向に対向配置される３対の枠体状の電磁石を備え、該電磁石の内側に被検体を配置可能な空間が設けられるとともに、該被検体を配置可能な空間の周囲に、前記駆動コイルおよび前記磁気センサが配置されていることが好ましい。

本発明によれば、相互に直交する方向に対向配置される３対の枠体状の電磁石から発生する磁界の強度をそれぞれ制御することにより、電磁石の内側に発生する平行磁界の方向を所定の方向に制御することができる。そのため、医療装置に対して所定方向の磁界を作用させることができ、医療装置を所定方向に移動させることができる。
また、電磁石の内側の空間は、被検体を配置可能な空間であって、その空間の周囲に、駆動コイルおよび磁気センサが配置されているので、医療装置を被検体の体内の所定位置に誘導することができる。

また、上記発明においては、前記磁界発生手段が、前記医療装置の周囲に回転磁界を発生させ、前記医療装置の外面に、該医療装置の長手軸回りの回転力を長手軸方向の推進力に変換する螺旋機構が備えられていることとしてもよい。

本発明によれば、磁界発生手段により前記医療装置の周囲に回転磁界を発生させることにより、医療装置に回転力を作用させることができる。また、医療装置に長手軸回りの回転力を作用させると、螺旋機構の作動により、医療装置をその長手軸方向に推進する力が発生される。螺旋機構が推進力を発生させるため、上記長手軸回りの回転方向を制御することにより、医療装置に作用する推進力の方向を制御することができる。

また、上記発明においては、前記医療装置に、該医療装置の長手軸に沿う光軸を有する撮像手段を備えるとともに、該撮像手段により撮像された画像を表示する表示手段を備え、前記磁界方向制御手段による医療装置の長手軸回りの回転情報に基づいて、前記撮像手段により撮像された画像を、逆方向に回転させて前記表示手段に表示させる画像制御手段を備えることとしてもよい。

本発明によれば、上記回転情報（長手軸回りの回転位相情報）に基づいて、上記撮影された画像を、医療装置の回転方向と逆方向に回転させる処理を行っているので、医療装置の回転位相にかかわらず、常に所定の回転位相で撮影された画像として表示手段に表示することができる。
例えば、表示手段に表示された画像をオペレータが目視しながら医療装置を誘導する場合、上記表示される画像が医療装置の回転とともに回転する画像である場合と比較すると、上述のように、上記表示される画像が所定の回転位相の画像に変換されているほうが、医療装置を所定位置に誘導させやすい。

上記発明においては、前記医療装置がカプセル内視鏡であり、前記カプセル内視鏡の被検体への挿入方向と、前記コイルの中心軸線の方向とが略同一になっていることが望ましい。

本発明によれば、医療装置がカプセル内視鏡であるため、被検体の内部をカプセル内視鏡を用いて観察することができる。
なお、例えば、カプセル内視鏡が略円筒状の場合においては、カプセル内視鏡の長手軸線方向が挿入方向となる。

本発明の医療装置の位置検出システムによれば、磁気誘導コイルに対して異なる３方向以上の方向から磁気を作用させることにより、医療装置の方向にかかわらず、常に磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させることができため、常にその位置を正確に検出することができるという効果を奏する。
また、本発明の医療装置誘導システムによれば、上記本発明の医療装置の位置検出システムにより検出された医療装置の位置に基づき、医療装置を正確に誘導することができるという効果を奏する。

（カプセル型内視鏡誘導システム）
〔第１の実施の形態〕
以下、本発明におけるカプセル型内視鏡誘導システムの第１の実施形態について図１から図１３を参照して説明する。
図１は、本実施形態におけるカプセル型内視鏡誘導システムの概略を示す図である。図２は、カプセル型内視鏡誘導システムの斜視図である。
カプセル型内視鏡誘導システム（医療装置誘導システム）１０は、図１および図２に示すように、被検者（被検体）１の口部または肛門から体腔内に投入され、体腔内管路の内壁面を光学的に撮像し画像信号を無線で送信するカプセル型内視鏡（医療装置）２０と、カプセル型内視鏡２０の位置を検出する位置検出装置（位置計算装置、変化量検出手段）５０と、検出されたカプセル型内視鏡２０の位置および施術者の指示に基づきカプセル型内視鏡２０を誘導する磁気誘導装置７０と、カプセル型内視鏡２０から送信された画像信号を表示する画像表示装置８０と、から概略構成されている。

磁気誘導装置７０は、図１に示すように、カプセル型内視鏡２０を駆動する平行磁界を発生させる３軸ヘルムホルツコイルユニット（磁界発生手段、電磁石）７１と、３軸ヘルムホルツコイルユニット７１に供給する電流を増幅制御するヘルムホルツコイルドライバ７２と、カプセル型内視鏡２０を駆動する平行磁界の方向を制御する回転磁界制御回路（磁界方向制御手段）７３と、施術者が入力したカプセル型内視鏡２０の進行方向を回転磁界制御回路７３に出力する入力装置７４と、から概略構成されている。

３軸ヘルムホルツコイルユニット７１は、図１および図２に示すように、略矩形形状に形成されている。また、３軸ヘルムホルツコイルユニット７１は、互いに対向する３対のヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚを備えるとともに、各対のヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚが図１中のＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して略垂直となるように配置されている。Ｘ、Ｙ、Ｚ軸に対して略垂直に配置されたヘルムホルツコイルを順にそれぞれヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚと表記する。
また、ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚは、その内部に直方体状の空間を形成するように配置されている。直方体状の空間は、図１に示すように、カプセル型内視鏡２０の作動空間になるとともに、図２に示すように、被検者１が配置される空間にもなっている。
また、本実施の形態では、ヘルムホルツコイルと表記したが、図１および図２に示されるように、方形のコイルで構成されていてもよく、厳密にヘルムホルツコイル条件を満たさなければいけないというものではない。

ヘルムホルツコイルドライバ７２は、それぞれヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚを制御するヘルムホルツコイルドライバ７２Ｘ、７２Ｙ、７２Ｚを備えている。
回転磁界制御回路７３には、位置検出装置５０からカプセル型内視鏡２０の現在向いている方向（カプセル型内視鏡２０の回転軸（長手軸）Ｒの方向）データが入力されるとともに、施術者が入力装置７４から入力したカプセル型内視鏡２０の進行方向指示が入力されるようになっている。そして、回転磁界制御回路７３からは、ヘルムホルツコイルドライバ７２Ｘ、７２Ｙ、７２Ｚを制御する信号が出力されるとともに、画像表示装置８０にカプセル型内視鏡２０の回転位相データが出力されるようになっている。
また、入力装置７４としては、ジョイスティックを倒すことによりカプセル型内視鏡２０の進行方向を指示する入力装置を用いている。
なお、入力装置７４は、上述のようにジョイスティック方式のものを用いてもよいし、進行方向のボタンを押すことにより進行方向を指示する入力装置など、他の方式の入力装置を用いてもよい。

位置検出装置５０は、図１に示すように、カプセル型内視鏡２０内の後述する磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させるドライブコイル（駆動コイル）５１と、磁気誘導コイルで発生した誘導磁気を検知するセンスコイル（磁気センサ）５２と、センスコイル５２が検知した誘導磁気に基づいてカプセル型内視鏡２０の位置を演算するとともにドライブコイル５１により形成される交流磁場を制御する位置検出装置５０と、から概略構成されている。

位置検出装置５０からドライブコイル５１までの間には、位置検出装置５０からの出力に基づき交流電流を発生させる正弦波発生回路５３と、位置検出装置５０からの出力に基づき正弦波発生回路５３から入力された交流電流を増幅するドライブコイルドライバ５４と、位置検出装置５０からの出力に基づき選択されたドライブコイル５１に交流電流を供給するドライブコイルセレクタ５５と、が配置されている。
センスコイル５２から位置検出装置５０までの間には、位置検出装置５０からの出力に基づきセンスコイル５２からのカプセル型内視鏡２０の位置情報などを含んだ交流電流を選択するセンスコイルセレクタ（磁気センサ選択手段）５６と、センスコイルセレクタ５６を通過した上記交流電流から振幅値を抽出し位置検出装置５０へ出力するセンスコイル受信回路５７とが配置されている。

図３は、カプセル型内視鏡誘導システムの断面を示す概略図である。
ここで、ドライブコイル５１は、図１および図３に示すように、ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚにより形成される略直方体形状の作動空間の上方（Ｚ軸の正方向側）の四隅に斜めに配置されている。またドライブコイル５１は、矩形形状のヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚの角部を結ぶ略三角形状のコイルとして形成されている。このように、ドライブコイル５１を上方に配置することにより、ドライブコイル５１と被検者１との干渉を防止することができる。
なお、ドライブコイル５１は、上述のように略三角形状のコイルであってもよいし、円形状など、さまざまな形状のコイルを用いることができる。

また、センスコイル５２は空芯コイルとして形成されているとともに、ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚよりも内側であって、カプセル型内視鏡２０の作動空間を介してドライブコイル５１と対向する位置およびＹ軸方向に互いに対向しあう位置に配置された３つの平面形状のコイル支持部５８により支持されている。１つのコイル支持部５８には、９個のセンスコイル５２がマトリクス状に配置されていて、位置検出装置５０全体には２７個のセンスコイル５２が備えられている。

図４は、センスコイル受信回路５７の回路構成を示す概略図である。
センスコイル受信回路５７は、図４に示すように、入力されたカプセル型内視鏡２０の位置情報を含む交流電圧の低周波成分を取り除くハイパスフィルタ（ＨＰＦ）５９と、上記交流電圧を増幅するプリアンプ６０と、増幅された上記交流電圧に含まれる高周波を取り除くバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）６１と、高周波を取り除いた上記交流電圧を増幅するアンプ（ＡＭＰ）６２と、上記交流電圧の振幅を検出して振幅値を抽出して出力する実効値検出回路（Ｔｒｕｅ ＲＭＳ コンバータ）６３と、振幅値をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器６４と、デジタル化された振幅値を一時的に格納するメモリ６５とから構成されている。

ハイパスフィルタ５９は、センスコイル５２から延びる一対の配線６６Ａにそれぞれ配置された抵抗６７と、一対の配線６６Ａ間を接続するとともにその略中央で接地されている配線６６Ｂと、配線６６Ｂに接地点を介して対向して配置された一対のコンデンサ６８とから構成されている。プリアンプ６０は一対の配線６６Ａにそれぞれ配置され、プリアンプ６０から出力された上記交流電圧は、一つのバンドバスフィルタ６１に入力されるようになっている。メモリ６５は、９つのセンスコイル５２から得られた振幅値を一時的に格納し、格納した振幅値を位置検出装置５０へ出力している。
なお、上述のように、上記交流電圧の振幅値を抽出するのに実効値検出回路６３を用いてもよいし、整流回路を用いて磁気情報を平滑化して電圧を検出することで振幅値を検出してもよいし、上記交流電圧のピークを検出するピーク検出回路を用いて振幅値を検出してもよい。
また、検出される交流電圧の波形は、磁気誘導コイル４２の有無、位置により、ドライブコイル５１に付加される波形に対する位相が変化する。この位相変化をロックインアンプなどで検出してもかまわない。

画像表示装置８０は、図１に示すように、カプセル型内視鏡２０から送信された画像を受信する画像受信回路８１と、受信された画像信号および回転磁界制御回路７３からの信号に基づいて画像を表示する表示部（表示手段、画像制御手段）８２とから構成されている。

図５は、カプセル型内視鏡の構成を示す概略図である。
カプセル型内視鏡２０は、図５に示すように、その内部に各種の機器を収納する外装２１と、被検者の体腔内管路の内壁面を撮像する撮像部（撮像手段）３０と、撮像部３０を駆動する電池３９と、前述したドライブコイル５１により誘導磁気を発生させる誘導磁気発生部４０と、カプセル型内視鏡２０を駆動する駆動用磁石（磁石）４５と、から概略構成されている。

外装２１は、カプセル型内視鏡２０の回転軸（長手軸）Ｒを中心軸とする赤外線を透過する円筒形状のカプセル本体（以下、単に本体と略記）２２と、本体２２の前端を覆う透明で半球形状の先端部２３と、本体の後端を覆う半球形状の後端部２４とから形成され、水密構造で密閉されたカプセル容器を形成している。
また、外装２１の本体の外周面には、回転軸Ｒを中心として断面円形の線材を螺旋状に巻いた螺旋部（螺旋機構）２５が備えられている。

撮像部３０は、回転軸Ｒに対して略垂直に配置された基板３６Ａと、基板３６Ａの先端部２３側の面に配置されたイメージセンサ３１と、被検者の体腔内管路の内壁面の画像をイメージセンサ３１に結像させるレンズ群３２と、体腔内管路の内壁面を照明するＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）３３と、基板３６Ａの後端部２４側の面に配置された信号処理部３４と、画像信号を画像表示装置８０に発信する無線素子３５とから概略構成されている。

信号処理部３４は、基板３６Ａ、３６Ｂ、３６Ｃ、３６Ｄおよびフレキシブル基板３７Ａ、３７Ｂ、３７Ｃを介して電池３９に電気的に接続されているとともに、基板３６Ａを介してイメージセンサ３１と電気的に接続され、基板３６Ａ、フレキシブル基板３７Ａおよび支持部材３８を介してＬＥＤ３３と電気的に接続されている。また、信号処理部３４は、イメージセンサ３１が取得した画像信号を圧縮して一時的に格納（メモリ）し、圧縮した画像信号を無線素子３５から外部に送信するとともに、後述するスイッチ部４６からの信号に基づきイメージセンサ３１およびＬＥＤ３３のオン・オフを制御している。

イメージセンサ３１は、先端部２３およびレンズ群３２を介して結像された画像を電気信号（画像信号）に変換して信号処理部３４へ出力している。このイメージセンサ３１としては、例えば、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）やＣＣＤを用いることができる。
また、ＬＥＤ３３は基板３６Ａより先端部２３側に配置された支持部材３８に、回転軸Ｒを中心として周方向に間隔をあけて複数配置されている。

駆動用磁石４５は、信号処理部３４の後端部２４側に配置されている。駆動用磁石４５は、回転軸Ｒに対して直交方向（例えば図５中の上下方向）に磁化方向を有するように配置または着磁されている。
駆動用磁石４５の後端部２４側には、基板３６Ｂ上に配置されたスイッチ部４６が備えられている。スイッチ部４６は赤外線センサ４７を有し、基板３６Ｂおよびフレキシブル基板３７Ａを介して信号処理部３４と電気的に接続されているとともに、基板３６Ｂ、３６Ｃ、３６Ｄおよびフレキシブル基板３７Ｂ、３７Ｃを介して電池３９と電気的に接続されている。
また、スイッチ部４６は回転軸Ｒを中心として周方向に等間隔に複数配置されるとともに、赤外線センサ４７が直径方向外側に面するように配置されている。本実施形態においては、スイッチ部４６が４つ配置されている例を説明するが、スイッチ部４６の数は４つに限られることなく、その個数がいくつであってもよい。

スイッチ部４６の後端部２４側には、電池３９が基板３６Ｃ、３６Ｄに挟まれて配置されている。
基板３６Ｄの後端部２４側の面には無線素子３５が配置されている。無線素子３５は、基板３６Ａ、３６Ｂ、３６Ｃ、３６Ｄおよびフレキシブル基板３７Ａ、３７Ｂ、３７Ｃを介して信号処理部３４と電気的に接続されている。

無線素子３５の後端部２４側には誘導磁気発生部４０が配置されている。誘導磁気発生部４０は、中心軸が回転軸Ｒと略一致する円柱形状に形成されたフェライトからなる芯部材４１と、芯部材４１の外周部に配置された誘導磁気コイル（コイル）４２と、誘導磁気コイル４２と電気的に接続され、共振回路４３を形成するコンデンサ（図示せず）とから形成されている。

次に、上記の構成からなるカプセル型内視鏡誘導システム１０の作用について説明する。
まず、カプセル型内視鏡誘導システム１０の作用の概要について説明する。
カプセル型内視鏡２０は、図１および図２に示すように、位置検出装置５０および磁気誘導装置７０内に横臥した被検者１の口部または肛門から体腔に投入される。投入されたカプセル型内視鏡２０は、位置検出装置５０によりその位置が検出されるとともに、磁気誘導装置７０により被検者１の体腔内管路内を患部近傍まで誘導される。カプセル型内視鏡２０は、患部までの誘導中および患部近傍において体腔内管路の内壁面を撮像する。そして、撮像した体腔内管路の内壁面のデータおよび患部近傍のデータを画像表示装置８０に送信する。画像表示装置８０は送信されてきた画像を表示部８２に表示する。

次に位置検出装置５０の作用について説明する。
位置検出装置５０においては、図１に示すように、まず、正弦波発生回路５３が位置検出装置５０からの出力に基づき交流電流を発生し、交流電流はドライブコイルドライバ５４へ出力される。発生される交流電流の周波数は数ｋＨｚから１００ｋＨｚまでの範囲内の周波数であり、後述する共振周波数を含むように、時間に応じて周波数が上述の範囲内で変化（スイープ）している。なお、スイープする範囲は上述する範囲に限られることなく、より狭い範囲であってもよいし、より広い範囲であってもよく、特に限定されるものではない。

交流電流は、ドライブコイルドライバ５４において位置検出装置５０の指示に基づき増幅され、ドライブコイルセレクタ５５へ出力される。増幅された交流電流は、ドライブコイルセレクタ５５において位置検出装置５０により選択されたドライブコイル５１へ供給される。そしてドライブコイル５１に供給された交流電流は、カプセル型内視鏡２０の作動空間に交流磁場を形成する。

交流磁場内に位置するカプセル型内視鏡２０の誘導磁気コイル４２には、交流磁場により誘導起電力が発生して誘導電流が流れる。誘導磁気コイル４２に誘導電流が流れると、誘導電流により誘導磁気が形成される。
また、誘導磁気コイル４２はコンデンサとともに共振回路４３を形成しているので、交流磁場の周期が共振回路４３の共振周波数と一致すると、共振回路４３（誘導磁気コイル４２）に流れる誘導電流は大きくなり、形成される誘導磁気も強くなる。さらに、誘導磁気コイル４２の中心には、誘電性のフェライトからなる芯部材４１が配置されているので、誘導磁場が芯部材４１に集められ易く、形成される誘導磁気はさらに強くなる。

上記誘導磁気はセンスコイル５２に誘導起電力を発生させ、カプセル型内視鏡２０の位置情報などを含んだ交流電圧（磁気情報）がセンスコイル５２に発生する。この交流電圧は、センスコイルセレクタ５６を介してセンスコイル受信回路５７に入力され、交流電圧の振幅値（振幅情報）が抽出される。
センスコイル受信回路５７に入力された上記交流電圧は、図４に示すように、まずハイパスフィルタ５９により、交流電圧に含まれる低周波成分が取り除かれ、プリアンプ６０により増幅される。その後、バンドバスフィルタ６１により高周波が取り除かれ、アンプ６２により増幅される。このようにして不要な成分が取り除かれた交流電圧は、実効値検出回路６３により交流電圧の振幅値が抽出される。抽出された振幅値はＡ／Ｄ変換器６４によりデジタル信号化され、メモリ６５に格納される。
メモリ６５は、例えば正弦波発生回路５３で発生される正弦波信号を共振回路４３の共振周波数付近でスイープさせた１周期分に対応する振幅値を格納し、１周期分の振幅値をまとめて位置検出装置５０へ出力している。

上述した交流電圧の振幅値は、図６に示すように、ドライブコイル５１が形成した交流磁場と共振回路４３の共振周波数との関係により大きく変化する。図６は、横軸に交流磁場の周波数をとり、縦軸に共振回路４３に流れる交流電圧のゲイン変化（ｄＢｍ）および位相変化（ｄｅｇｒｅｅ）をとっている。ゲイン変化は実線で表されており、共振周波数よりも小さい周波数で極大値をとり、共振周波数においてゲイン変化がゼロとなり、共振周波数よりも大きい周波数で極小値をとることを示している。また、位相変化は破線で表されており、共振周波数において最も遅れることを示している。
なお、測定条件により共振周波数よりも低い周波数で極小値をとり、共振周波数よりも高い周波数で極大値をとり、共振周波数で位相が最も進む場合もある。

抽出された振幅値は位置検出装置５０に出力され、位置検出装置５０は共振周波数の前後における振幅値の極大値および極小値の振幅差をセンスコイル５２からの出力とみなす。そして、位置検出装置５０は、複数のセンスコイル５２から得られた振幅差に基づいて、カプセル型内視鏡２０の位置、方向、磁場の強さに係る連立方程式を解くことによりカプセル型内視鏡２０の位置などを求めることになる。
このように、上記振幅差をセンスコイル５２の出力とすることにより、環境条件（例えば温度）などによる磁場強度の変化に起因する上記振幅の変化をキャンセルすることができ、環境条件に影響されることなく、安定した精度でカプセル型内視鏡２０の位置を求めることができる。

カプセル型内視鏡２０の位置などの情報としては、例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚの位置座標と、カプセル型内視鏡２０の長手軸（回転軸）に対して直交するとともに、互いに直交する軸線回りの回転位相φ、θと、誘導磁気コイル４２が形成した誘導磁気の強さと、の６つの情報が挙げられる。
これら６つの情報を演算により推定するためには、少なくとも６つのセンスコイル５２からの出力が必要であるが、カプセル型内視鏡２０の位置の推定には、少なくとも１つの面に配置された９つのセンスコイル５２からの出力が用いられているので、上記６つの情報を演算により求めることができる。

位置検出装置５０は、演算により求めたカプセル型内視鏡２０の位置に基づき、ドライブコイル５１に供給する交流電流の増幅率をドライブコイルドライバ５４に指示する。この増幅率は、誘導磁気コイル４２が発生する誘導磁気をセンスコイル５２により検出できるように設定されるものである。
また、位置検出装置５０は、磁界を形成するドライブコイル５１を選定し、ドライブコイルセレクタ５５に対して選定したドライブコイル５１に交流電流を供給するように指示を出力する。このドライブコイル５１の選定方法は、図７に示すように、ドライブコイル５１から誘導磁気コイル４２を結ぶ直線（ドライブコイル５１の向き）と誘導磁気コイル４２の中心軸線（カプセル型内視鏡２０の回転軸Ｒ）とが略直交するドライブコイル５１を除外する方法で行われるとともに、誘導磁気コイル４２において作用する磁界の方向が一次独立となるよう、図８に示すように、３つのドライブコイル５１に交流電流を供給するように選定されている。
より好ましい方法としては、ドライブコイル５１が形成する磁力線の方向と、誘導磁気コイル４２の中心軸線とが略直交するドライブコイル５１を除外する方法が有効である。

なお、上述のように、ドライブコイルセレクタ５５を用いて交流磁界を形成するドライブコイル５１の数を制限してもよいし、ドライブコイルセレクタ５５を用いないで、ドライブコイル５１の配置数を最初から３つとしてもよい。
なお、上述のように、ドライブコイル５１を３つ選択して交流磁界を形成してもよいし、図９に示すように、全てのドライブコイル５１により交流磁界を発生させてもよい。

次に、位置検出装置によるカプセル型内視鏡２０の位置及び方向の推定に用いるセンスコイル５２の選択方法について説明する。
ここで、説明を容易にするためセンスコイル５２に識別子をつける。上述のようにセンスコイル５２は２７個あるので、各センスコイル５２にｓ１からｓ２７までの識別子をつける。
ここで、センスコイル５２の空間での位置および方向は、識別子ｓ１がつけられたセンスコイル５２の場合、位置を（Ｘ（ｓ１），Ｙ（ｓ１），Ｚ（ｓ１））、方向をベクトルＮ_Ｖ（ｓ１）で表記する。また、すでに求められているカプセル内視鏡２０の位置を（Ｘ（ｃ），Ｙ（ｃ），Ｚ（ｃ））、および方向をベクトルＮ_Ｖ（ｃ）と表記する。

まず、識別子ｓ１がつけられたセンスコイル５２と、上述のように計算ですでに求められたカプセル内視鏡２０との距離をｒ（ｓ１）で表記すると、ｒ（ｓ１）は下記の式（１）で表すことができる。

他の識別子がつけられたセンスコイル５２についても、位置検出装置５０が上記の式（１）に基づいた演算を行なうことにより、各センスコイル５２とカプセル型内視鏡２０との距離を求めることができる。

したがって位置検出装置５０は、カプセル型内視鏡２０の位置検出を行うたびに、上記演算で求められた距離に基づいてカプセル内視鏡２０に近い順に所定個数のセンスコイル５２を選択する。そして、位置検出装置５０は、センスコイルセレクタ５６に対して上記選択したセンスコイル５２からの交流電流をセンスコイル受信回路５７へ出力するように指示を出力する。

なお、このセンスコイル５２の選定方法は、特に限定されるものではなく、例えば、図９に示すように、ドライブコイル５１とカプセル型内視鏡２０を介して対向するセンスコイル５２を選定してもよいし、図１０に示すように、ドライブコイル５１が配置されている面に隣接するとともに互いに対向する面に配置されているセンスコイル５２を選定してもよい。

なお、上述のように、３つのコイル支持部５８上に配置されたセンスコイル５２に誘導される交流電流をセンスコイルセレクタ５６により選択してもよいし、センスコイルセレクタ５６を用いないで、図９および図１０に示すように、コイル支持部５８の配置数をあらかじめ１つ、または２つとしてもよい。

次に、磁気誘導装置７０の作用について説明する。
磁気誘導装置７０においては、図１に示すように、まず、施術者が入力装置７４を介して回転磁界制御回路７３へカプセル型内視鏡２０に誘導方向を入力する。回転磁界制御回路７３では、入力された誘導方向および位置検出装置５０から入力されるカプセル型内視鏡２０の方向（回転軸方向）に基づいて、カプセル型内視鏡２０にかける平行磁界の方向および回転方向を決定する。
そして、上記平行磁界の方向を形成するために必要な各ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚの発生磁界強さを算出し、これら磁界を発生させるのに必要な電流値を算出する。

各ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚに供給する電流値のデータは、それぞれ対応するヘルムホルツコイルドライバ７２Ｘ、７２Ｙ、７２Ｚへ出力され、各ヘルムホルツコイルドライバ７２Ｘ、７２Ｙ、７２Ｚは、入力されたデータに基づき電流を増幅制御してそれぞれ対応するヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚに電流を供給する。
電流が供給されたヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚは、それぞれ電流値に応じた磁界を発生し、これら磁界が合成されることにより、回転磁界制御回路７３が決定した磁界方向を有する平行磁界が形成される。

カプセル型内視鏡２０には、後述するように、駆動用磁石４５が搭載されており、駆動用磁石４５と上記平行磁界とに働く力により、カプセル型内視鏡２０はその姿勢（回転軸方向）が制御される。また、上記平行磁界の回転周期は０Ｈｚから数Ｈｚ程度に制御されるとともに、上記平行磁界の回転方向を制御することにより、カプセル型内視鏡２０の回転軸回りの回転方向が制御され、カプセル型内視鏡２０の進行方向および進行速度が制御される。

次に、カプセル型内視鏡２０の作用について説明する。
カプセル型内視鏡２０は、図５に示すように、まず、スイッチ部４６の赤外線センサ４７に赤外線が照射され、スイッチ部４６は信号処理部３４に対して信号を出力する。信号処理部３４は、スイッチ部４６からの信号を受け取ると、カプセル型内視鏡２０に搭載されているイメージセンサ３１、ＬＥＤ３３、無線素子３５および信号処理部３４自身に電池３９から電流を供給し、オン状態とする。

イメージセンサ３１は、ＬＥＤ３３により照明された被検者１の体腔内管路内の壁面を撮像し、この画像を電気信号に変換して信号処理部３４へ出力する。信号処理部３４は、入力された画像信号を圧縮して一時的に格納し、無線素子３５へ出力する。無線素子３５に入力された圧縮された画像信号は画像表示装置８０へ電波として送信される。

また、外装２１の外周に配置された螺旋部２５により、カプセル型内視鏡２０は回転軸Ｒ回りに回転することで先端部２３側または後端部２４側へ移動することができる。移動する方向は、回転軸Ｒ回りの回転方向および螺旋部２５の回転方向により決定される。

次に、画像表示装置８０の作用について説明する。
画像表示装置８０においては、図１に示すように、まず、画像受信回路８１がカプセル型内視鏡２０から送信された圧縮画像信号を受信し、画像信号は表示部８２へ出力されている。圧縮画像信号は、画像受信回路８１または表示部８２において復元され、表示部８２により表示される。
また、表示部８２は、回転磁界制御回路７３から入力されるカプセル型内視鏡２０の回転位相データに基づき、カプセル型内視鏡２０の回転方向と逆方向に上記画像信号を回転処理してから表示している。

上記の構成によれば、カプセル型内視鏡２０の誘導磁気コイル４２に対して、一次独立であって異なる３方向以上の方向から交流磁場を作用させている。そのため、誘導磁気コイル４２の方向にかかわらず、少なくとも１方向からの交流磁場により誘導磁気コイル４２に誘導磁気を発生させることができる。
その結果、カプセル型内視鏡２０の方向（回転軸Ｒの軸線方向）にかかわらず、常に誘導磁気コイル４２に誘導磁気を発生させることができるため、センスコイル５２により誘導磁気を常に検知することができ、常にその位置を正確に検出することができるという効果を奏する。

また、センスコイル５２がカプセル型内視鏡２０に対して異なる３方向に配置されているため、カプセル型内視鏡２０の配置位置にかかわらず、３方向に配置されたセンスコイル５２の少なくとも１方向に配置されたセンスコイル５２に、検知可能な強度の誘導磁気が働き、常にセンスコイル５２が誘導磁気を検知することができる。
さらに、上記１方向に配置されたセンスコイル５２の数が９つであるので、カプセル型内視鏡２０のＸ、Ｙ、Ｚ座標およびカプセル型内視鏡２０の回転軸Ｒに対して直交するとともに互いに直交する２つの軸回りの回転位相φ、θ、誘導磁気の強度の合計６つの情報を演算により求めるのに十分な入力を得ることができる。

交流磁界の周波数を共振回路４３が共振する周波数（共振周波数）とすることにより、他の周波数の場合と比較して、振幅の大きな誘導磁気を発生させることができる。誘導磁気の振幅が大きくなるため、センスコイル５２が誘導磁気を検知しやすくなり、カプセル型内視鏡２０の位置を検出しやすくなる。
また、交流磁気の周波数は共振周波数近傍の周波数帯域にわたってスイープされるため、例えば、環境条件（例えば温度条件）の変化によって共振回路４３の共振周波数が変化したり、共振回路４３の個体差による共振周波数のばらつきが存在したりしても、変化した共振周波数やばらついた共振周波数が上記周波数帯域内に含まれていれば、共振回路４３に共振を起こさせることができる。

位置検出装置５０が、センスコイルセレクタ５６により強度の強い誘導磁気を検出しているセンスコイル５２の出力を選択しているため、位置検出装置５０が演算処理する情報量を少なくすることができ、演算にかかる負荷を低減することができる。また、同時に演算処理量を減らすことができるため、演算に要する時間も短縮することができる。

このように上記演算で求められた距離に基づいてセンスコイル５２を選択することで、精度の良い位置検出を行うことができる。さらに、Ｓ／Ｎ比の悪いセンスコイル５２の出力を排除することができる。また、位置検出装置５０における計算量を少なくすることができ、ハードウエアを安価に構成できる。

ドライブコイル５１とセンスコイル５２とがカプセル型内視鏡２０の作動範囲を挟んで対向する位置に配置されているので、ドライブコイル５１とセンスコイル５２とが構造上干渉しないように配置することができる。

カプセル型内視鏡２０に搭載された駆動用磁石４５に作用させる平行磁界の方向を制御することにより、駆動用磁石４５に対して作用する力の方向を制御することができ、カプセル型内視鏡２０の移動方向を制御することができる。それと同時に、カプセル型内視鏡２０の位置を検出することができるので、カプセル型内視鏡２０を所定の位置に誘導することができるため、検出されたカプセル型内視鏡２０の位置に基づき、カプセル型内視鏡を正確に誘導することができるという効果を奏する。

相互に直交する方向に対向配置される３対のヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚから発生する磁界の強度をそれぞれ制御することにより、ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚの内側に発生する平行磁界の方向を所定の方向に制御することができる。そのため、カプセル型内視鏡２０に対して所定方向の平行磁界を作用させることができ、カプセル型内視鏡２０を所定方向に移動させることができる。
また、ヘルムホルツコイル７１Ｘ、７１Ｙ、７１Ｚの内側の空間は、被検者１を配置可能な空間であって、その空間の周囲に、ドライブコイル５１およびセンスコイル５２が配置されているので、カプセル型内視鏡２０を被検者１の体内の所定位置に誘導することができる。

カプセル型内視鏡２０が回転軸Ｒ回りに回転することより、螺旋部２５がカプセル型内視鏡２０を回転軸の軸線方向に推進する力を発生させる。螺旋部２５が推進力を発生させるので、カプセル型内視鏡２０の回転軸Ｒ回りの回転方向を制御することにより、カプセル型内視鏡２０に作用する推進力の方向を制御することができる。

画像表示装置８０は、カプセル型内視鏡２０の回転軸Ｒ回りの回転位相情報に基づいて、表示される画像を、カプセル型内視鏡２０の回転方向と逆方向に回転させる処理を行っているので、カプセル型内視鏡２０の回転位相にかかわらず、常に所定の回転位相に静止した画像として、すなわち、あたかもカプセル型内視鏡２０が回転軸Ｒ回りに回転することなく回転軸Ｒに沿う方向に進行しているような画像を表示部８２に表示することができる。
そのため、表示部８２に表示された画像を施術者が目視しながらカプセル型内視鏡２０を誘導する場合、表示される画像がカプセル型内視鏡２０の回転とともに回転する画像である場合と比較すると、上述のように表示される画像が所定の回転位相の画像として表示されているほうが、施術者に見易く、カプセル型内視鏡２０を所定位置に誘導させやすい。

なお、カプセル型内視鏡の構成は、図５に示すような構成に限られることなく、例えば図１１に示すような構成であってもよい。
図１１において説明するカプセル型内視鏡２０Ａは、誘導磁気発生部の構成が異なるのと、その他の機器の配置が異なるため、この両者について説明し、その他の説明は省略する。

カプセル型内視鏡２０Ａの外装２１内部には、先端部２３側から順に、レンズ群３２、ＬＥＤ３３、イメージセンサ３１、信号処理部３４、電池３９、スイッチ部４６、無線素子３５、駆動用磁石４５の順に配置されている。
誘導磁気発生部４３Ａは、外装２１と電池３９などとの間に配置されるとともに、ＬＥＤ３３の支持部材３８から電池３９までを覆うように配置されている。

誘導磁気発生部４３Ａは、図１１および図１２に示すように、中心軸が回転軸Ｒと略一致する円筒形状に形成された芯部材４１Ａと、芯部材４１Ａの外周部に配置された誘導磁気コイル４２と、芯部材４１Ａおよび誘導磁気コイル４２の間に配置されたパーマロイ膜４１Ｂと、誘導磁気コイル４２と電気的に接続され、共振回路４３を形成するコンデンサ（図示せず）とから形成されている。
パーマロイ膜４１Ｂは、図１２に示すように、磁性体材料をシート状の膜に形成したものである。また、パーマロイ膜４１Ｂを芯部材４１Ａに巻回したときに、隙間ｔが形成されるようになっている。
このように、芯部材４１Ａと誘導磁気コイル４２との間にパーマロイ膜４１Ｂを配置することにより、誘導磁気発生部４３Ａにおいて発生する誘導磁気の強度を向上させることができる。

また、カプセル型内視鏡の構成は、図５および図１１に示した構成のほかにも、図１３に示すような構成であってもよい。
図１３において説明するカプセル型内視鏡２０Ｂは、誘導磁気発生部の構成が異なるのと、その他の機器の配置が異なるため、この両者について説明し、その他の説明は省略する。

カプセル型内視鏡２０Ｂの外装２１内部には、先端部２３側から順に、レンズ群３２、ＬＥＤ３３、イメージセンサ３１、信号処理部３４、スイッチ部４６、駆動用磁石４５、電池３９、無線素子３５の順に配置されている。
誘導磁気発生部４３Ｃは、外装２１と電池３９などとの間に配置されるとともに、ＬＥＤ３３の支持部材３８から電池３９までを覆うように配置されている。
誘導磁気発生部４３Ｃは、図１２および図１３に示すように、中心軸が回転軸Ｒと略一致する円筒形状に形成された芯部材４１Ａと、芯部材４１Ａの外周部に配置された誘導磁気コイル４２Ｃと、芯部材４１Ａおよび誘導磁気コイル４２Ｃの間に配置されたパーマロイ膜４１Ｂと、誘導磁気コイル４２Ｃと電気的に接続され、共振回路４３を形成するコンデンサ（図示せず）とから形成されている。
誘導磁気コイル４２Ｃは、駆動用磁石４５が配置されている領域は疎に巻かれているとともに、先端部２３側および後端部２４側は密に巻かれている。

なお、上述のように、カプセル型内視鏡２０の位置および方向を検出する際に、センスコイル５２において、ドライブコイル５１が形成した交流磁場および磁気誘導コイル４２が形成した誘導磁界の両者による誘導起電力を発生させ、そこから交流電圧の振幅値を抽出しても良い。また、初めに、センスコイル５２において、上記交流磁場による誘導起電力を発生させ、そこから抽出した交流電圧の振幅値を位置検出装置５０の記憶手段に記憶させ、その後、上記交流磁場および上記誘導磁界の両者による誘導起電力を発生させて交流電圧の振幅値を抽出し、この振幅値から記憶手段に記憶させた振幅値を引くことにより上記誘導磁界に係る振幅値のみを抽出しても良い。

この方法によれば、位置検出装置５０が、交流磁界および誘導磁界を受けたセンスコイル５２の出力と、上記記憶手段に記憶された交流磁界のみを受けたセンスコイル５２の出力との差分を演算することより、交流磁界および誘導磁界を受けたセンスコイル５２の出力から誘導磁界のみの出力を容易に求めることができる。

なお、選択されるセンスコイル５２の所定個数としては、上述のように少なくとも６個以上であることが好ましく、６個よりも多くすることにより、センスコイル５２の出力に含まれるノイズの影響を排除することができる。また、選択されるセンスコイル５２の数を１０個以下とすることで位置検出装置５０における計算量が増えすぎることを防止できる。

また、上述のように選択するセンスコイル５２の所定個数を予め決めていてもよいし、所定の閾値を予め定めておき、所定の閾値よりも距離の短いセンスコイル５２のみを使用するとしても良い。
このようにすることで、信頼性のあるセンス５２コイルの出力のみを抽出できるため、より精度の高い位置計算を実施できる。

〔第１の実施形態の第１変形例〕
次に、本発明の第１の実施形態の第１変形例について説明する。
本実施形態の変形例におけるカプセル型内視鏡誘導システムの基本構成は、第１の実施形態と同様であるが、第１の実施形態とは、カプセル型内視鏡の位置検出方法が異なっている。よって、本変形例においては、カプセル型内視鏡の位置検出方法のみを説明し、磁気誘導装置等の説明を省略する。

本変形例における位置検出装置によるカプセル型内視鏡２０の位置及び方向の推定に用いるセンスコイル５２の選択方法について説明する。
本変形例においては、センスコイル５２の位置それぞれについて、カプセル内視鏡２０に内蔵された磁気誘導コイル４２が作り出す磁界の強さを以下の方法で計算し、求められた磁界の強さに基づいてセンスコイル５２を選択している。
なお、磁気誘導コイル４２の位置検出は、第１の実施形態と同様であるのでその説明を省略する。

まず、位置検出装置５０が、予め求められているカプセル内視鏡２０（磁気誘導コイル４２）の位置に基づいて、ドライブコイル５１により磁気誘導コイル４２の配置位置に形成される磁場の大きさと方向とを算出する。
具体的には、ビオザバールの法則の式より、ドライブコイル５１に流れる電流の経路積分を行なうことで求めている。この演算により、ドライブコイル５１が予め求められているカプセル内視鏡２０（磁気誘導コイル４２）の位置に作り出す磁場を求めることができ、この求められた磁場をベクトルＢｄ_Ｖ（ｃ）と表記する。

磁気誘導コイル４２には上述の磁界Ｂｄ_Ｖ（ｃ）により電流が誘導され、この誘導により誘導磁界が形成される。このとき、磁気誘導コイル４２を双極子能Ｍ（ｃ）を有する磁気双極子とすると、Ｍ（ｃ）はＢｄ_Ｖ（ｃ）およびＮ_Ｖ（ｃ）を用いて、下記の式（２）で表される。

ここで、Ａ１は磁気誘導コイルの特性で決定される定数であり、「・」は２つのベクトルの内積を表している。

そして、予め求められているカプセル内視鏡２０の位置にあると仮定される磁気誘導コイル４２が各センスコイル５２の位置に生成する磁界Ｂ_Ｖは、下記の式（３）で表すことができる。なお、下記の式（３）は識別子ｓ１がつけられたセンスコイル５２において生成された磁界Ｂ_Ｖ（ｓ１）を求める式を表している。

ここで、μ_０は真空の透磁率である。
つまり、位置検出装置５０が、上記の式（２）および式（３）の演算を行なうことにより、各センスコイル５２の位置における磁気誘導コイル４２が形成する磁界の大きさ（磁界強度）Ｂが算出される。

次に、位置検出装置５０は、各センスコイル５２において形成される磁界強度Ｂに基づいて、磁界強度Ｂの大きなセンスコイル５２を所定個数選択し、センスコイルセレクタ５６に対して上記選択したセンスコイル５２からの交流電流をセンスコイル受信回路５７へ出力するように指示を出力する。そして、次の計算時において位置検出装置５０は、上記選択されたセンスコイル５２の出力に基づいて、カプセル内視鏡２０（磁気誘導コイル４２）の位置及び方向を計算する。
なお、選択されるセンスコイル５２の所定個数としては、上述のように６個以上１０個以下とすることが望ましい。

このように構成することで、全て（本実施形態においては２７個）のセンスコイル５２の出力を測定しなくても、磁気誘導コイル４２の位置および方向の計算に用いるのに適したセンスコイル５２を選択できるので、位置および方向の計算効率を向上できる。

なお、上述のように位置検出装置５０が、磁界強度Ｂが大きい順に所定個数のセンスコイル５２を選択してもよいし、所定の閾値より大きな磁界強度Ｂの磁界が形成されるセンスコイル５２のみを選択してもよい。
このようにセンスコイル５２を選択することで、全てのセンスコイル５２の出力を測定しなくても、磁気誘導コイル４２の位置および方向の計算に用いるのに適したセンスコイル５２を選択でき、また、出力特性のよいセンスコイル５２の出力のみを用いることができるため、位置および方向の計算効率を更に向上できる。

〔第１の実施形態の第２変形例〕
次に、本発明の第１の実施形態の第２変形例について説明する。
本実施形態の変形例におけるカプセル型内視鏡誘導システムの基本構成は、第１の実施形態と同様であるが、第１の実施形態とは、カプセル型内視鏡の位置検出方法が異なっている。よって、本変形例においては、カプセル型内視鏡の位置検出方法のみを説明し、磁気誘導装置等の説明を省略する。

本変形例における位置検出装置によるカプセル型内視鏡２０の位置及び方向の推定に用いるセンスコイル５２の選択方法について説明する。
本変形例においては、上述の第２変形例で求められた、誘導磁気コイル４２により各センスコイル５２の位置に形成された磁界に基づいて、各センスコイル５２の出力を計算し、求められた出力に基づいてセンスコイル５２を選択している。

まず、位置検出装置５０が、予め求められた誘導磁気コイル４２により各センスコイル５２の位置に形成される磁界に基づいて、所定の演算を行いセンスコイル５２の出力を求める。
具体的には、例えば、識別子ｓ１がつけられたセンスコイル５２の出力をＶ（ｓ１）とすると、Ｖ（ｓ１）は、下記の式（４）で表される。

ここで、Ａ２はセンスコイルの特性で決まる比例定数である。

位置検出装置５０は、上述の式（４）に基づく演算により各センスコイル５２の出力を推定し、推定された出力Ｖの大きい順に所定個数のセンスコイル５２を選択する。位置検出装置５０は、センスコイルセレクタ５６に対して上記選択したセンスコイル５２からの交流電流をセンスコイル受信回路５７へ出力するように指示を出力する。
そして、次の計算時において位置検出装置５０は、上記選択されたセンスコイル５２の出力に基づいて、カプセル内視鏡２０（磁気誘導コイル４２）の位置及び方向を計算する。
なお、選択されるセンスコイル５２の所定個数としては、上述のように６個以上１０個以下とすることが望ましい。

このように構成することにより、全てのセンスコイル５２の出力Ｖを測定しなくても、磁気誘導コイル４２の位置および方向の計算に用いるのに適したセンスコイル５２を選択できるため、位置および方向の計算効率を向上できる。

なお、上述のように位置検出装置５０が、センスコイル５２の出力Ｖが大きい順に所定個数のセンスコイル５２を選択してもよいし、所定の閾値より大きな出力Ｖのセンスコイル５２のみを選択してもよい。
このようにセンスコイル５２を選択することで、全てのセンスコイル５２の出力Ｖを測定しなくても、磁気誘導コイル４２の位置および方向の計算に用いるのに適したセンスコイル５２を選択でき、また、出力特性のよいセンスコイル５２の出力Ｖのみを用いることができるので、位置および方向の計算効率を更に向上できる。

〔第２の実施の形態〕
次に、本発明の第２の実施形態について図１４および図１５を参照して説明する。
本実施の形態のカプセル型内視鏡誘導システムの基本構成は、第１の実施の形態と同様であるが、第１の実施の形態とは、位置検出装置の構成が異なっている。よって、本実施の形態においては、図１４および図１５を用いて位置検出装置周辺のみを説明し、磁気誘導装置等の説明を省略する。
図１４は、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイルの配置を示す概略図である。
なお、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイル以外の構成要素は第１の実施の形態と同じであるため、その説明を省略する。

位置検出装置１５０のドライブコイル（駆動コイル）１５１およびセンスコイル５２は、図１４に示すように、ドライブコイル１５１が３つそれぞれＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して垂直に配置され、センスコイル５２がそれぞれＹ、Ｚ軸に対して垂直な平面形状の２つのコイル支持部１５８上に配置されている。
ドライブコイル１５１としては、図に示すように、矩形形状のコイルを用いてもよいし、ヘルムホルツコイルを用いてもよい。

上記の構成からなる位置検出装置１５０においては、図１４に示すように、各ドライブコイル１５１が形成する交流磁場の方向がＸ、Ｙ、Ｚ軸線方向と平行となり、一次独立であって互いに直交する関係となる。

上記の構成によれば、カプセル型内視鏡２０の誘導磁気コイル４２に対して、一次独立であって互いに直交する方向から交流磁場を作用させることができるため、第１の実施形態と比較して、誘導磁気コイル４２の方向にかかわらず誘導磁気コイル４２に誘導磁気を発生させやすい。
また、ドライブコイル１５１が互いに略直交して配置されることになるので、ドライブコイルセレクタ５５によるドライブコイルの選択が容易になる。

なお、センスコイル５２は、上述のように、Ｙ、Ｚ軸に対して垂直なコイル支持部１５８上に配置されていてもよいし、図１５に示すように、カプセル型内視鏡２０の作動範囲の上方に配置された斜めのコイル支持部１５９上に備えられていてもよい。
このような配置とすることにより、被検者１と干渉することなくセンスコイル５２を配置することができる。

〔第３の実施の形態〕
次に、本発明の第３の実施形態について図１６を参照して説明する。
本実施の形態のカプセル型内視鏡誘導システムの基本構成は、第１の実施の形態と同様であるが、第１の実施の形態とは、位置検出装置の構成が異なっている。よって、本実施の形態においては、図１６を用いて位置検出装置周辺のみを説明し、磁気誘導装置等の説明を省略する。
図１６は、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイルの配置を示す概略図である。
なお、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイル以外の構成要素は第１の実施の形態と同じであるため、その説明を省略する。

位置検出装置２５０のドライブコイル（駆動コイル）２５１およびセンスコイル５２は、図１６に示すように、４つのドライブコイル２５１が同一平面上に配置され、センスコイル５２が、カプセル型内視鏡２０の作動範囲を介してドライブコイル２５１の配置位置と対向する位置に配置された平面形状のコイル支持部２５８およびドライブコイル２５１の配置位置と同じ側に配置された平面形状のコイル支持部２５８上に配置されている。
ドライブコイル２５１は、形成する交流磁場の方向が図中の矢印で示すように、互いに一次独立となるように配置されている。

上記の構成によれば、カプセル型内視鏡２０がドライブコイル２５１に対して近い領域または遠い領域に位置していても、２つのコイル支持部２５８のうち一方がカプセル型内視鏡２０に対して近い位置となる。そのため、センスコイル５２からカプセル型内視鏡２０の位置を求めるのに十分な強度の信号を得ることができる。

〔第３の実施形態の変形例〕
次に、本発明の第３の実施形態の変形例について図１７を参照して説明する。
本変形例のカプセル型内視鏡誘導システムの基本構成は、第３の実施の形態と同様であるが、第３の実施の形態とは、位置検出装置の構成が異なっている。よって、本実施の形態においては、図１７を用いて位置検出装置周辺のみを説明し、磁気誘導装置等の説明を省略する。
図１７は、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイルの配置を示す概略図である。
なお、位置検出装置のドライブコイルおよびセンスコイル以外の構成要素は第３の実施の形態と同じであるため、その説明を省略する。

位置検出装置３５０のドライブコイル２５１およびセンスコイル５２は、図１６に示すように、４つのドライブコイル２５１が同一平面上に配置され、センスコイル５２が、カプセル型内視鏡２０の作動範囲を介してドライブコイル２５１の配置位置と対向する位置に配置された曲面形状のコイル支持部３５８およびドライブコイル２５１の配置位置と同じ側に配置された曲面形状のコイル支持部３５８上に配置されている。
コイル支持部３５８は、カプセル型内視鏡２０の作動範囲に対して外側へ凸なる曲面形状であり、センスコイル５２は、上記曲面形状に沿うように配置されている。
なお、コイル支持部５２の形状は、上述のように上記動範囲に対して外側へ凸なる曲面形状であってもよいし、その他の曲面形状であってもよく、特に限定するものではない。

上記の構成によれば、センスコイル５２の配置自由度が向上するので、センスコイル５２が被検者１との干渉するのを防止することができる。

（カプセル型内視鏡の位置検出システム）
以下、本発明におけるカプセル型内視鏡の位置検出システムについて図１８を参照して説明する。
図１８は、本発明におけるカプセル型内視鏡の位置検出システムの概略を示す図である。
なお、本発明におけるカプセル型内視鏡の位置検出システム４１０は、上述したカプセル型内視鏡誘導システム１０の位置検出装置５０のみから構成されているものである。そのため、カプセル型内視鏡の位置検出システム４１０の構成要素、作用および効果はカプセル型内視鏡誘導システム１０と同様なので、図１８を示してその説明を省略する。

なお、本発明の技術範囲は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。
例えば、上記の実施の形態においては、医療装置として被験者体腔内の像を撮像するカプセル型内視鏡を用いるもの適用して説明したが、このカプセル型内視鏡を用いるものに限られることなく、被験者体腔内に薬剤を放出する医療装置や、体腔内のデータを取得するセンサを備えた医療装置や、体腔内に所定期間留置される医療装置や、外部と情報等をやり取りする配線が接続された医療装置など、その他各種の医療装置に適用することができるものである。

[付記項]
（付記項１）
複数の駆動コイルを選択的に使用する駆動コイル選択手段を有するカプセル型内視鏡の位置検出システム。
本発明によれば、駆動コイル選択手段が、駆動コイルにより発生する磁力線の方向と、磁気誘導コイルの中心軸線の方向とが略直行するような駆動コイルを除いて交流磁界を発生させる選択制御を行うことにより、演算処理にかかる負荷および時間を低減することができる。

（付記項２）
複数の駆動コイルが、互いに直交するように配置されているカプセル型内視鏡の位置検出システム。
本発明によれば、駆動コイル選択手段による駆動コイルの選択制御の処理およびアルゴリズムを簡易にすることができる。

（付記項３）
駆動コイルまたは磁気センサの一方が、被検者を配置可能な空間の上部に配置されているカプセル型内視鏡誘導システム。
本発明によれば、被検者は、被験者を配置可能な空間の下部に位置するため、被験者を配置可能な空間の上部に配置された駆動コイルまたは磁気センサが、被検者と干渉することを防止することができる。

本発明の第１の実施形態に係るカプセル型内視鏡誘導システムの概略図である。 カプセル型内視鏡システムの斜視図である。 カプセル型内視鏡誘導システムの断面を示す概略図である。 磁気センサ受信回路の回路構成を示す概略図である。 カプセル型内視鏡の構成を示す概略図である。 共振回路における周波数特性を示すグラフである。 ドライブコイルおよび誘導磁気コイルの配置関係を示す図である。 ドライブコイルおよびセンスコイルの配置関係を示す図である。 ドライブコイルおよびセンスコイルの他の配置関係を示す図である。 ドライブコイルおよびセンスコイルの他の配置関係を示す図である。 カプセル型内視鏡の構成を示す断面図である。 誘導磁気発生部の構成を示す部分斜視図である。 カプセル型内視鏡の構成の他の例を示す断面図である。 本発明の第２の実施形態に係るドライブコイルおよびセンスコイルの配置関係を示す図である。 カプセル型内視鏡誘導システムの断面を示す概略図である。 本発明の第３の実施形態に係るドライブコイルおよびセンスコイルの配置関係を示す図である。 本発明の第３の実施形態の変形例に係るドライブコイルおよびセンスコイルの配置関係を示す図である。 本発明によるカプセル型内視鏡の位置検出システムの概略を示す図である。

符号の説明

１ 被検者（被検体）
１０ カプセル型内視鏡誘導システム（医療装置誘導システム）
２０ カプセル型内視鏡（医療装置）
２５ 螺旋部（螺旋機構）
３０ 撮像部（撮像手段）
４３ 共振回路
４２、４２Ｃ 磁気誘導コイル
４５ 駆動用磁石（磁石）
５０ 位置検出装置（位置計算装置、変化量検出手段）
５１、１５１、２５１ ドライブコイル（駆動コイル）
５２ センスコイル（磁気センサ）
５６ センスコイルセレクタ（磁気センサ選択手段）
７１ ３軸ヘルムホルツコイルユニット（磁界発生手段、電磁石）
７３ 回転磁界制御回路（磁界方向制御手段）
８２ 表示部（表示手段、画像制御手段）
４１０ カプセル型内視鏡の位置検出システム
Ｒ 回転軸（長手軸）

Claims (19)

1. 被検体の体内に投入される医療装置の位置検出システムであって、
   前記医療装置に搭載した磁気誘導コイルと、
   前記医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させる駆動コイルと、
   前記医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁気誘導コイルにより発生された誘導磁気を検出するとともに、該誘導磁気により交流電圧を発生させる複数の磁気センサと、を備え、
   前記駆動コイルが、前記医療装置の作動範囲の各位置に前記医療装置が配置されたときに、前記磁気誘導コイルに対して異なる３方向以上の方向から磁気を作用させるとともに、前記３方向以上の磁気を作用させる方向のうち、少なくとも１つの方向が、他の２方向から形成される面に対して交差する方向となるように配置され、
   前記複数の磁気センサが、前記医療装置の作動範囲に対向して複数方向に向けて配置され、
   前記駆動コイルが、前記磁気誘導コイルを含む共振回路の共振周波数近傍の周波数帯域にわたって、前記磁気誘導コイルに誘導磁気を発生させ、
   前記複数の磁気センサから得られた前記交流電圧の振幅値の極大値および極小値の振幅差に基づいて前記医療装置の位置と方向とを計算する医療装置の位置検出システム。
2. 前記駆動コイルと前記磁気センサとが、前記医療装置の作動範囲を挟んで対向する位置に配置されている請求項１に記載の医療装置の位置検出システム。
3. 前記磁気センサが、前記誘導磁気コイルから発生した磁場を繰り返し検出し、
   前記磁気センサの出力に基づいて、前記医療装置の位置と方向とを繰り返し計算して求める位置計算装置と、
   該位置計算装置における計算において、前記医療装置の位置及び方向を求める際に用いる前記磁気センサを前記複数の磁気センサから選択する磁気センサ選択手段と、を有する請求項１または請求項２に記載の医療装置の位置検出システム。
4. 前記磁気センサが磁界を受けたときに発生する前記交流電圧の前記振幅値を記憶する記憶手段と、
   前記磁気センサが発生した前記交流電圧の前記振幅値から前記記憶手段に記憶された前記交流電圧の振幅値を引くことにより、前記磁気センサが発生した前記交流電圧の振幅値の変化量を求める変化量検出手段と、を有し、
   前記駆動コイルが、交流磁界を発生させ、
   前記誘導磁気コイルが、前記駆動コイルの発生した交流磁界を受けることにより前記誘導磁気としての誘導磁界を発生させ、
   前記記憶手段には、前記磁気センサが前記交流磁界のみを受けたときの前記交流電圧の振幅値が記憶され、
   前記変化量検出手段が、前記磁気センサが前記交流磁界および前記誘導磁界を受けたときの前記交流電圧の振幅値から前記記憶手段に記憶された前記交流電圧の振幅値を引くことにより、前記磁気誘導コイルが発生した誘導磁界を求める請求項１から請求項３のいずれかに記載の医療装置の位置検出システム。
5. 前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、前記磁気誘導コイルが各前記磁気センサの位置に生成する前記誘導磁界を計算し、算出された誘導磁界から各前記磁気センサの出力を計算し、
   前記磁気センサ選択手段が、算出された複数の前記磁気センサの出力の大きさに基づいて、前記次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定する請求項３に記載の医療装置の位置検出システム。
6. 前記磁気センサ選択手段が、前記磁気センサを、前記算出された複数の磁気センサの出力が大きい順に所定個数選択する請求項５に記載の医療装置の位置検出システム。
7. 前記磁気センサ選択手段が、前記算出された複数の磁気センサの出力が所定の値より大きな磁気センサを選択する請求項５に記載の医療装置の位置検出システム。
8. 前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、前記磁気誘導コイルが各磁気センサの位置において形成する磁界の大きさ及び方向を推定し、
   前記磁気センサ選択手段が、前記推定した各磁気センサの出力に基づいて、次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定する請求項３に記載の医療装置の位置検出システム。
9. 前記磁気センサ選択手段が、前記磁気センサを前記磁気誘導コイルが前記複数の磁気センサの位置において形成する磁界の強度が大きい順に所定個数選択する請求項８に記載の医療装置の位置検出システム。
10. 前記位置計算装置が、前記計算により求めた医療装置の位置および方向に基づいて、各磁気センサと前記磁気誘導コイルとの距離を推定し、
    前記磁気センサ選択手段が、前記推定した各磁気センサと磁気誘導コイルとの距離に基づいて、次の計算時において前記医療装置の位置および方向を求める際に用いる前記磁気センサを決定する請求項３に記載の医療装置の位置検出システム。
11. 前記磁気センサ選択手段が、前記推定された前記磁気センサと前記磁気誘導コイルとの距離が所定の値より短い磁気センサを選択する請求項１０に記載の医療装置の位置検出システム。
12. 前記医療装置がカプセル内視鏡であり、前記カプセル内視鏡の被検体への挿入方向と、前記磁気誘導コイルの中心軸線の方向とが略同一になっている請求項１から請求項１１のいずれかに記載の医療装置の位置検出システム。
13. 複数の駆動コイルを選択的に使用する駆動コイル選択手段を有する請求項１から請求項１２のいずれかに記載の医療装置の位置検出システム。
14. 複数の駆動コイルが、互いに直交するように配置されている請求項１から請求項１３のいずれかに記載の医療装置の位置検出システム。
15. 請求項１から請求項１４のいずれかに記載の位置検出システムと、
    前記医療装置に搭載された磁石と、
    該医療装置の作動範囲の外部に配置され、前記磁石に対して作用させる磁界を発生する磁界発生手段と、
    該磁界発生手段により前記磁石に作用させる磁界の方向を制御する磁界方向制御手段と、を備える医療装置誘導システム。
16. 前記磁界発生手段が、相互に直交する方向に対向配置される３対の枠体状の電磁石を備え、
    該電磁石の内側に被検体を配置可能な空間が設けられるとともに、
    該被検体を配置可能な空間の周囲に、前記駆動コイルおよび前記磁気センサが配置されている請求項１５に記載の医療装置誘導システム。
17. 前記磁界発生手段が、前記医療装置の周囲に回転磁界を発生させ、
    前記医療装置の外面に、該医療装置の長手軸回りの回転力を長手軸方向の推進力に変換する螺旋機構が備えられている請求項１５または請求項１６に記載の医療装置誘導システム。
18. 前記医療装置に、該医療装置の長手軸に沿う光軸を有する撮像手段を備えるとともに、該撮像手段により撮像された画像を表示する表示手段を備え、
    前記磁界方向制御手段による医療装置の長手軸回りの回転情報に基づいて、前記撮像手段により撮像された画像を、逆方向に回転させて前記表示手段に表示させる画像制御手段を備える請求項１７に記載の医療装置誘導システム。
19. 前記医療装置がカプセル内視鏡であり、前記カプセル内視鏡の被検体への挿入方向と、前記磁気誘導コイルの中心軸線の方向とが略同一になっている請求項１５から請求項１８のいずれかに記載の医療装置誘導システム。

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