JP5792403B2 - カプセル型医療システム - Google Patents

Description

本発明は、被検体内に導入されて被検体内の情報取得等を行うカプセル型医療装置を用いたカプセル型医療システム、カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置、及びカプセル型医療装置に関する。

近年、患者等の被検体の消化管内に導入可能な大きさに形成されたカプセル型医療装置の開発が進められている。内視鏡の分野においては、カプセル型をなす筐体の内部に撮像機能及び無線通信機能を備えたカプセル型内視鏡が実用化されている。カプセル型内視鏡は、被検体に嚥下された後、消化管内を移動しながら被検体内を撮像して画像データを生成し、被検体の外部に設けられた受信装置に無線送信する（例えば特許文献１参照）。受信装置に受信された画像データは、その後、ワークステーション等の画像処理装置に取り込まれ、所定の画像処理が施される。それにより、画像処理装置において、被検体内の画像（以下、体内画像ともいう）を静止画又は動画により再生表示することができる。

カプセル型医療装置は、通常、被検体の蠕動運動により消化管内を移動するため、被検体内における位置を制御することができない。このため、体内画像に写った部分の位置を特定するため、被検体内におけるカプセル型医療装置の位置や姿勢を検出するシステムが開発されている。例えば特許文献２には、カプセル内にコイルを設け、このコイルにバッテリから電力を供給することにより発生させた磁界を被検体外で検出することにより、カプセルの位置を検知する技術が開示されている。

特開２００６−７５５３６号公報 特表２００５−５３５３７６号公報

ところで、カプセル型医療装置は、筐体内に内蔵された電池によって動作する。この電池から供給される電力は、上述したコイルに磁界を発生させる他、照明及び撮像、生成した画像データの無線送信等の主要な動作のために消費される。そのため、照明等の主要な動作を行うことにより電源電圧が一時的に低下して、位置検出用の磁界が不安定となり、カプセル型医療装置の位置検出精度に影響を及ぼすという問題があった。

また、位置検出用の磁界発生機能を備えたカプセル型医療装置は、当該機能を備えないカプセル型医療装置と比較して電力の消費量が多くなり、動作時間が短くなるという問題もあった。カプセル型医療装置の動作時間を延ばすためには、例えばコイルに供給する電流の大きさを抑えることが考えられる。しかしながら、この場合には、発生する磁界の強度が弱くなり、やはり、カプセル型医療装置の位置検出精度が低下するおそれがある。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、カプセル型医療装置が内蔵する電池の消費電力を抑制しつつ、カプセル型医療装置の位置を安定的に精度良く検出することができるカプセル型医療システム、位置検出装置、及びカプセル型医療装置を提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係るカプセル型医療装置は、被検体内に導入されて使用され、位置検出用の磁界を発生するカプセル型医療装置と、前記磁界に基づいて前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置とを備えるカプセル型医療システムにおいて用いられるカプセル型医療装置であって、電池と、前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、前記電池から電力の供給を受けて前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、を備え、前記制御手段は、前記情報取得手段の動作と同期して、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行うことを特徴とする。

上記カプセル型医療装置は、前記電池の電圧値を検出する電圧検出手段をさらに備え、前記制御手段は、前記電圧検出手段による検出結果に基づき、前記電圧値が所定の閾値未満の期間中、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を停止させることを特徴とする。

上記カプセル型医療装置において、前記制御手段は、前記情報取得手段の動作期間中、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を停止させることを特徴とする。

上記カプセル型医療装置において、前記制御手段は、前記情報取得手段の動作期間中、及び該動作期間の前と後との少なくとも一方の所定時間、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を停止させることを特徴とする。

上記カプセル型医療装置において、前記制御手段は、前記情報取得手段の動作開始タイミングを検出し、該動作開始タイミングから所定期間、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を停止させることを特徴とする。

本発明に係るカプセル型医療システムは、被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、電池と、前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、を有するカプセル型医療装置と、前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、を有する位置検出装置と、を備え、前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行うことを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理手段は、前記磁界検出手段が出力した検出信号のうち、強度が所定値以上である検出信号を用いて前記処理を実行することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を開始する際に、該開始を示す特定のパターンで電力供給を実行させ、前記処理手段は、前記磁界検出手段が前記パターンで変化する磁界を検出した際に、前記処理を開始することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理手段は、前記検出信号の立ち上がりタイミングと立ち下がりタイミングとの少なくとも一方を検出して、前記処理を開始することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理手段は、前記検出信号の立ち上がりタイミングを検出した後に続く所定期間内に前記磁界検出手段から出力された検出信号を用いて前記処理を実行することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記位置検出装置は、前記磁界検出手段から出力された検出信号を記憶する記憶手段をさらに有し、前記処理手段は、前記検出信号の立ち下がりタイミングを検出した後、該立ち下がりタイミングから所定期間分だけ前の期間の検出信号を前記記憶手段から遡って取得し、取得した検出信号を用いて前記処理を実行することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理手段は、前記磁界検出手段が出力した検出信号のうち、強度が所定値よりも小さい検出信号の信号値をゼロに置換して、前記処理を実行することを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理手段は、所定の周期で所定期間の前記処理を実行し、前記電池から前記磁界発生手段に電力が供給される１回の期間の長さは、前記処理手段が前記処理を２回実行する期間以上であることを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記処理は、前記検出信号に対する高速フーリエ変換処理を含み、前記処理手段は、所定の周期で所定期間の前記処理を実行し、前記電池から前記磁界発生手段に電力が供給される１回の期間の長さは、前記処理手段が前記高速フーリエ変換処理を２回実行する期間以上であることを特徴とする。

上記カプセル型医療システムにおいて、前記カプセル型医療装置は、円筒状をなす胴部と、該胴部の端部に設けられた少なくとも１つのドーム部とを有する筐体と、前記筐体内から前記少なくとも１つのドーム部を介して前記筐体外を撮像する撮像手段と、をさらに有し、前記磁界発生手段は、電流が流れることにより磁界を発生するコイルと、前記コイルを駆動する駆動手段と、を有し、前記コイルは、前記筐体の中心軸に対して傾いた軸を中心とし、径が前記胴部の直径よりも大きく、且つ、前記撮像手段の視野を妨げない位置に巻回されている、又は、前記筐体の外周に巻回され、前記胴部の中心軸と平行な部分と、前記胴部の円周方向に沿った部分とを含む、ことを特徴とする。

本発明によれば、情報取得手段の動作と同期してカプセル型医療装置から間欠的に磁界を発生するので、カプセル型医療装置の位置を安定的に精度良く検出することが可能となる。また、本発明によれば、カプセル型医療装置において電池から磁界発生手段に間欠的に電力供給を行うことにより、間欠的に磁界を発生するので、カプセル型医療装置の位置検出精度を低下させることなく、カプセル型医療装置が内蔵する電池の消費電力を抑制することが可能となる。

図１は、本発明の実施の形態１に係るカプセル型医療システムの一構成例を示す模式図である。 図２は、図１に示すカプセル型内視鏡の構成を示す模式図である。 図３は、図２に示す磁界発生部の構成を示す回路図である。 図４は、図１に示すカプセル型医療システムの動作を示すフローチャートである。 図５は、図２に示す送信コイルの駆動周期に応じた電流レベルを示す図である。 図６は、送信コイルを常時駆動する場合における電流レベルを示す図である。 図７は、図１に示す磁界検出部から出力された検出信号の信号処理部への取り込みタイミングを説明する図である。 図８は、図１に示す磁界検出部から出力された検出信号の信号処理部への取り込みタイミングを説明する図である。 図９は、図１に示す磁界検出部から出力された検出信号の信号処理部への取り込みタイミングを説明する図である。 図１０は、ＦＦＴ窓フィルタ処理を説明するための図である。 図１１（ａ）は、ハミングウィンドウの特性を示すグラフであり、図１１（ｂ）は、ＦＦＴ処理により抽出された周波数スペクトルを示すグラフである。 図１２は、送信コイルの駆動タイミングと撮像及び送信タイミングとの関係を示す図である。 図１３は、交番磁界の発生周期と磁界検出周期とが異なる場合における遅延時間を説明する図である。 図１４は、実施の形態２に係る位置検出装置が備える信号処理部の構成を示すブロック図である。 図１５は、図１４に示す間欠タイミング検出部の動作（交番磁界の立ち上がりと同期する場合）を説明する図である。 図１６は、図１４に示す間欠タイミング検出部の動作（交番磁界の立ち下がりと同期する場合）を説明する図である。 図１７は、図１４に示す間欠タイミング検出部の動作の変形例２−１を説明する図である。 図１８は、図１４に示す間欠タイミング検出部の動作の変形例２−１を説明する図である。 図１９は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例１において用いられるカプセル型内視鏡の構成を示す模式図である。 図２０は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例１を説明する図である。 図２１は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例２を説明する図である。 図２２は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例３を説明する図である。 図２３は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例４を説明する図である。 図２４は、本発明の実施の形態３における磁界発生部への電力供給の制御例５を説明する図である。 図２５は、送信コイルの第１の配置例を示す側面図である。 図２６は、送信コイルの第２の配置例を示す側面図である。 図２７は、送信コイルの第３の配置例を示す側面図である。 図２８は、送信コイルの第４の配置例を示す側面図である。 図２９は、送信コイルの第５の配置例を示す図である。 図３０は、送信コイルの第６の配置例を示す図である。

以下に、本発明の実施の形態に係るカプセル型医療装置、位置検出装置、及びカプセル型医療システムについて、図面を参照しながら説明する。なお、以下の説明においては、カプセル型医療装置の一形態として、被検体内に経口にて導入されて被検体内（管腔内）を撮像するカプセル型内視鏡を例示するが、この実施の形態によって本発明が限定されるものではない。即ち、本発明は、例えば被検体の食道から肛門にかけて管腔内を移動するカプセル型内視鏡や、被検体内に薬剤等を配送するカプセル型医療装置や、被検体内のＰＨを測定するＰＨセンサを備えるカプセル型医療装置など、カプセル型をなす種々の医療装置に適用することが可能である。

また、以下の説明において、各図は本発明の内容を理解でき得る程度に形状、大きさ、及び位置関係を概略的に示してあるに過ぎない。従って、本発明は各図で例示された形状、大きさ、及び位置関係のみに限定されるものではない。なお、図面の記載において、同一部分には同一の符号を付している。

（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１に係るカプセル型医療システムの一構成例を示す模式図である。図１に示すように、実施の形態１におけるカプセル型医療システム１は、被検体２の管腔内に導入されるカプセル型医療装置として、被検体内を撮像することにより取得した撮像信号を無線送信するカプセル型内視鏡１０と、該カプセル型内視鏡１０の被検体２内における位置を検出する位置検出装置２０とを備える。

図２は、図１に示すカプセル型内視鏡１０の内部構造の一例を示す模式図である。図２に示すように、カプセル型内視鏡１０は、被検体２の管腔内に導入し易い大きさに形成されたカプセル型をなす筐体１０１と、該筐体１０１内に収納され、被検体２内を撮像して撮像信号を取得する撮像ユニット１１０と、撮像ユニット１１０を含むカプセル型内視鏡１０の各部の動作を制御すると共に、撮像ユニット１１０により取得された撮像信号に対して所定の信号処理を施す制御部１２０と、信号処理が施された撮像信号を無線送信する送信部１３０と、カプセル型内視鏡１０の各部に電力を供給する電源部１４０と、カプセル型内視鏡１０の位置検出用の交番磁界を発生する磁界発生部１５０とを備える。なお、図２においては、筐体１０１の断面を示している。

筐体１０１は、円筒状をなす胴部１０２と、該胴部１０２の両端にそれぞれ設けられたドーム部１０３、１０４とを有する外装ケースからなる。胴部１０２は、可視光に対して略不透明な有色の部材によって形成されている。また、ドーム部１０３、１０４の少なくとも一方（図２においては撮像ユニット１１０側であるドーム部１０３）は、可視光等の所定の波長帯域の光に対して透明な光学部材によって形成されている。なお、図２においては、カプセル型内視鏡１０に撮像ユニット１１０を１つのみ設けているが、撮像ユニット１１０を２つ設けても良く、この場合、他方のドーム部１０４も透明な光学部材によって形成される。このような筐体１０１は、撮像ユニット１１０、制御部１２０、送信部１３０、電源部１４０、及び磁界発生部１５０を液密に内包する。

撮像ユニット１１０は、被検体２に関する情報として撮像信号を取得する情報取得手段であり、ＬＥＤ等の発光素子及び該発光素子を駆動する駆動回路（図示せず）を含む照明部１１１と、集光レンズ等の光学系１１２と、ＣＭＯＳイメージセンサ又はＣＣＤ等の撮像素子及び該撮像素子を駆動する駆動回路（図示せず）を含む撮像部１１３とを有する。照明部１１１は、撮像部１１３の撮像視野に白色光等の照明光を照射し、ドーム部１０３を介して撮像視野ｖ内の被検体２を照明する。光学系１１２は、光軸Ｌａが筐体１０１の長軸と一致するように配置され、撮像視野ｖ内の被検体２からの反射光を集光し、撮像部１１３の撮像面に結像する。撮像部１１３は、撮像面に結像された被検体２の像を表す光信号を光電変換処理することにより、撮像信号を生成する。

なお、撮像ユニット１１０を２つ設ける場合には、２つ配置される光学系の両方の光軸が共に筐体１０１の長軸と一致するように、撮像ユニット１１０を筐体１０１の両端のドーム部１０３側及びドーム部１０４側にそれぞれ配置する。また、撮像ユニット１１０を１つのみ設ける場合、撮像ユニット１１０が配置されない側の筐体１０１の端部は、必ずしもドーム状にしなくても良い。この場合、ドーム部１０４の代わりに、例えば円盤状の部材で胴部１０２の端部を封止しても良い。

制御部１２０は、所定の周期（撮像フレームレート）で撮像部１１３を動作させると共に、この撮像フレームレートと同期して、照明部１１１を発光させる。また、制御部１２０は、撮像ユニット１１０が生成した撮像信号に対し、Ａ／Ｄ変換や、その他所定の信号処理を施して画像データを生成する。さらに、制御部１２０は、電源部１４０から磁界発生部１５０に電力を間欠的に供給させることにより、磁界発生部１５０から交番磁界を間欠的に発生させる。交番磁界の発生パターンについては後述する。

送信部１３０は、図示しない送信アンテナを備え、制御部１２０によって信号処理が施された画像データ及び関連情報を取得して変調処理を施し、送信アンテナを介して外部に順次無線送信する。

電源部１４０は、例えばボタン型をなす電池と磁気スイッチ等のスイッチ部とによって実現される。電源部１４０は、外部から印加された磁界によって磁気スイッチが切り替わることにより自身のオンオフ状態を切り替え、オン状態の間、カプセル型内視鏡１０の各部に電源を供給する。また、電源部１４０は、オフ状態の間、カプセル型内視鏡１０の各部への電力供給を停止する。

磁界発生部１５０は、電流が流れることにより磁界を発生する送信コイル１５ａと、該送信コイル１５ａと共に共振回路１５１を形成するコンデンサ１５ｂとを含み、所定の周波数の交番磁界を発生する。送信コイル１５ａの配置は、撮像部１１３の視界を妨げることがなければ、特に限定されない。実施の形態１においては、送信コイル１５ａの中心軸を筐体１０１の長軸と平行に配置し、胴部１０２の内周に沿って送信コイル１５ａを巻回している。

送信コイル１５ａの形態として、好ましくは、送信コイル１５ａの有効面積をできるだけ大きく取ると良い。また、送信コイル１５ａの駆動効率の低下を防ぐため、送信コイル１５ａの内部空間には電源部（電池）１４０や送信部（送信アンテナ）１３０を配置しないことが好ましい。例えば、２つの撮像ユニット１１０を筐体１０１の長軸の両端にそれぞれ設ける場合には、これらの撮像ユニット１１０の中間に送信コイル１５ａを配置すると良い。

図３は、磁界発生部１５０の構成をより詳細に示す図である。図３に示すように、磁界発生部１５０は、送信コイル１５ａ及びコンデンサ１５ｂからなる共振回路１５１に加え、信号発生部１５２及び駆動部１５３を備える。以下において、共振回路１５１の共振周波数（即ち、交番磁界の周波数）をＦ₀とする。

信号発生部１５２は、印加された電圧に応じた周波数で発振する振動子を含む発振器である。なお、該振動子には、共振周波数Ｆ₀の整数倍と略等しい周波数で発振させる電圧が印加される。

駆動部１５３は、信号発生部１５２から発生した信号に基づいてコイル１５ａに電圧を印加して駆動することにより、コイル１５ａから交番磁界を発生させる。

再び図１を参照すると、位置検出装置２０は、カプセル型内視鏡１０から発生した交番磁界を検出する磁界検出部２１と、該磁界検出部２１が検出した交番磁界に基づいて、被検体２内におけるカプセル型内視鏡１０の位置を検出する位置検出装置本体２２とを備える。

磁界検出部２１は、各々が交番磁界を受信して検出信号を出力する複数の受信コイル２１ａを有する。これらの受信コイル２１ａは検査中の被検体２の近傍に、所定の配置で並べられる。図１において、受信コイル２１ａは、被検体２が横たわる載置台３０の下方に配置されている。

位置検出装置本体２２は、当該位置検出装置本体２２に対する種々の情報や命令の入力に用いられる入力部２３と、当該位置検出装置本体２２によって処理された種々の情報等を表示する出力部２４と、カプセル型内視鏡１０から無線送信された撮像信号をアンテナ２５ａを介して受信する受信部２５と、各受信コイル２１ａから出力された検出信号に対して種々の信号処理を施して磁界情報を生成する信号処理部２６と、記憶部２７と、位置検出装置本体２２の各部の動作を制御すると共に、受信部２５から入力された撮像信号や、信号処理部２６から入力された磁界情報に対して所定の演算処理を実行する制御部２８とを備える。

入力部２３は、各種ボタン、スイッチ、キーボード等の入力デバイスや、マウス、タッチパネル等のポインティングデバイス等によって実現され、ユーザによる入力操作に応じて、各種情報を制御部２８に入力する。

出力部２４は、液晶や有機ＥＬ等の各種ディスプレイを含み、入力部２３から入力された各種情報や、被検体２の体内画像や、体内画像の撮像時におけるカプセル型内視鏡１０の位置情報等を画面表示する。

被検体２の体表には、カプセル型内視鏡１０から無線送信された撮像信号を受信する複数のアンテナ２５ａが貼り付けられている。受信部２５は、これらのアンテナ２５ａのうち、撮像信号に対して最も受信強度の高いアンテナ２５ａを選択し、選択したアンテナ２５ａを介して受信した撮像信号に対して復調処理等を行うことにより、被検体２の体内画像に対応する画像データを取得する。

信号処理部２６は、磁界検出部２１から出力された検出信号の波形を整形するフィルタ部２６１と、増幅器２６２と、検出信号にＡ／Ｄ変換処理を施して検出データを生成するＡ／Ｄ変換部２６３とを有する。

記憶部２７は、フラッシュメモリ又はハードディスク等の書き換え可能に情報を保存する記憶媒体及び読取装置を用いて実現される。記憶部２７は、制御部２８が位置検出装置本体２２の各部を制御するための各種プログラムや各種パラメータ、カプセル型内視鏡１０によって撮像された被検体２の体内画像の画像データ、被検体２内におけるカプセル型内視鏡１０の位置情報等を記憶する。

制御部２８は、例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）等を用いて構成され、記憶部２７からプログラムを読み出し、位置検出装置本体２２を構成する各部に対する指示やデータの転送等を行って位置検出装置本体２２の動作を統括的に制御する。また、制御部２８は、受信部２５から入力された画像データに対してホワイトバランス処理、デモザイキング、ガンマ変換等、平滑化（ノイズ除去等）等の所定の画像処理を施す画像処理部２８１と、カプセル型内視鏡１０の位置を表す情報（位置情報）を取得する位置情報生成部２８２とを有する。

位置情報生成部２８２は、Ａ／Ｄ変換部２６３から出力された検出データに高速フーリエ変換処理（以下、ＦＦＴ処理という）を施すことにより、交番磁界の振幅及び位相等の磁界情報を抽出するＦＦＴ処理部２８２ａと、ＦＦＴ処理部２８２ａによって抽出された磁界情報に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置を算出する位置算出部２８２ｂとを有する。

これらの各部のうち、信号処理部２６及び位置情報生成部２８２が、磁界検出部２１が出力した検出信号に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置を算出するための処理を実行する処理手段を構成する。

次に、カプセル型医療システム１の動作について説明する。図４は、カプセル型医療システム１の動作を示すフローチャートである。
まず、ステップＳ１において、カプセル型内視鏡１０の電源部１４０をオンして被検体２内に導入する。

続くステップＳ２において、カプセル型内視鏡１０は、電源部１４０から磁界発生部１５０に電力を間欠的に供給し、磁界発生部１５０から交番磁界を間欠的に発生させる。図５は、送信コイル１５ａの駆動周期に応じた電流レベルを示す図である。図５に示すように、実施の形態１においては、送信コイル１５ａに対し、電流値Ｉ_Cの電流を周期Ｔ₀（＝τ₁＋τ₂）且つ所定のデューティ比（τ₁／Ｔ₀）で流す。以下、周期Ｔ₀を送信コイル１５ａの駆動周期、即ち、交番磁界の発生周期とする。また、期間τ₁は、交番磁界の発生期間（送信コイル１５ａの駆動期間）であり、期間τ₂は、交番磁界のオフ期間（送信コイル１５ａの駆動停止期間）である。

ここで、カプセル型内視鏡１０の位置検出精度は、カプセル型内視鏡１０から発生する交番磁界を磁界検出部２１が検出する精度、即ち、検出信号のＳ／Ｎ比に依存する。例えば、検出信号のＳ／Ｎ比が６ｄＢ向上すると、カプセル型内視鏡１０の位置検出精度が２倍に向上する。そして、検出信号のＳ／Ｎ比は、カプセル型内視鏡１０の送信コイル１５ａが発生する交番磁界のノイズと、この交番磁界を検出した位置検出装置２０側の検出回路（磁界検出部２１及び信号処理部２６）におけるノイズとのうち、大きい方のノイズに依存する。

また、送信コイル１５ａが発生する交番磁界の強度は、ビオ＝サバールの法則により、送信コイル１５ａに流れる電流に比例する。一方、磁界発生部１５０における消費電力は、一般に、送信コイル１５ａに流す電流に比例するため、磁界発生部１５０が発生する交番磁界の強度とも比例関係にある。従って、磁界発生部１５０が発生する交番磁界の強度を抑制すると、それに伴って、交番磁界のノイズ強度も小さくなることが予想される。この場合、検出信号のＳ／Ｎ比に対し、交番磁界そのもののノイズよりも、位置検出装置２０側におけるノイズの影響の方が大きくなる。

そこで、実施の形態１においては、送信コイル１５ａに流す電流の強度を弱くするのではなく、電源部１４０から磁界発生部１５０に対して電力を間欠的に供給し、電流がゼロになる期間（駆動オフの期間）を設けることにより、磁界発生部１５０における消費電力を抑制している。一方、後述するように、位置検出装置２０においては、駆動オフの期間に対応する検出信号を、カプセル型内視鏡１０の位置算出に用いないこととする。

送信コイル１５ａの駆動をオフにする期間を設けるためには、例えば、電源部１４０から磁界発生部１５０への電力供給を、固定周期且つ固定デューティ比でオン／オフを繰り返せば良い。この場合、駆動オンの期間においては、デューティ比の分だけ送信コイル１５ａに流す電流値を大きくしても良い。また、駆動周期Ｔ₀及びデューティ比は、一定でなくても良い。なお、磁界検出部２１において送信コイル１５ａの駆動オフの期間を検出できるようにするため、送信コイル１５ａの駆動周期Ｔ₀を、位置検出装置２０が１回の位置検出のために磁界を検出する期間（以下、検出期間という）Ｔ₁よりも短くすると良い。

このように送信コイル１５ａに流す電流を制御した場合、磁界検出部２１が出力する検出信号のＳ／Ｎ比は次のとおりとなる。図６は、送信コイル１５ａを常時駆動する場合における電流レベルを示す図であり、比較のために示す。

送信コイル１５ａの両端における電圧をＶ_Cとすると、図６に示すように送信コイル１５ａに電流を流し続けた場合、磁界発生部１５０における消費電力Ｗ_C0は、次式（１）によって与えられる。
Ｗ_C0＝Ｖ_C×Ｉ_C …（１）

一方、デューティ比をＤ（０＜Ｄ＜１）とすると、図５に示すように送信コイル１５ａに流す電流のオン／オフ（電流値Ｉ₀／０）を繰り返した場合、磁界発生部１５０における消費電力Ｗ_C1は、次式（２）によって与えられる。
Ｗ_C1＝Ｖ_C×Ｉ_C×Ｄ …（２）
即ち、消費電力は、デューティ比Ｄの分だけ抑制される。

上述したように、カプセル型内視鏡１０の位置検出精度は、検出信号のＳ／Ｎ比に依存する。そこで、図５及び図６の各パターンで交番磁界を発生させた場合について、磁界検出部２１におけるＳ／Ｎ比を以下のように算出する。

まず、送信コイル１５ａに電流を常時流す場合、信号レベルをＳ_C0、ノイズレベルをＮ_C0とすると、Ｓ／Ｎ比は２０×ｌｏｇ（Ｓ_C0／Ｎ_C0）となる（ｌｏｇは常用対数）。

一方、送信コイル１５ａに流す電流のオン／オフを切り替える場合、信号レベルをＳ_C1、ノイズレベルをＮ_C1とすると、電流がオフの期間における信号は位置算出に使用しないこととするため、信号レベルＳ_C1は、上記信号レベルＳ_C0に対してデューティ比Ｄの分だけ小さくなる。即ち、Ｓ_C1＝Ｓ_C0×Ｄとなる。また、ノイズレベルＮ_C1の支配要因は、位置検出装置２０側の検出回路にあるので、時間当たりのノイズレベルＮ_C1は上記ノイズレベルＮ_C0と変わらないが、帯域がデューティ比Ｄの分だけ狭まるのと同じ効果となるため、Ｎ_C2＝Ｎ_C0×√Ｄとなる。従って、この場合、Ｓ／Ｎ比は、次式（３）によって与えられる。

即ち、送信コイル１５ａを間欠的に駆動する場合、消費電力はデューティ比Ｄの分だけ小さくなるが、Ｓ／Ｎ比は、デューティ比Ｄの平方根の分しか小さくならない。例えば、デューティ比を５０％にすると、Ｓ／Ｎ比の低下は、２０×ｌｏｇ√Ｄ≒−３ｄＢ（≒７１％）に留められる。即ち、この場合、送信コイル１５ａを駆動し続ける場合と比較して、消費電力当たりの位置検出精度が高くなり、駆動効率を向上させることができる。

また、送信コイル１５ａの駆動オンの期間にデューティ比Ｄの分だけ送信コイル１５ａに流す電流を増加させる場合、消費電力Ｗ_C2は次式（４）によって与えられる。
Ｗ_C2＝Ｖ_C×（Ｉ_C／Ｄ）×Ｄ＝Ｖ_C×Ｉ_C…（４）

この場合、電流値がゼロとなる期間における信号は位置算出に使用しないため、次式（５）に示すように、信号レベルＳ_C2は、送信コイル１５ａを駆動し続ける場合に対してデューティ比Ｄの分だけ低下する。
Ｓ_C2＝（Ｓ_C0／Ｄ）×Ｄ＝Ｓ_C0 …（５）

一方、送信コイル１５ａに流す電流のオン／オフを切り替えるため、ノイズレベルＮ_C2は、Ｎ_C0×√Ｄとなる。
従って、この場合のＳ／Ｎ比は、次式（６）によって与えられる。

式（６）において、０＜Ｄ＜１であるため、−ｌｏｇ√Ｄ＞０となる。即ち、送信コイル１５ａを間欠的に駆動し、且つ、デューティ比Ｄの分だけ送信コイル１５ａに流す電流を増加させる場合、送信コイル１５ａを駆動し続ける場合に対して消費電力は維持したまま、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。

続くステップＳ３において、カプセル型内視鏡１０から発生した交番磁界を磁界検出部２１の各受信コイル２１ａにおいて検出し、各受信コイル２１ａから出力された検出信号を間欠的に信号処理部２６に取り込む。

図７〜図９は、磁界検出部２１から出力された検出信号を信号処理部２６に取り込む取り込みタイミングを説明するための図である。ここで、カプセル型内視鏡１０から発生する交番磁界に応じて磁界検出部２１から出力される検出信号に対し、信号処理部２６が非同期に検出信号を取り込むと、Ａ／Ｄ変換部２６３やＦＦＴ処理部２８２ａは、各々が処理対象とする検出信号の区間を検知することができなくなってしまう。

そこで、実施の形態１においては、例えば図７に示すように、信号処理部２６において、所定の周期Ｔ₁＋Ｔ₂で所定期間Ｔ₁の信号取り込み動作を実行することとし、交番磁界の発生期間τ₁内に少なくとも２回の取り込み期間Ｔ₁が含まれるように、交番磁界の発生期間τ₁、取り込み期間Ｔ₁、及び取り込み間隔Ｔ₂を設定する。即ち、τ₁≧２×Ｔ₁＋Ｔ₂となるようにする。このように設定することにより、交番磁界が発生する前（磁界検出部２１から検出信号が出力される前）に、信号処理部２６が信号の取り込みを開始したとしても（例えば、タイミングｔ₁）、その次の取り込みタイミング（例えば、タイミングｔ₂）は必ず交番磁界の発生期間τ₁に含まれることになるので、確実な信号取り込みを行うことができる。

或いは、図８に示すように、交番磁界の発生開始をトリガとして、信号処理部２６が検出信号の取り込みを開始しても良い。即ち、磁界検出部２１における磁界の検出強度が一定期間、所定値以下である状態が続いた後、所定値を超えた際に、信号処理部２６は検出信号の取り込みを開始する。その後、検出強度が所定値を下回るか、又は所定値を下回った期間が所定期間以上となった場合に、信号処理部２６は、検出信号の取り込みを停止する。或いは、検出信号の取り込みを開始してから予め設定された所定期間の経過後に取り込みを停止しても良い。この場合の所定期間は、予め設定された交番磁界の発生期間τ₀よりも短い期間とすれば良い。

なお、この場合、交番磁界の発生開始から信号処理部２６による検出信号の取り込み開始までに、タイムラグＴ_lagが生じる。そこで、磁界検出部２１から出力される検出信号の全てを一時的に記憶するメモリを別途設け、信号処理部２６が検出信号の取り込みを開始した後、タイムラグＴ_lagに対応する検出信号をメモリから遡って取得するようにしても良い。

また、カプセル型内視鏡１０側において、位置検出用の交番磁界に先立ち、特定のパターンで変化する交番磁界をトリガ信号として発生させても良い。例えば、図９に示すように、２つのピークを有するトリガ信号を発生させる場合、磁界検出部２１が当該２つのピークを検出した際に、信号処理部２６は検出信号の取り込みを開始する。なお、トリガ信号のパターンは、位置検出用の交番磁界と同じ周波数の短期間のパターンであっても良いし、位置検出用の交番磁界とは異なる周波数で所定期間続くパターンであっても良い。また、トリガとなる信号の振幅を期間Ｔ₁での信号の振幅よりも小さくしてもよい。その後、検出強度が所定値を下回るか、又は所定値を下回った期間が所定期間以上となった場合に、信号処理部２６は、検出信号の取り込みを停止する。或いは、検出信号の取り込みを開始してから予め設定された所定期間の経過後に取り込みを停止しても良い。この場合においても、所定期間は予め設定された交番磁界の発生期間よりも短い期間とすれば良い。

なお、信号処理部２６は、交番磁界の発生期間以外の期間（即ち、検出強度が所定値を下回る期間）における検出信号も取り込み、当該期間における検出信号の信号値をゼロに置換しても良い。この方法によっても、信号処理部２６及び後段の位置情報生成部２８２において、交番磁界の発生期間における検出信号のみに基づく処理を実行することができる。

続くステップＳ４において、信号処理部２６は、磁界検出部２１から取り込んだ検出信号に対して所定の信号処理、即ち、フィルタ部２６１による波形整形、増幅器２６２による増幅、及びＡ／Ｄ変換部２６３によるＡ／Ｄ変換を施すことにより、ディジタル変換された検出データを生成する。

続くステップＳ５において、位置情報生成部２８２は、信号処理部２６から出力された検出データを用いて、カプセル型内視鏡１０の位置情報を生成する。より詳細には、まず、ＦＦＴ処理部２８２ａが検出データに対してＦＦＴ処理を施すことにより、交番磁界の強度及び位相を表す磁界情報を生成する。続いて、位置算出部２８２ｂは、該磁界情報に基づき、複数の受信コイル２１ａからカプセル型内視鏡１０までの距離をそれぞれ推定し、これらの距離からカプセル型内視鏡１０の位置を算出する。なお、ＦＦＴ処理部２８２ａが抽出した磁界情報に対し、さらにノイズカット等の処理を施した上で、該磁界情報を位置算出部２８２ｂに入力しても良い。

ここで、図１０は、ＦＦＴ処理部２８２ａにおいて、ＦＦＴ処理に先立って行われるＦＦＴ窓フィルタ処理を説明するための図である。実施の形態１においては、カプセル型内視鏡１０から交番磁界を間欠的に発生させるため、交番磁界が連続的である場合と比較して、検出データにおける周波数分布が広がってしまう。従って、交番磁界を正しく検出するためには、受信帯域幅も相応に広げる必要があるが、逆にノイズの増加にもつながってしまう。

このような場合、一般的には、包絡線を復元するため、交番磁界の発生周期Ｔ₀のうち、周波数Ｆ₀の交番磁界が発生する期間τ₁に対応する帯域（−１／τ₁）〜（＋１／τ₁）、即ち、２／τ₁を最小限の必要帯域として通過させるフィルタが使用される。なお、帯域を完全にカットできるフィルタは存在しないので、実際には、ロールオフフィルタが使用される。

しかしながら、カプセル型内視鏡１０の位置検出のためには、包絡線の情報ではなく、搬送波成分の振幅を正確に検出することが要求されるため、むしろ、包絡線成分を排除した方が信号処理の効率を上げることができる。そこで、実施の形態１においては、ＦＦＴ窓フィルタとして、周波数Ｆ₀を中心とし、帯域幅２／τ₁よりも狭い帯域を通過させるフィルタを用いる。

図１１（ａ）は、ＦＦＴ窓フィルタの一例である窓関数（ハミングウィンドウ）の特性を示すグラフであり、図１１（ｂ）は、ＦＦＴ窓フィルタ処理後の信号に対するＦＦＴ処理により抽出された周波数スペクトルを示すグラフである。なお、図１１（ｂ）の横軸においては、中心周波数Ｆ₀の座標を基準（＝０）としている。

搬送波成分の振幅を検出する際には、基本的に、交番磁界の周波数Ｆ₀の信号を取得すれば良いので、サンプリング周波数を周波数Ｆ₀に対して設定する。具体例として、サンプリング定理に倣って、サンプリング周波数を２Ｆ₀とすると、サンプル長はＮ／２Ｆ₀（Ｎは整数）となる。そして、検出データの取り込み開始の後、Ｎ＝１．０の時点で取り込みをやめるようにすれば、周波数Ｆ₀の成分を効率よく取得することができる。即ち、サンプル長Ｎ／２Ｆ₀を駆動期間τ₁相当に設定すれば良い。なお、図１１（ａ）に示すハミングウィンドウを用いた場合、図１１（ｂ）に示す周波数スペクトルでは、振幅−３ｄＢにおける帯域幅は１．３／τ₁となる。

なお、ＦＦＴ窓は、本来は、非周期信号を無理やり切り取ったＦＦＴ解析を行うことによって生じる波形の不連続性に起因するスペクトルリークと呼ばれる誤検出を防ぐために用いられる。しかしながら、ＦＦＴ窓は、入力信号の始まりと終わりをゼロにし、その間をなだらかにつなぐ時間波形にもなるため、図１１（ａ）に示すハミングウィンドウの他にも、間欠的な波形のうち、検出データにおける立ち上がり及び立ち下りの矩形部分の周波数情報を意図的に削除できるものであれば使用可能である。

このようなＦＦＴ窓フィルタ処理を行うことにより、ＦＦＴ処理によって必要な信号のみを無駄なく取り出すことができる。なお、このように帯域制限を行うフィルタ処理は、ＦＦＴ処理の前段に限らず、信号処理部２６において行っても良い。或いは、複数のブロックにおける合成処理によって行っても良い。また、図１０においては、駆動期間τ₁が駆動停止期間τ₂よりも短い場合について説明したが、反対に、駆動停止期間τ₂の方を短くしても良い。この場合、上記説明において、τ₁とτ₂とを読み替えれば良い。

続くステップＳ６において、制御部２８は、位置情報生成部２８２により生成されたカプセル型内視鏡１０の位置情報を記憶部２７に記憶させる。その後、カプセル型医療システム１の動作は終了する。

以上説明したように、実施の形態１によれば、カプセル型内視鏡１０において、送信コイル１５ａから交番磁界を間欠的に発生させるので、位置検出装置２０におけるカプセル型内視鏡１０の位置検出精度を低下させることなく、電源部（電池）１４０の電力消費を抑えることができる。従って、カプセル型内視鏡１０の動作時間を延ばすことが可能となる。また、送信コイル１５ａを駆動させるための磁界を外部から印加する必要もなくなるので、カプセル型医療システム１の大型化を防ぐことができる。

また、実施の形態１によれば、位置検出装置２０は、カプセル型内視鏡１０から間欠的に発生する交番磁界に基づく検出信号のうち、交番磁界の発生時期に対応する期間の検出信号のみに基づいてカプセル型内視鏡１０の位置算出を行うので、信号処理部２６及び位置情報生成部２８２における処理量をトータルで低減し、処理の効率を向上させると共に、消費電力を抑制することが可能となる。

（変形例１）
次に、実施の形態１の変形例１について説明する。
カプセル型内視鏡１０において、送信コイル１５ａの駆動周期Ｔ₀を撮像部１１３及び送信部１３０の動作と同期させても良い。より詳細には、図１２に示すように、駆動周期Ｔ₀を撮像部１１３による撮像周期及び送信部１３０による画像データの送信周期と等しくし、撮像及び画像データの送信を行っている間は、送信コイル１５ａを駆動させないこととする。この場合、カプセル型内視鏡１０における最大消費電力を抑制することができ、一般的な電池のように瞬間最大消費電流に制限があるデバイスにより電力を供給する場合であっても、カプセル型内視鏡１０の各部に効率的に電力を供給することが可能となる。

（実施の形態２）
次に、本発明の実施の形態２について説明する。
上記実施の形態１においては、カプセル型内視鏡１０から交番磁界を間欠的に発生し、位置検出装置２０において、交番磁界の検出信号のうち、交番磁界がオンの期間における検出信号を用いてカプセル型内視鏡１０の位置算出処理を行った。ところが、カプセル型内視鏡１０と位置検出装置２０とは互いに別体であり、共通のクロックで制御することができない。このため、送信コイル１５ａの駆動タイミング（交番磁界の発生タイミング）と位置算出処理の完了タイミングとの遅延時間が、そのときどきで変化してしまう場合がある。例えば、図１３に示すように、交番磁界の発生周期Ｔ₀と交番磁界の検出周期Ｔ_DTCとが異なる場合、位置算出の開始タイミングと磁界発生期間の終点との差が累積し、遅延時間Ｔ_DLが変化してしまう。なお、実施の形態２においては、交番磁界の１回の検出周期Ｔ_DTCの開始後、交番磁界の発生がオンとなってから（既に発生している場合には検出周期Ｔ_DTCの開始時から）、オフとなるまでの期間ΔＴの中間時刻ｔ_MIDにおける磁界情報に基づいて位置算出を行うこととし、中間時刻ｔ_MIDとその後で開始された位置算出処理が終了する時刻との差を遅延時間Ｔ_DLとしている。

しかしながら、位置検出装置２０において算出したカプセル型内視鏡１０の位置情報をフィードバックしてカプセル型内視鏡１０の位置制御に用いる場合、このような遅延時間Ｔ_DLは一定で、且つ短い方が好ましい。また、カプセル型内視鏡１０においては、撮像時刻に対する交番磁界の発生時刻の遅延も生じているため、やはり、位置検出装置２０側における遅延時間Ｔ_DLにばらつきが生じたり、遅延時間Ｔ_DLが長くなったりすると、体内画像の撮像時におけるカプセル型内視鏡１０の位置を正確に把握することができなくなってしまう。

そこで、実施の形態２においては、磁界検出部２１が出力した検出信号の信号値をもとに、交番磁界の発生タイミングと同期して検出信号の取り込みを行うことにより、遅延時間Ｔ_DLの一定化及び短縮化を図っている。

図１４は、実施の形態２に係る位置検出装置が備える信号処理部の構成を示すブロック図である。実施の形態２に係る位置検出装置は、図１に示す位置検出装置本体２２の信号処理部２６の代わりに、図１４に示す信号処理部２６−２を備える。なお、実施の形態２に係るカプセル型医療システム全体の構成、及びカプセル型内視鏡１０の構成は、実施の形態１と同様である。

信号処理部２６−２は、フィルタ部２６１、増幅器２６２、及びＡ／Ｄ変換部２６３に加え、ディジタル変換された検出データを一時的に記憶するメモリ２６４、及び検出データに基づいて交番磁界の間欠タイミングを検出する間欠タイミング検出部２６５を備える。実施の形態２において、ＦＦＴ処理部２８２ａは、間欠タイミング検出部２６５の検出結果に基づき、交番磁界の発生タイミングと同期して、検出データから交番磁界の振幅及び位相等の磁界情報を抽出する。また、位置情報生成部２８２（図１参照）は、信号処理部２６−２から出力されたデータ（磁界情報）に基づき、カプセル型内視鏡１０の位置を算出する。

次に、間欠タイミング検出部２６５の動作について詳しく説明する。
（１）交番磁界の立ち上がりと同期して信号処理を行う場合
間欠タイミング検出部２６５は、磁界検出部２１のうちの１つ以上の受信コイル２１ａから出力される検出信号の信号値が所定の閾値以上となった場合に、交番磁界の発生を検知する。

続いて、間欠タイミング検出部２６５は、図１５に示すように、交番磁界の検出信号の立ち上がりタイミングと同期して、所定の検出期間Ｔ_DTCの間に取得された検出データをメモリ２６４に記憶させる。ＦＦＴ処理部２８２ａは、検出期間Ｔ_DTCの経過後、この間にメモリ２６４に蓄積された検出データに対してＦＦＴ処理を施すことにより交番磁界の磁界情報を抽出し、位置算出部２８２ｂは、抽出された磁界情報に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置を算出する。

この場合、ＦＦＴ処理を含む位置算出開始タイミングと交番磁界の発生期間の終点との差が一定になるため、遅延時間Ｔ_DLも安定する。なお、遅延時間Ｔ_DLの長さそのものは、検出期間Ｔ_DTCの長さに依存する。

（２）交番磁界の立ち下がりと同期して信号処理を行う場合
この場合、Ａ／Ｄ変換部２６３からの出力データは、メモリ２６４に順次記憶される。
間欠タイミング検出部２６５は、磁界検出部２１の全ての受信コイル２１ａから出力される検出信号の信号値が、所定期間、所定の閾値未満（又は、略ゼロ）となった場合に、交番磁界の発生停止を検知する。この際の判断基準となる期間は、交番磁界の発生周期の１／４以上となるように予め設定しておく。それにより、交番磁界における位相がゼロとなった際の誤検出を回避する。

続いて、間欠タイミング検出部２６５は、図１６に示すように、交番磁界の検出信号の立ち下がりタイミングと同期して、所定の検出期間Ｔ_DTC分の検出データをメモリ２６４から遡って読み出す。ＦＦＴ処理部２８２ａは、この間にメモリ２６４から読み出された検出データに対してＦＦＴ処理を施すことにより交番磁界の磁界情報を抽出し、位置算出部２８２ｂは、抽出された磁界情報に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置を算出する。

この場合、ＦＦＴ処理を含む位置算出開始タイミングと交番磁界の発生期間の終点との差が一定（同時）になるため、遅延時間Ｔ_DLも安定する。また、交番磁界の検出信号の立ち下がりと同時に位置算出を開始することができるので、遅延時間Ｔ_DLは最短となる。

なお、上記（１）及び（２）の場合において、交番磁界の検出信号の立ち上がり及び立ち下がりを判断する際の閾値は、磁界検出部２１の出力信号におけるノイズレベルから決定すると良い。或いは、位置検出対象であるカプセル型内視鏡１０が検出空間（磁界検出部２１により磁界を検出可能な領域）に配置されていないときの磁界検出部２１からの出力信号の最大値から決定しても良い。

以上説明したように、実施の形態２によれば、交番磁界の検出信号の立ち上がり又は立ち下がりと同期して位置算出を行うので、磁界発生から位置算出処理の終了までの遅延時間Ｔ_DLを一定にすることができる。また、検出信号の立ち下がりと同期して処理を行う場合には、遅延時間Ｔ_DLを最短にすることができる。

（変形例２−１）
次に、カプセル型内視鏡１０において、送信コイル１５ａを間欠駆動する際のデューティ比を変化させる場合、即ち、図１７に示すように、交番磁界の発生期間Ｔ_a、Ｔ_b、Ｔ_cが互いに異なる場合について説明する。この場合、間欠タイミング検出部２６５は、検出信号の立ち下がりタイミングと同期して、所定の検出期間Ｔ_DTC分の検出データをメモリ２６４から読み出す。ＦＦＴ処理部２８２ａは、この間にメモリ２６４から読み出された検出データに対してＦＦＴ処理を施すことにより磁界情報を抽出し、位置算出部２８２ｂは、抽出された磁界情報に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置を算出する。

ただし、この場合、デューティ比の変化に応じて、遅延時間Ｔ_DLが変化してしまう。そこで、図１８に示すように、間欠タイミング検出部２６５は、交番磁界の検出信号の立ち上がり及び立ち下がりの両方を検出して、デューティ比を算出し、各デューティ比に応じて位置算出結果の出力タイミングを遅延させることにより、遅延時間Ｔ_DLを一定にする。具体的には、ＦＦＴ処理部２８２ａから位置算出部２８２ｂへの磁界情報の出力タイミングを遅延させても良いし、位置算出部２８２ｂからの位置算出結果の出力タイミングを遅延させても良い。

（変形例２−２）
カプセル型内視鏡１０においては、送信コイル１５ａの間欠駆動タイミングを、撮像部１１３の撮像タイミングと同期させても良い。即ち、被検体２内の撮像と位置検出用の交番磁界の発生とを同時に行う。この場合、撮像部１１３による画像データの生成タイミングと、送信コイル１５ａから発生した交番磁界に基づく位置情報の算出タイミングとの遅延時間を短縮することができる。

（実施の形態３）
次に、本発明の実施の形態３について説明する。
カプセル型内視鏡１０（図２参照）においては、照明部１１１の発光素子（ＬＥＤ）を駆動すると、電源電圧が一時的に低下し、送信コイル１５ａから発生する交番磁界の出力が低下してしまう場合がある。ところが、位置検出装置２０においては、所定期間内に検出された交番磁界の信号強度を平均化して用いるため、通常の出力と一時的に減少した出力との間において平均化を行うと、カプセル型内視鏡１０の位置検出精度が低下するおそれがある。そこで、実施の形態３においては、カプセル型内視鏡１０において電源電圧の低下が生じても、当該カプセル型内視鏡１０の位置検出精度に影響を与えることがないように、電源部１４０から磁界発生部１５０への電圧の入力を制御部１２０が制御する。

（制御例１）
図１９は、本制御例１において用いられるカプセル型内視鏡の構成を示す模式図である。図１９に示すカプセル型内視鏡１０Ａは、図２に示すカプセル型内視鏡１０に対し、電源部１４０の電圧値を検出する電圧検出部１６０をさらに備える。電圧検出部１６０が検出した電源部１４０の電圧値（以下、電源電圧ともいう）は、制御部１２０に入力される。

図２０に示すように、ＬＥＤの発光（ＯＮ）により電源電圧（ＶＣＣ）が低下し、この電源電圧が所定の閾値Ｔｈ未満になった際に、制御部１２０は、磁界発生部１５０への電力供給をオフ（ＯＦＦ）にする。また、電源電圧が閾値以上に回復した際に、制御部１２０は、磁界発生部１５０への電力供給をオン（ＯＮ）にする。

それにより、位置検出装置２０においては、交番磁界の発生期間内の安定した検出信号のみに基づいてカプセル型内視鏡１０Ａの位置算出を行うことができる。従って、カプセル型内視鏡１０Ａの位置を正確に検出することが可能となる。

（制御例２）
制御部１２０は、図２１に示すように、ＬＥＤの発光タイミングと同期させて、磁界発生部１５０への電力供給のオン／オフを切り替える。即ち、ＬＥＤの発光により電源電圧が低下し始めるタイミングで、磁界発生部１５０への電力供給をオフにし、ＬＥＤの発光が終了して電源電圧が回復したタイミングで、磁界発生部１５０への電力供給をオンにする。

この場合も、位置検出装置２０においては、交番磁界の発生期間内の安定した検出信号のみに基づいてカプセル型内視鏡１０Ａの位置算出を行うことができ、カプセル型内視鏡１０Ａの位置を正確に検出することが可能となる。

（制御例３）
図２２に示すように、ＬＥＤの発光タイミングと電源電圧が低下するタイミングとは、互いに一致しているとは限らない。そこで、制御部１２０は、磁界発生部１５０への電力供給のオン／オフの切り替えを、ＬＥＤの発光タイミングと同期させると共に、電力供給オフの期間を、ＬＥＤの発光期間よりも長めに設定する。電力供給オフの期間は、ＬＥＤの発光開始後の所定期間としても良いし、ＬＥＤの発光期間及びその前後の所定期間を含めても良い。

このように、交番磁界の出力オフの期間をＬＥＤの発光期間よりも長めに取ることにより、位置検出装置２０においては、より安定した検出信号のみに基づいて位置算出処理を実行することができる。

（制御例４）
制御部１２０は、図２３に示すように、ＬＥＤの発光の立ち上がりを検出し、この立ち上がりタイミングに合わせて、磁界発生部１５０への電力供給をオフにする。その後、ＬＥＤの発光時間よりも長い所定時間が経過してから磁界発生部１５０への電力供給をオンにする。

このように、ＬＥＤが実際に発光した期間はすべて、交番磁界の出力をオフにすることにより、位置検出装置２０においては、より安定した検出信号のみに基づき、効率よく位置算出処理を実行することができる。

（制御例５）
位置検出装置２０側において、ＦＦＴ処理部２８２ａは窓関数を使用することによりＦＦＴ処理結果を最適化している。即ち、磁界発生部１５０が発生した交番磁界の検出信号の全てを用いて位置算出を行っているわけではない。そこで、図２４に示すように、カプセル型内視鏡１０Ａにおいて、交番磁界の検出信号を位置算出に使用しないタイミングでＬＥＤを発光させても良い。言い換えると、ＬＥＤの発光タイミングの前後の所定時間では、交番磁界の検出を行わないことにする。

そのためには、例えば、交番磁界の信号レベルをカプセル型内視鏡１０Ａにおいて直接検知し、該信号レベルが所定レベル以下になったとき、又は信号レベルが所定レベル以下になった時間が所定の長さ続いたときにＬＥＤを発光させても良い。或いは、カプセル型内視鏡１０Ａに外部から同期信号を別途送信し、該同期信号と同期してＬＥＤを発光させても良い。これらの場合、位置検出装置２０においては、磁界出力が安定している期間内の検出信号のみを用いて位置算出を行うことができるので、正確な位置情報を取得することが可能となる。

なお、上記制御例１〜５においては、磁界発生部１５０への電力供給をＬＥＤの発光タイミングと同期させたが、撮像部１１３における撮像タイミングや、送信部１３０からの無線信号の送信タイミングと同期させても良い。この場合、撮像素子の駆動や無線信号の送信に起因する電源電圧の低下による磁界出力の減少が位置算出処理に及ぼす影響を低減することができる。

（変形例３）
実施の形態１〜３において説明したカプセル型内視鏡１０、１０Ａにおける送信コイル１５ａの配置は、撮像部１１３の視界を妨げることなく、且つ送信コイル１５ａの有効面積を大きく取ることができれば、特に限定されない。図２５は、送信コイル１５ａの第１の配置例を示す側面図である。図２５に示すように、送信コイル１５ａの中心軸の方向を筐体１０１の長軸に合わせ、胴部１０２の外周に沿って送信コイル１５ａを巻回しても良い。この場合、一点鎖線で示す送信コイル１５ａの有効面積Ｓを、送信コイル１５ａを胴部１０２の内周に巻回する場合よりも大きくすることができ、コイルの効率を高くすることができる。

図２６は、送信コイル１５ａの第２の配置例を示す側面図である。図２６に示すように、送信コイル１５ａの中心軸が筐体１０１の長軸に対して斜めになるように、胴部１０２の外周に送信コイル１５ａを巻回させても良い。この場合、送信コイル１５ａの有効面積Ｓをさらに大きくすることができる。

図２７は、送信コイル１５ａの第３の配置例を示す側面図である。図２８は、送信コイル１５ａの第４の配置例を示す側面図である。送信コイル１５ａの中心軸が筐体１０１の長軸に対して斜めになるように送信コイル１５ａを巻回する場合、送信コイル１５ａが胴部１０２の両端のドーム部１０３、１０４にかかっても良い。この際、当該カプセル型内視鏡１０、１０Ａの両端に撮像部１１３がそれぞれ設けられている場合、図２７に示すように、撮像部１１３の撮像視野ｖを妨げないように、ドーム部１０３、１０４の中心部近傍を避けて送信コイル１５ａを巻回すると良い。一方、カプセル型内視鏡の一方の端部（例えばドーム部１０３側）のみに撮像部１１３が設けられている場合、図２８に示すように、撮像部が配置されていないドーム部１０４側においては、ドーム部１０４の中心部を送信コイル１５ａで覆ってもかまわない。

図２９（ａ）は、送信コイル１５ａの第５の配置例を示す側面図であり、図２９（ｂ）は、同斜視図である。ここで、送信コイル１５ａは、必ずしも同一平面上において巻回する必要はない。例えば、図２９に示すように、送信コイル１５ａを、胴部１０２の一端において外周に沿って半周だけ巻回させ、胴部１０２の中心軸方向に沿って他端まで延ばし、該他端において胴部１０２の上記一端側とは異なる側の外周に沿って半周だけ巻回させた後、胴部１０２の中心軸方向に沿って胴部１０２の一端まで延ばすといった巻回方法も可能である。この場合、送信コイル１５ａの有効面積Ｓをさらに大きくすることができる。

図３０（ａ）は、送信コイル１５ａの第６の配置例を示す側面図であり、図３０（ｂ）は、同斜視図である。この配置例においては、第５の配置例と異なり、胴部１０２の両端において、送信コイル１５ａを同じ側に半周だけ巻回させている。この場合も、送信コイル１５ａの有効面積Ｓを広く取ることが可能となる。

以上説明した実施の形態及び変形例は、本発明を実施するための例にすぎず、本発明はこれらに限定されるものではない。また、本発明は、各実施の形態や変形例に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせることによって、種々の発明を生成することができる。本発明は、仕様等に応じて種々変形することが可能であり、更に本発明の範囲内において、他の様々な実施の形態が可能であることは、上記記載から自明である。

（付記１）
被検体内に導入されて使用され、位置検出用の磁界を発生するカプセル型医療装置と、前記磁界に基づいて前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置とを備えるカプセル型医療システムにおいて用いられるカプセル型医療装置であって、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
前記被検体内を照明する照明手段及び該照明手段により照明された前記被検体内を撮像する撮像手段とを有し、前記電池から電力の供給を受けて前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、
を備え、
前記制御手段は、前記照明手段の動作に応じて、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行う、
ことを特徴とするカプセル型医療装置。

（付記２）
被検体内に導入されて使用され、位置検出用の磁界を発生するカプセル型医療装置と、前記磁界に基づいて前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置とを備えるカプセル型医療システムにおいて用いられるカプセル型医療装置であって、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
前記被検体内を撮像して画像データを生成する撮像手段を有し、前記電池から電力の供給を受けて前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、
前記撮像手段によって生成された画像データを無線送信する送信手段と、
を備え、
前記制御手段は、前記撮像手段と前記送信手段との少なくとも一方の動作に応じて、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行う、
ことを特徴とするカプセル型医療装置。

（付記３）
被検体内に導入されて使用され、位置検出用の磁界を発生するカプセル型医療装置であって、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
前記電池から電力の供給を受けて前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、
を備えるカプセル型医療装置と、
前記磁界に基づいて前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を有する位置検出装置と、
を備え、
前記制御手段は、前記情報取得手段の動作と同期して、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行う、
ことを特徴とするカプセル型医療システム。

（付記４）
前記処理手段は、前記磁界検出手段により所定値以上の強度の磁界が検出された場合に、前記処理を実行する、ことを特徴とする付記３に記載のカプセル型医療システム。

（付記５）
被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
を有するカプセル型医療装置と、
前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を有する位置検出装置と、
を備え、
前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行い、
前記処理手段は、前記磁界検出手段が所定の強度を超える磁界を検出した際に、前記処理を開始し、前記磁界検出手段が出力した検出信号のうち、強度が所定値以上である検出信号を用いて前記処理を実行する、
ことを特徴とするカプセル型医療システム。

（付記６）
被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
前記カプセル型医療装置は、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、
を有するカプセル型医療装置と、
前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を有する位置検出装置と、
を備え、
前記制御手段は、前記情報取得手段が動作していない間に、前記電池から前記磁界発生手段に電力を間欠的に供給させる、
ことを特徴とするカプセル型医療システム。

（付記７）
被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
前記カプセル型医療装置は、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
前記被検体内に関する情報を取得する情報取得手段と、
を有するカプセル型医療装置と、
前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を有する位置検出装置と、
を備え、
前記制御手段は、前記情報取得手段が動作している間に、前記電池から前記磁界発生手段に電力を間欠的に供給させる、
ことを特徴とするカプセル型医療システム。

（付記８）
前記情報取得手段は、前記被検体内を撮像して画像データを生成する撮像手段を含み、
前記カプセル型医療装置は、前記撮像手段が生成した画像データを無線送信する送信手段をさらに有することを特徴とする付記６又は７に記載のカプセル型医療システム。

（付記９）
被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
前記カプセル型医療装置は、
電池と、
前記電池から電力の供給を受けて交番磁界を発生する磁界発生手段と、
前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
を有するカプセル型医療装置と、
前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記磁界発生手段が発生した交番磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を有する位置検出装置と、
を備え、
前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行い、
前記処理手段は、前記検出信号に対し、前記交番磁界の中心周波数を含む所定の帯域幅を有する周波数帯域の信号を通過させるフィルタ手段を含む、
ことを特徴とするカプセル型医療システム。

（付記１０）
前記処理手段は、前記検出信号に対して高速フーリエ変換処理を施すＦＦＴ処理手段を含み、
前記フィルタ手段は前記ＦＦＴ処理手段の前段に設けられた窓関数フィルタであり、
前記交番磁界の１周期あたりの発生期間をτ₁とするとき、前記窓関数フィルタにおける窓関数の周波数帯域は２／τ₁よりも狭いことを特徴とする付記９に記載のカプセル型医療システム。

（付記１１）
被検体内に導入されて使用され、内蔵する電池から電力供給を受けて磁界を発生するカプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
前記カプセル型医療装置は前記磁界を間欠的に発生し、
前記カプセル型医療装置から発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
前記磁界検出手段が出力した前記検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
を備え、
前記処理手段は、間欠的に発生する前記磁界に応じた前記検出信号の立ち上がりタイミングと立ち下がりタイミングとの少なくとも一方を検出して、前記処理を開始する、
ことを特徴とする位置検出装置。

（付記１２）
前記処理手段は、前記検出信号の立ち上がりタイミングを検出した後に続く所定期間内に前記磁界検出手段から出力された検出信号を用いて前記処理を実行する、ことを特徴とする付記１１に記載の位置検出装置。

（付記１３）
前記磁界検出手段から出力された検出信号を記憶する記憶手段をさらに備え、
前記処理手段は、前記検出信号の立ち下がりタイミングを検出した後、該立ち下がりタイミングから所定期間分だけ前の期間の検出信号を前記記憶手段から遡って取得し、取得した検出信号を用いて前記処理を実行する、
ことを特徴とする付記６に記載の位置検出装置。

１ カプセル型医療システム
２ 被検体
１０、１０Ａ カプセル型内視鏡
１０１ 筐体
１０２ 胴部
１０３、１０４ ドーム部
１１０ 撮像ユニット
１１１ 照明部
１１２ 光学系
１１３ 撮像部
１２０ 制御部
１３０ 送信部
１４０ 電源部
１５０ 磁界発生部
１５ａ 送信コイル
１５ｂ コンデンサ
１５１ 共振回路
１５２ 信号発生部
１５３ 駆動部
１６０ 電圧検出部
２０ 位置検出装置
２１ 磁界検出部
２１ａ 受信コイル
２２ 位置検出装置本体
２３ 入力部
２４ 出力部
２５ 受信部
２５ａ アンテナ
２６、２６−２ 信号処理部
２６１ フィルタ部
２６２ 増幅器
２６３ Ａ／Ｄ変換部
２６４ メモリ
２６５ 間欠タイミング検出部
２７ 記憶部
２８ 制御部
２８１ 画像処理部
２８２ 位置情報生成部
２８２ａ ＦＦＴ処理部
２８２ｂ 位置算出部
３０ 載置台

Claims (5)

1. 被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
   電池と、
   前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
   前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
   を有するカプセル型医療装置と、
   前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
   前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
   前記磁界検出手段が出力した検出信号のうち、強度が所定値以上である検出信号を用いて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
   前記磁界検出手段から出力された検出信号を記憶する記憶手段と、
   を有する位置検出装置と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行い、
   前記処理手段は、前記検出信号の立ち上がりタイミングと立ち下がりタイミングとのうち少なくとも立ち下がりタイミングを検出して、前記処理を開始し、前記検出信号の立ち下がりタイミングを検出した後、該立ち下がりタイミングから所定期間分だけ前に遡った期間の検出信号を前記記憶手段から取得し、取得した検出信号を用いて前記処理を実行する、
   ことを特徴とするカプセル型医療システム。
2. 被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
   電池と、
   前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
   前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
   を有するカプセル型医療装置と、
   前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
   前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
   前記磁界検出手段が出力した検出信号に基づいて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を、所定の周期で所定期間実行する処理手段と、
   を有する位置検出装置と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に、１回の電力供給の期間の長さが、前記処理手段が前記処理を２回実行する期間以上となるように、間欠的に電力供給がなされるように制御を行う、
   ことを特徴とするカプセル型医療システム。
3. 被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
   電池と、
   前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
   前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
   を有するカプセル型医療装置と、
   前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
   前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
   前記磁界検出手段が出力した検出信号に基づいて、前記検出信号に対する高速フーリエ変換処理を含み、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を、所定の周期で所定期間実行する処理手段と、
   を有する位置検出装置と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に、１回の電力供給の期間の長さが、前記処理手段が前記高速フーリエ変換処理を２回実行する期間以上となるように、間欠的に電力供給がなされるように制御を行う、
   ことを特徴とするカプセル型医療システム。
4. 被検体内に導入されて使用されるカプセル型医療装置であって、
   電池と、
   前記電池から電力の供給を受けて磁界を発生する磁界発生手段と、
   前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を制御する制御手段と、
   を有するカプセル型医療装置と、
   前記カプセル型医療装置の位置を検出する位置検出装置であって、
   前記磁界発生手段が発生した磁界を検出して、検出信号を出力する磁界検出手段と、
   前記磁界検出手段が出力した検出信号のうち、強度が所定値以上である検出信号を用いて、前記カプセル型医療装置の位置を算出するための処理を実行する処理手段と、
   を有する位置検出装置と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記電池から前記磁界発生手段に間欠的に電力供給がなされるように制御を行うと共に、前記電池から前記磁界発生手段への電力供給を開始させる際に、該開始を示す特定のパターンで電力供給を実行させ、
   前記処理手段は、前記磁界検出手段が前記パターンで変化する磁界を検出した際に、前記処理を開始する、
   ことを特徴とするカプセル型医療システム。
5. 前記カプセル型医療装置は、
   円筒状をなす胴部と、該胴部の端部に設けられた少なくとも１つのドーム部とを有する筐体と、
   前記筐体内から前記少なくとも１つのドーム部を介して前記筐体外を撮像する撮像手段と、
   をさらに有し、
   前記磁界発生手段は、電流が流れることにより磁界を発生するコイルと、前記コイルを駆動する駆動手段と、
   を有し、
   前記コイルは、前記筐体の中心軸に対して傾いた軸を中心とし、径が前記胴部の直径よりも大きく、且つ、前記撮像手段の視野を妨げない位置に巻回されている、又は、前記胴部の中心軸と平行な部分と、前記胴部の円周方向に沿った部分とを含み、前記筐体の外周に巻回されている、
   ことを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載のカプセル型医療システム。

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