WO2010061893A1 - 位置検出システムおよび位置検出方法 - Google Patents

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WO2010061893A1
WO2010061893A1 PCT/JP2009/069960 JP2009069960W WO2010061893A1 WO 2010061893 A1 WO2010061893 A1 WO 2010061893A1 JP 2009069960 W JP2009069960 W JP 2009069960W WO 2010061893 A1 WO2010061893 A1 WO 2010061893A1
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drive
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coil
signal
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敦志 木村
良次 佐藤
淳 千葉
隆広 飯田
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オリンパスメディカルシステムズ株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a position detection system and a position detection method, and more particularly to a position detection system and a position detection method for detecting the position of a capsule-type in-subject introduction device introduced into a subject using a magnetic field.
  • capsule-type intra-subject introduction devices (hereinafter referred to as capsule endoscopes) equipped with an image sensor have been developed.
  • a capsule endoscope is introduced into a subject by oral means, for example, and images the inside of the subject, and the obtained image (hereinafter referred to as an in-subject image) is transmitted wirelessly to an extracorporeal device arranged outside the subject.
  • the operator can diagnose the symptom and the like of the subject by visually confirming the in-subject image received by the extracorporeal device.
  • Such a capsule endoscope cannot normally move within the subject itself, but moves within the subject by peristaltic movement of the digestive organ of the subject. For this reason, there are cases where the observation ability is inferior compared with an endoscope such as a fiberscope that allows an operator to freely select an observation site to some extent.
  • Patent Document 1 shown below exists as a technique for solving such a drawback.
  • a capsule endoscope is provided from the outside of the subject by applying a magnetic field (hereinafter referred to as a guidance magnetic field) to the capsule endoscope having a magnetic field generating means such as a permanent magnet from the outside of the subject. It becomes possible to positively control the posture and movement of the robot.
  • a guidance magnetic field a magnetic field generating means such as a permanent magnet
  • a resonance circuit (hereinafter referred to as an LC resonance circuit) including a coil (L) and a capacitor (C) is provided in a capsule endoscope, and the LC resonance circuit is a magnetic field applied from the outside.
  • the position and orientation of the capsule endoscope are detected by detecting a resonant magnetic field generated by the following (hereinafter referred to as a drive magnetic field).
  • a method for deriving information such as position and orientation from a resonance magnetic field generated by applying a drive magnetic field to the LC resonance circuit from the outside is referred to as a passive method.
  • the passive method has an advantage that the power consumption in the capsule endoscope can be suppressed.
  • the magnetic field sensor of the extracorporeal unit detects the driving magnetic field used for induction of the LC resonance circuit in addition to the resonance magnetic field emitted from the LC resonance circuit. For this reason, in order to detect the exact position of the capsule endoscope, it is necessary to eliminate the influence of the driving magnetic field.
  • the influence of the drive magnetic field is, for example, when the influence of the drive magnetic field generated in the absence of the LC resonance circuit is detected by a magnetic field sensor and the position of the capsule endoscope (LC resonance circuit) is actually detected.
  • the drive magnetic field component detected in advance can be removed by subtracting the magnetic field component detected by the magnetic field sensor by vector calculation.
  • the drive magnetic field generator that generates the drive magnetic field is composed of a set of signal generator, drive unit, and drive coil, the position detection accuracy can be obtained even if some fluctuation occurs in the drive magnetic field. There is no significant impact on This is because the strength of the resonant magnetic field varies in proportion to the strength of the driving magnetic field.
  • an object of the present invention is to provide a position detection system and a position detection method capable of stable and accurate position detection using feedback control.
  • a position detection system includes an in-subject introduction device arranged in a state of being introduced into a subject in a detection space, an external device arranged outside the subject,
  • the in-subject introduction device has a resonance circuit that emits a resonance magnetic field by being induced by the drive magnetic field input from the outside, and the external device has a predetermined frequency.
  • a drive coil driving unit that outputs the drive signal, a drive coil that inputs the output drive signal to form the drive magnetic field in the detection space, and a sense that detects the resonance magnetic field and outputs a detection signal
  • a coil a position deriving unit that derives position information of the resonance circuit using the detection signal
  • a current detection unit that detects a current amplitude value of the drive signal input to the drive coil
  • the amplitude value of the drive signal to be output to the drive coil drive unit is calculated using the value
  • the stability of the drive magnetic field is detected based on the calculated amplitude value, and based on the detected stability of the drive magnetic field
  • a drive magnetic field generation control unit that controls the position deriving unit.
  • the drive magnetic field generation control unit calculates a difference between the previously calculated amplitude value and the currently calculated amplitude value, and compares the difference with a preset reference value.
  • the comparison result signal is output as a comparison result signal indicating the stability to the position deriving unit, and the position deriving unit inputs the detection signal from the sense coil based on the input comparison result signal.
  • the derived position information is validated or invalidated.
  • the detection signal inputted from the sense coil or the derivation It is characterized by validating the positional information.
  • the position derivation unit is input with a position calculation unit that derives the position information based on an average value for the first predetermined number of times of the detection signal input from the sense coil. And an averaging number increasing / decreasing unit that increases or decreases the first predetermined number of times based on the comparison result signal.
  • the averaging number increasing / decreasing unit continuously inputs the comparison result signal indicating that the difference is equal to or less than the reference value to the position deriving unit for a second predetermined number of times or more. The first predetermined number of times is reduced.
  • the external device switches the drive coil to which the plurality of drive coils and the drive coil drive unit are electrically connected to any one of the plurality of drive coils.
  • a switching control unit that controls the driving coil switching unit to switch the driving coil to which the driving coil driving unit is electrically connected to any one of the plurality of driving coils, and the switching control.
  • the drive coil switching unit is controlled to electrically connect the drive coil drive unit to the drive coils. It is characterized by switching to either.
  • the external device switches the drive coil to which the plurality of drive coils and the drive coil drive unit are electrically connected to any one of the plurality of drive coils.
  • a switching control unit that controls the driving coil switching unit to switch the driving coil to which the driving coil driving unit is electrically connected to any one of the plurality of driving coils, and the driving magnetic field
  • the generation control unit outputs the stability detected by comparing the difference and the reference value to the switching control unit as a comparison result signal, and the switching control unit receives the input comparison result signal.
  • the drive coil switching unit is controlled to connect the drive coil to which the drive coil drive unit is electrically connected to the plurality of drive coils. Characterized in that to switch to one of the.
  • the in-subject introduction device has a magnetic field generation unit that generates a constant magnetic field, and the external device outputs a guidance signal having a frequency different from the predetermined frequency.
  • An output unit, and a guidance coil that inputs the output guidance signal to form a guidance magnetic field in the detection space, and the guidance signal output unit is detected by the drive magnetic field generation control unit When the stability of the driving magnetic field is low, the guidance signal is output to generate the guidance magnetic field in the guidance coil.
  • the in-subject introduction device has a magnetic field generation unit that generates a constant magnetic field, and the external device outputs a guidance signal having a frequency different from the predetermined frequency.
  • An output unit, and a guidance coil that inputs the output guidance signal to form a guidance magnetic field in the detection space, and the guidance signal output unit is detected by the drive magnetic field generation control unit When the stability of the driving magnetic field is high, the guidance signal is output to generate the guidance magnetic field in the guidance coil.
  • the position detection method is a position detection method for detecting the position in the subject of the in-subject introduction device provided with the resonance circuit that emits the resonance magnetic field by being induced by the driving magnetic field input from the outside.
  • the method includes: a drive magnetic field forming step for forming the drive magnetic field by inputting a drive signal of a predetermined frequency to the drive coil; a resonance magnetic field detection step for detecting the resonance magnetic field; and a resonance magnetic field detection step.
  • a position deriving step for deriving position information of the in-subject introduction device from the resonance magnetic field, a current detecting step for detecting a current amplitude value of the drive signal input to the drive coil, and the current amplitude value.
  • the drive magnetic field generation control step calculates a difference between the previously calculated amplitude value and the currently calculated amplitude value, and compares the difference with a preset reference value.
  • the position deriving step is derived in the resonance magnetic field detected in the resonance magnetic field detecting step or in the position deriving step based on a comparison result between the difference in the driving magnetic field generation control step and the reference value.
  • the position information is valid or invalid.
  • the position deriving step derives the position information based on an average value of the resonance magnetic field detected in the resonance magnetic field detection step for a first predetermined number of times. And an averaging number increasing / decreasing step for increasing / decreasing the first predetermined number of times based on a comparison result between the difference and the reference value in the driving magnetic field generation control step.
  • the stability of the drive magnetic field formed by the drive coil can be detected, and the amplitude of the drive signal output from the drive coil drive unit can be feedback controlled according to this stability.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a schematic configuration of a position detection magnetic guidance system according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the capsule medical device according to Embodiment 1 or 2 of the present invention.
  • FIG. 3 is an external view showing a schematic configuration of the capsule medical device according to Embodiment 1 or 2 of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a schematic configuration of the current detection unit according to the first or second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is an equivalent circuit diagram showing a schematic configuration of the CST circuit according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a functional block diagram showing a schematic configuration of a drive magnetic field generation control unit realized in the control unit according to Embodiment 1 or 2 of the present invention.
  • FIG. 7 is a timing chart for explaining an outline of PID control according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a schematic operation of the position calculation unit according to the first modification of the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a schematic operation when the position calculation unit increases or decreases the number of data sets in the second modification of the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a timing chart showing an outline of PID control and amplitude control according to the third modification of the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is an equivalent circuit diagram showing a schematic configuration of the sense coil according to the fourth modification of the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a connection relationship among the drive coil, the drive coil drive unit, and the ammeter according to the fifth modification of the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a schematic diagram showing a schematic configuration of a position detection magnetic guidance system according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 14 is a timing chart showing an outline of PID control, switching control, and amplitude control according to the second embodiment of the present invention.
  • each drawing only schematically shows the shape, size, and positional relationship to the extent that the contents of the present invention can be understood. Therefore, the present invention is illustrated in each drawing. It is not limited to only the shape, size, and positional relationship. Moreover, in each figure, a part of hatching in a cross section is abbreviate
  • Embodiment 1 ⁇ Embodiment 1>
  • the present embodiment is for avoiding an increase in error included in the derived position detection result when feedback control is performed on a drive magnetic field generator 220A (see FIG. 1) described later. Enables stable and accurate position detection in the position detection magnetic guidance system 1 using feedback control.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a schematic configuration of a position detection magnetic guidance system 1 according to the present embodiment.
  • the position detection magnetic guidance system 1 includes a detection space K that accommodates a subject into which a capsule medical device 10 as an in-subject introduction device is introduced, and a capsule medical device in the detection space K. 10 and an external device 200 for guiding the capsule medical device 10 in the direction and direction desired by the operator.
  • Capsule type medical device The capsule type medical device 10 generates a magnetic field for guiding the capsule type medical device 10 using a resonance magnetic field generation unit 11 that generates a resonance magnetic field for position detection and an external magnetic field (a guidance magnetic field described later).
  • a resonance magnetic field generation unit 11 that generates a resonance magnetic field for position detection and an external magnetic field (a guidance magnetic field described later).
  • an external magnetic field a guidance magnetic field described later.
  • a capsule control unit 13 that controls each unit in the capsule medical device 10, and in-subject information that acquires various information in the subject
  • the acquisition unit 14 the wireless transmission unit 15 that transmits the in-subject information acquired by the in-subject information acquisition unit 14 to the outside of the capsule medical device 10 as a radio signal, and the transmission antenna 15 a as a radio signal from the external device 200
  • a wireless receiving unit 16 and a receiving antenna 16a for receiving various transmitted operation instructions and the capsule for supplying power to each unit in the capsule medical device 10 And an internal power supply 17.
  • the in-subject information acquisition unit 14 includes, for example, an imaging unit 142 that acquires an in-subject image as in-subject information, and an illumination unit 141 that illuminates the subject when the imaging unit 142 images the subject.
  • a signal processing unit 143 that performs predetermined signal processing on the in-vivo image acquired by the imaging unit 142.
  • the imaging unit 142 converts an incident light into an electrical signal to form an image, an objective lens 142c disposed on the light receiving surface side of the imaging element 142a, and an imaging An imaging element driving circuit (not shown) that drives the element 142a.
  • an imaging element driving circuit (not shown) that drives the element 142a.
  • a CCD (Charge Coupled Device) camera, a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) camera, or the like can be used as the imaging element 142a.
  • the image sensor drive circuit drives the image sensor 142 a under the control of the capsule controller 13 and acquires an in-subject image of an analog signal.
  • the image sensor driving circuit outputs the in-subject image of the analog signal read from the image sensor 142 a to the signal processing unit 143.
  • the illumination unit 141 includes a plurality of light sources 141A and a light source drive circuit (not shown) that drives each light source 141A, for example, as shown in FIG.
  • the plurality of light sources 141A are laid out so that the light distribution of the light output from the capsule medical device 10 substantially matches each color component.
  • each light source 141A for example, an LED (Light Emitting Diode) can be used.
  • the light source driving circuit illuminates the inside of the subject by driving the light source 141A in accordance with the driving of the imaging unit 142 under the control of the capsule control unit 13.
  • the signal processing unit 143 performs predetermined signal processing, such as sampling, amplification, and A / D (Analog to Digital) conversion, on the analog in-vivo image input from the imaging unit 142, so that the digital subject An inner image is generated.
  • predetermined signal processing such as sampling, amplification, and A / D (Analog to Digital) conversion
  • sampling, amplification, and A / D (Analog to Digital) conversion on the analog in-vivo image input from the imaging unit 142, so that the digital subject An inner image is generated.
  • the in-subject image that has been subjected to various processes is input to the wireless transmission unit 15.
  • the in-subject information acquisition unit 14 may include a sensor element (not shown) and a sensor element driving circuit that controls driving of the sensor element.
  • the sensor element includes, for example, a thermometer, a pressure gauge, a pH meter, and the like, and appropriately acquires the temperature, pressure, pH value, and the like in the subject as in-subject information.
  • the sensor element driving circuit drives the sensor element to acquire in-subject information and inputs this to the wireless transmission unit 15.
  • the wireless transmission unit 15 is connected to a transmission antenna 15a configured by a coil antenna or the like, and transmits a reference frequency signal for transmission to in-subject information such as an in-subject image input from the signal processing unit 143. After performing various processes such as superimposition, modulation, and up-conversion, the data is transmitted as a radio signal from the transmitting antenna 15a to the external device 200. That is, the wireless transmission unit 15 transmits the in-subject information (for example, the in-subject image) acquired by the in-subject information acquisition unit 14 (for example, the imaging unit) to the external apparatus 200 (for example, the in-subject information transmission unit (for example, the imaging unit)). It also functions as an image transmission unit).
  • in-subject information for example, the in-subject image
  • the external apparatus 200 for example, the in-subject information transmission unit (for example, the imaging unit)
  • the radio receiving unit 16 is connected to a receiving antenna 16a configured by a coil antenna or the like, and receives various operation instructions and the like transmitted as radio signals from the external device 200 via the receiving antenna 16a and receives them. After performing various processing such as filtering, down-conversion, demodulation and decoding on the processed signal, it is output to the capsule controller 13.
  • the capsule control unit 13 is configured by, for example, a CPU (Central Processing Unit), an MPU (Microprocessor Unit), and the like, and a storage unit (not illustrated) based on various operation instructions input from the external device 200 via the wireless reception unit 16 Each part in the capsule medical device 10 is controlled by reading and executing the program and parameters read out from.
  • a CPU Central Processing Unit
  • MPU Microprocessor Unit
  • storage unit not illustrated
  • the capsule internal power supply 17 includes, for example, a button battery that is a primary battery or a secondary battery, and a power supply circuit that boosts the power output from the button battery and supplies it to each part in the capsule medical device 10. Driving power is supplied to each part in the medical device 10.
  • a permanent magnet can be used for the magnetic field generator 12.
  • the present invention is not limited to this, and any circuit that generates a propulsive force, a rotational force, or the like in the capsule medical device 10 by absorbing the magnetic field from the outside, such as a circuit that generates a magnetic field using an electric current, may be used. .
  • the resonant magnetic field generator 11 includes an LC resonant circuit 111 including a capacitor (C) and an inductor (L) connected in parallel, and a magnetic field having a frequency substantially equal to the resonant frequency F0 input from the outside (hereinafter referred to as a driving magnetic field). ), A resonant magnetic field having a resonant frequency F0 is emitted.
  • the resonance frequency F0 is the resonance frequency of the LC resonance circuit 111 determined by the capacitor (C) and the inductor (L) connected in parallel.
  • each of the above-described parts (11, 12, 13, 14, 15, 15a, 16, 16a and 17) is accommodated in a capsule-type casing 18.
  • the casing 18 has a substantially cylindrical or semi-elliptical spherical shape container 18a having a hemispherical dome shape at one end and an opening at the other end, and a hemispherical shape.
  • the cap 18b seals the inside of the housing 18 in a watertight manner by being fitted into the opening of the container 18a.
  • the case 18 is large enough to be swallowed by a subject, for example.
  • at least the cap 18b is formed of a transparent material.
  • the light source 141A described above is mounted on a circuit board 141B on which the above-described light source driving circuit (not shown) is mounted.
  • the image sensor 142a and the objective lens 142c are mounted on a circuit board (not shown) on which an image sensor drive circuit (not shown) is mounted.
  • the circuit board 141B on which the light source 141A is mounted and the circuit board on which the imaging element 142a is mounted are arranged on the cap 18b side in the housing 18.
  • the element mounting surface of each circuit board is directed to the cap 18b side. Therefore, the imaging / illumination directions of the imaging element 142a and the light source 141A are directed outside the capsule medical device 10 via the transparent cap 18b, as shown in FIG.
  • a plurality of sense coils for detecting the resonance magnetic field generated by the drive coils 224, 224y and 224z that form a substantially uniform drive magnetic field in the detection space K and the LC resonance circuit 111 of the capsule medical device 10 214 and guidance coils 234x, 234y, and 234z for guiding the position and orientation (posture) of the capsule medical device 10 are disposed.
  • the detection space K is provided with a drive coil or a guidance coil (not shown) that forms a pair of the drive coils 224x to 224z and the guidance coils 234x to 234z that face each other with the detection space K interposed therebetween.
  • the opposing coils are omitted, and the illustrated coil is referred to.
  • the drive coil 224x generates a substantially uniform drive magnetic field composed of magnetic field lines extending in the x-axis direction in the detection space K, for example.
  • each of the drive coils 224y and 224z generates a substantially uniform drive magnetic field including magnetic force lines extending in the detection space K in the y-axis direction or the z-axis direction, for example.
  • Each sense coil 214 is a magnetic sensor composed of, for example, three coils capable of detecting the magnetic field strength and direction in the directions of three axes (x axis, y axis, and z axis in FIG. 1).
  • the plurality of sense coils 214 are arranged at a position where the resonance magnetic field generated by the LC resonance circuit 111 is easily detected while being hardly influenced by the drive magnetic field in a two-dimensional array on a plane.
  • a plurality of sense coils 214 are arranged on the bottom surface of the detection space K (the xy plane below the detection space K).
  • each sense coil 214 is not limited to a magnetic sensor formed of a coil, and may be configured of a magnetic sensor formed of, for example, a magnetoresistive element or a magnetic impedance element (MI element).
  • each sense coil 214 can be constituted by a uniaxial magnetic sensor or the like.
  • the guidance coil 234x generates, for example, a substantially uniform guidance magnetic field composed of magnetic field lines extending in the x-axis direction in the detection space K.
  • each of the guidance coils 234y and 234z generates a substantially uniform guidance magnetic field including magnetic force lines extending in the detection space K in the y-axis direction or the z-axis direction, for example.
  • the external device 200 is obtained by a drive magnetic field generator 220A for inputting a signal (hereinafter referred to as a drive signal) for generating a drive magnetic field used in the passive mode to the drive coils 224 to 224z, and the sense coil 214.
  • a position deriving unit 210 for deriving the position and orientation of the capsule medical device 10 from a voltage change (hereinafter referred to as a detection signal), and a guidance magnetic field for controlling the position and orientation of the capsule medical device 10 to the guidance coils 234x to 234z.
  • the operation unit 203 for inputting various operation instructions to the device 10, information on the position and orientation of the capsule medical device 10 (hereinafter referred to as position and direction information), and in-subject information acquired from the capsule medical device 10 are displayed as images ( Display unit 204 that displays the image (including video) and audio, wireless reception unit 205 and reception antenna 205 a that receive in-vivo information transmitted as radio signals from the capsule medical device 10, and capsule medical device 10
  • a radio transmission unit 206 that transmits various operation instructions such as an imaging instruction as a radio signal, and a transmission antenna 206a.
  • the control unit 201 is composed of, for example, a CPU or MPU, and controls each unit in the external device 200 according to a program and parameters read from the memory unit 202.
  • the control unit 201 implements a drive magnetic field generation control unit 201A described later by reading and executing a predetermined program from the memory unit 202, for example. Details of the drive magnetic field generation control unit 201A according to the present embodiment will be described later.
  • the memory unit 202 includes, for example, a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), and the like, and holds programs and parameters executed when the control unit 201 controls each unit.
  • the memory unit 202 appropriately stores position and direction information such as the in-subject image received from the capsule medical device 10 and the position and orientation of the capsule medical device 10 derived by the position deriving unit 210.
  • the operation unit 203 includes, for example, a keyboard, a mouse, a numeric keypad, and a joystick.
  • the operation unit 203 includes various operation instructions for the capsule medical device 10 such as an imaging instruction (including other in-subject information acquisition instructions) and the capsule medical device 10.
  • This is a configuration for an operator to input various operation instructions to the external apparatus 200 such as a movement instruction when guiding the screen and a screen switching instruction for switching a screen displayed on the display unit 204.
  • the switching function of the screen displayed on the display unit 204 is such that the capsule medical device 10 includes a plurality of imaging units 142 and images acquired by the capsule medical device 10 in real time are displayed on the display unit 204. It is good to prepare for the display.
  • the display unit 204 is configured by a display device such as a liquid crystal display, a plasma display, or an LED array, and a subject such as position and direction information of the capsule medical device 10 or an in-subject image transmitted from the capsule medical device 10. Display internal information. Further, the display unit 204 may be equipped with a sound reproduction function using a speaker or the like. The display unit 204 informs the operator of information (including warnings) about various operation guidance and the remaining battery level of the capsule medical device 10 by using this sound reproduction function.
  • the wireless receiving unit 205 is connected to a receiving antenna 205a including a dipole antenna disposed close to the detection space K, and is transmitted as a wireless signal from the capsule medical device 10 via the receiving antenna 205a.
  • the in-subject image or the like is received, and various processes such as filtering, down-conversion, demodulation, and decoding are performed on the received signal, and then output to the control unit 201.
  • the wireless reception unit 205 also functions as an in-subject information receiving unit (for example, an image receiving unit) that receives in-subject information (for example, an in-subject image) transmitted from the capsule medical device 10.
  • the wireless transmission unit 206 is connected to a transmission antenna 206a composed of a dipole antenna or the like disposed in the vicinity of the detection space K, and receives signals such as various operation instructions for the capsule medical device 10 input from the control unit 201. After performing various processes such as superposition, modulation and up-conversion on the reference frequency signal for transmission, this is transmitted from the transmission antenna 206a to the capsule medical device 10 as a radio wave signal.
  • the drive magnetic field generator 220A drives, for example, the drive signal output unit 220x that generates a drive magnetic field of magnetic lines extending in the x-axis direction in the drive coil 224x and the drive magnetic field of magnetic lines extended in the y-axis direction in FIG.
  • a drive signal output unit 220y that generates the coil 224y and a drive signal output unit 220z that generates a drive magnetic field of magnetic lines extending in the z-axis direction in the drive coil 224z are included.
  • the drive signal output unit 220x and the drive coil 224x function as a drive magnetic field generation unit that generates a drive magnetic field of magnetic field lines extending in the x-axis direction, and the drive signal output unit 220y and the drive coil 224y operate in the y-axis direction.
  • the drive signal generator 220z and the drive coil 224z function as a drive magnetic field generator that generates a drive magnetic field of magnetic lines of force extending in the z-axis direction.
  • the present invention is not limited thereto, and a drive magnetic field generation unit that generates a drive magnetic field of magnetic lines of force that are not parallel to the axial direction may be provided.
  • an arbitrary drive signal output unit (the drive signal output unit 220x, the drive signal output unit 220y, or the drive signal output unit 220z) is simply referred to as a drive signal output unit 220.
  • the drive signal output unit 220x includes a signal generation unit 221x, a drive coil drive unit 222x, and a current detection unit 223x.
  • the drive signal output unit 220y and the drive signal output unit 220z include a signal generation unit 221y or 221z, a drive coil drive unit 222y or 222z, and a current detection unit 223y or 223z, respectively.
  • the drive magnetic field generator 220A includes signal generation units 221x to 221z, drive coil drive units 222x to 222z, and current detection units 223x to 223z for each of the drive coils 224x to 224z.
  • reference numerals of arbitrary drive coils 224x to 224z, signal generation units 221x to 221z, drive coil drive units 222x to 222z, and current detection units 223x to 223z are denoted by 224, 221, 222, respectively. And 223.
  • the signal generation unit 221 calculates a signal waveform having a frequency substantially equal to the resonance frequency F0 of the LC resonance circuit 111 in the capsule medical device 10 according to the control signal input from the control unit 201, and a drive signal having this signal waveform Is output to the drive coil drive unit 222.
  • the drive coil drive unit 222 current-amplifies the drive signal input from the signal generation unit 221 and then inputs the amplified drive signal to the drive coil 224 via the current detection unit 223.
  • the drive coil 224 to which the drive signal after amplification is input emits a magnetic field having a frequency substantially equal to the resonance frequency F0 of the LC resonance circuit 111 of the capsule medical device 10, and thereby the LC resonance circuit in the detection space K.
  • a driving magnetic field that excites 111 is formed.
  • the current amplification factor by the drive coil drive unit 222 is set in consideration of the processing capability (for example, dynamic range) of the sense coil 214 and the signal processing unit 211 described later, the S / N ratio of the detection signal obtained by the sense coil 214, and the like. Is done.
  • the current detection unit 223 includes a current sensing transformer (hereinafter referred to as CST) circuit 223A, an amplifier circuit 223B, a bandpass filter (hereinafter referred to as BPF) 223C, and an A / D. (Analog to Digital: hereinafter referred to as A / D) conversion circuit 223D and fast Fourier transform (Fast Fourier Transform: hereinafter referred to as FFT) circuit 223E.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a schematic configuration of the current detection unit 223 according to the present embodiment.
  • the CST circuit 223A includes a primary coil 223a provided between the drive coil drive unit 222 and the drive coil 224, and a secondary coil 223b arranged to face the primary coil 223a.
  • the current flowing in the secondary coil 223b is output from the CST circuit 223A as a signal (hereinafter referred to as a current detection signal) in which the current value of the current input to the drive coil 224 is detected.
  • FIG. 5 is an equivalent circuit diagram showing a schematic configuration of the CST circuit 223A according to the present embodiment.
  • the current detection signal output from the CST circuit 223A is amplified by the amplification circuit 223B, band-limited by the BPF 223C, and then converted from an analog signal to a digital signal by the A / D conversion circuit 223D.
  • the digitized current detection signal is input to the FFT circuit 223E and subjected to fast Fourier transform. Thereby, intensity information (information indicating the magnitude of current: hereinafter referred to as FFT data) of the current detection signal obtained by the CST circuit 223A is acquired.
  • the FFT data output from the FFT circuit 223E is input to the control unit 201.
  • the control unit 201 inputs the input FFT data to a drive magnetic field generation control unit 201A described later.
  • the position deriving unit 210 in the external device 200 performs a predetermined process using information on a magnetic field included in the detection signal detected by the sense coil 214 (hereinafter, this is referred to as magnetic field information), so that the capsule medical device Ten positions and orientations (position and direction information) are derived in substantially real time.
  • the position deriving unit 210 includes a signal processing unit 211 and a position calculation unit 212, for example.
  • the signal processing unit 211 inputs detection signals detected by the plurality of sense coils 214.
  • the signal processing unit 211 appropriately amplifies the input detection signal, band-limits, A / D conversion, and FFT, and outputs a detection signal (FFT data) after each processing.
  • the signal processing unit 211 periodically receives a detection signal (FFT data) from the sense coil 214, performs the signal processing described above on the detection signal (FFT data), and then inputs the detection signal to the position calculation unit 212.
  • the detection signal output from the sense coil 214 is a signal in which magnetic field information such as magnetic field strength and direction is expressed in voltage.
  • Band limitation is executed to remove frequency components that deviate from the resonance frequency F0 by a certain bandwidth or more, such as guidance magnetic field information (hereinafter referred to as guidance magnetic field information) and noise information, from the detection signal.
  • the position calculation unit 212 performs predetermined calculation processing on the detection signal input from the signal processing unit 211, thereby obtaining the current position and direction information of the capsule medical device 10 from the magnetic field information included in the detection signal. To derive. In addition, the position calculation unit 212 outputs the derived position and direction information to the control unit 201.
  • the detection signal input to the position calculation unit 212 has a frequency substantially equal to the resonance frequency F0 in addition to information on the resonance magnetic field emitted from the LC resonance circuit 111 (hereinafter referred to as resonance magnetic field information).
  • Information on unnecessary magnetic fields (hereinafter referred to as unnecessary magnetic fields) (hereinafter referred to as unnecessary magnetic field information) is also included.
  • the unnecessary magnetic field includes a drive magnetic field for exciting the LC resonance circuit 111 in a passive manner, and coils (such as guidance coils 234x to 234z and drive coils 224x to 224z) arranged in the vicinity of the detection space K. The magnetic field excited and emitted by the resonant magnetic field emitted from 111 exists.
  • processing for removing unnecessary magnetic field information is performed on the detection signal output from the signal processing unit 211.
  • processing for removing unnecessary magnetic field information is performed on the detection signal output from the signal processing unit 211.
  • the process of removing drive magnetic field information from the magnetic field information included in the detection signal output from the signal processing unit 211 is performed in the capsule medical device 10 (ie, LC) in the detection space K.
  • the capsule medical device 10 ie, LC
  • the drive coils 224x to 224z without forming the resonance circuit 111
  • Driving the signal processing unit 211 and the position calculation unit 212 in this state Magnetic field information that does not include resonance magnetic field information (hereinafter referred to as calibration information) is derived and retained, and at the time of position detection, the calibration information retained from the magnetic field information included in the detection signal is stored. It can be a process of subtracting by a vector operation.
  • the magnetic field information (unnecessary magnetic field information) generated by the drive coils 224x to 224z and / or the guidance coils 234x to 234z being induced by the resonance magnetic field is removed from the magnetic field information included in the detection signal output from the signal processing unit 211.
  • the processing to be performed includes, for example, a current detection unit that detects a current flowing through each of the driving coils 224x to 224z and / or the guidance coils 234x to 234z.
  • the unnecessary magnetic field information of the unnecessary magnetic field generated by the coil can be calculated, and this can be processed by subtracting the magnetic field information included in the detection signal by vector calculation.
  • the position and direction information output from the position calculation unit 212 is input to the control unit 201.
  • the control unit 201 displays information such as the current position and orientation of the capsule medical device 10 on the display unit 204 using the input position and direction information. As a result, the operator can confirm the current position and orientation of the capsule medical device 10 from the display unit 204.
  • the operator can input an operation instruction for operating the position and orientation of the capsule medical device 10 from the operation unit 203. Furthermore, the operator can input an in-subject information acquisition instruction or the like to the capsule medical apparatus 10 using the operation unit 203.
  • the control unit 201 gives the magnetic field generation unit (permanent magnet) 12 mounted on the capsule medical device 10 from the current position and orientation of the capsule medical device 10 and the target position and orientation input from the operation unit 203.
  • Information including the guidance magnetic field (hereinafter referred to as guidance information) is calculated and input to the guidance signal output unit 230.
  • the guidance signal output unit 230 includes a signal generation unit 231 and a guidance coil driving unit 232.
  • the guidance information calculated by the control unit 201 is input to the signal generation unit 231 in the guidance signal output unit 230.
  • the signal generator 231 calculates a signal waveform necessary for generating a guidance magnetic field according to the input guidance information, and generates and outputs a guidance signal having this signal waveform.
  • the guidance signal output from the signal generation unit 231 is input to the guidance coil driving unit 232.
  • the guidance coil drive unit 232 amplifies the input guidance signal, and then inputs it to the guidance coils 234x to 234z as appropriate.
  • magnetic fields are emitted from the appropriately selected guidance coils 234x to 234z, and a guidance magnetic field for guiding the capsule medical device 10 to a target position and orientation is formed in the detection space K. That is, the guidance signal output unit 230 and the guidance coil 224 function as a capsule guiding unit that guides the capsule medical device 10 to a target position and orientation.
  • FIG. 6 is a functional block diagram showing a schematic configuration of a drive magnetic field generation control unit 201A realized in the control unit 201 according to the present embodiment.
  • the drive magnetic field generation control unit 201A includes a PID control unit 201a, a difference calculation unit 201b, and a comparison unit 201c, and the latest FFT calculated in the current detection unit 223 of each drive signal output unit 220. Data (hereinafter referred to as FFT data for this time) is sequentially input.
  • the memory unit 202 holds a current target value 202a, a PID parameter 202b, a previous amplitude value 202c, and a difference reference value 202d.
  • the drive magnetic field generation control unit 201A (that is, the control unit 201) appropriately stores the current target value 202a, the PID parameter 202b, Reference is made via the bus 201e or the like.
  • the memory unit 202 functions as a previous amplitude value storage unit that stores the amplitude value (previous amplitude value) of the drive signal that the drive magnetic field generation control unit 201A previously output to the signal generation unit 221. Further, a difference for storing a reference value (difference reference value) for a difference between the previous amplitude value stored in the previous amplitude value storage unit and the amplitude value (new amplitude value) newly calculated by the drive magnetic field generation control unit 201A. It functions as a reference value storage unit.
  • the PID control unit 201a inputs the current FFT data output from the current detection unit 223, reads the current target value 202a held in the memory unit 202, and inputs the current current value for the read current target value 202a.
  • An error of FFT data, an accumulated error, and an error change rate are calculated.
  • the current target value is a target value of the current amplitude of the drive signal input to the drive coil 224, and is a value scaled according to the processing system obtained by fast Fourier transform (FFT). Therefore, the drive magnetic field generation control unit 201A including the PID control unit 201a feedback-controls each drive signal output unit 220 so that the current value detected by the current detection unit 223 approaches the current target value 202a.
  • the PID control unit 201a reads the PID parameter 202b from the memory unit 202, and uses the error, cumulative error, and error change rate calculated above and the read PID parameter 202b, and the signal generation unit of each drive signal output unit 220.
  • An amplitude value (hereinafter referred to as a new amplitude value) of the drive signal generated by 221 is calculated and output.
  • the PID parameter is a parameter for calculating a new amplitude value of the drive signal from the error, the accumulated error, and the error change rate based on PID control.
  • the new amplitude value output from the PID control unit 201a is input to the difference calculation unit 201b and the selection unit 201d.
  • the difference calculation unit 201b reads the previous amplitude value (hereinafter referred to as the previous amplitude value) 202c from the memory unit 202, and calculates the difference between this and the new amplitude value.
  • the difference calculation unit 201b outputs the calculated difference to the comparison unit 201c.
  • a difference reference value 202d is read from the memory unit 202 and input to the comparison unit 201c.
  • the difference reference value is a value set in advance for the difference output from the difference calculation unit 201b, and is a value serving as a reference for determining whether or not the amplitude value changes significantly from the previous time. is there.
  • the comparison unit 201c outputs a result of comparing the input difference and the read difference reference value 202d as a comparison result signal indicating the stability of the driving magnetic field.
  • the comparison unit 201c when the absolute value of the difference input from the difference calculation unit 201b is larger than the difference reference value 202d, the comparison unit 201c outputs, for example, a High level comparison result signal, and the absolute value of the difference is the difference reference value. If it is less than or equal to 202d, for example, a Low level comparison result signal is output.
  • the comparison result signal output from the comparison unit 201 c is input to the position deriving unit 210 via the control unit 201.
  • the comparison result signal indicates that the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value is greater than the difference reference value 202d (for example, when the comparison result signal is at a high level)
  • the position deriving unit 210 for example, The position derivation process is not executed, or the detection signal (FFT data) output from the signal processing unit 211 or the position and direction information derived by the position calculation unit 212 is invalidated.
  • the position detection magnetic guidance system 1 capable of position detection with improved accuracy is realized. It becomes possible.
  • the comparison result signal indicates that the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value is equal to or less than the difference reference value 202d (for example, when the comparison result signal is at the low level)
  • the position deriving unit 210 Then, the detection signal (FFT data) output from the signal processing unit 211 is validated to execute position derivation processing, and the position and direction information obtained thereby is processed as valid information.
  • this timing (section) at which the position and direction information is not derived or the derived position and direction information is invalidated.
  • This timing section
  • the position and direction information calculated at the previous timing may be inserted into the position and direction information.
  • This fitting process may be executed by, for example, the control unit 201 or, for example, by the position calculation unit 212 of the position derivation unit 210.
  • FIG. 7 is a timing chart for explaining an outline of PID control according to the present embodiment.
  • the drive magnetic field generation control unit 201A performs PID processing using the FFT data D1 at the timing t2, which is the next timing.
  • the calculation of the amplitude value and the identification of the amplitude value used as the current amplitude value are executed. The same applies to the timings t2 to t11,.
  • the drive magnetic field generation control unit 201A is, for example, the previous timing as described above.
  • the amplitude value used at timing t6 (previous amplitude value 202c) is used.
  • the current value of the drive signal output from the signal generation unit 221 and amplified in amplitude by the drive coil drive unit 222 is detected by the current detection unit 223, and the drive magnetic field generation control unit 201A detects this current.
  • the signal generator 221 is feedback-controlled so that the drive signal generated by the signal generator 221 approaches the current target value according to the value, and if the amplitude value changes greatly from the previous time, the current amplitude value is invalidated Since the previous amplitude value is used, the signal generator 221 can generate a drive signal having a stable amplitude near the current target value.
  • the position detection magnetic guidance system 1 uses an average value of detection signals (FFT data) output from the signal processing unit 211 of the position deriving unit 210 in order to derive more accurate position and direction information.
  • the position calculation unit 212 is configured to calculate position and direction information using this averaged detection signal (FFT data), or the position output from the position deriving unit 210 in the control unit 201 Various modifications are possible, such as a configuration in which the direction information is averaged.
  • the detection signals (FFT data) are averaged will be described as a first modification of the present embodiment.
  • the detection signal (FFT data) is simply referred to as FFT data.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a schematic operation of the position calculation unit 212 according to the first modification.
  • the position calculation unit 212 manages the number of FFT data stored in the memory unit 202 (hereinafter referred to as a stored number counter) and the number of FFT data to be averaged. Down counter (hereinafter referred to as an averaged number counter).
  • the position calculation unit 212 inputs the FFT data from the signal processing unit 211 and the comparison result signal output from the control unit 201 (step S103). Subsequently, the position calculation unit 212 determines whether or not the input comparison result signal indicates that “the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value is less than or equal to the difference reference value 202d” (step S202). S104).
  • step S104 determines whether the comparison result signal is greater than the difference reference value 202d (No in step S104). If the result of determination in step S104 indicates that the comparison result signal is greater than the difference reference value 202d (No in step S104), the position calculation unit 212 discards the FFT data input in step S103 (step S107). Then, after decrementing the averaging number counter by one (step S108), the process proceeds to step S109. In this way, the position calculation unit 212 decrements the counter value CA of the averaging number counter by one based on the input comparison result signal, and substantially reduces the data set number n (first predetermined number). By functioning also as a number increase / decrease unit, it is possible to maintain a constant period for deriving position and direction information.
  • the position calculation unit 212 outputs the derived position and direction information to the control unit 201 (step S112), and clears the FFT data stored in the memory unit 202 (step S113). Thereafter, the position calculation unit 212 determines whether or not an end command is input from the control unit 201, for example (step S114), and if an end command is input (Yes in step S114), the process ends. On the other hand, when the end command has not been input (No in step S114), the position calculation unit 212 returns to step S101, and thereafter performs the same operation.
  • Modification 2 the number n of data sets in the first modification of the present embodiment can be reduced, for example, when position detection is being performed stably. This means that if individual FFT data (or position and direction information) is accurate, accurate position and direction information can be obtained without averaging a larger number of FFT data (or position and direction information). It depends on what you can do.
  • the number n of data sets can be increased, for example, when position detection is not stable. This is because the accuracy of the derived position and direction information is improved by taking an average value of more FFT data (or position and direction information).
  • the state where the position detection is being performed stably is a state in which the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value has continued for a relatively long period of time, being the difference reference value 202d or less.
  • the state where position detection is unstable means a state where the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value continues for a relatively short period of time, which is equal to or less than the difference reference value 202d.
  • the position calculation unit 212 reduces the number of data sets n, and if the number of data sets continues less than the predetermined number of times q, the position calculation unit 212 It operates to increase the number n.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a schematic operation when the position calculation unit 212 increases or decreases the number of data sets n in the second modification.
  • the position calculation unit 212 counts the number of times that “the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value is equal to or less than the difference reference value 202d” is continuously indicated.
  • a counter hereinafter referred to as a continuous effective number counter
  • position detection is stable. It is a value indicating a criterion for determining that the
  • step S125 If it is determined in step S125 that the counter value ANC is not equal to or greater than the predetermined value p (No in step S125), the process returns to step S122. On the other hand, as a result of the determination in step S125, if the counter value ANC is equal to or greater than the predetermined value p (second predetermined number) (Yes in step S125), the position calculation unit 212 displays the current value managed by the memory unit 202 or the like. It is determined whether or not the number of data sets n is greater than a preset lower limit i (i is a positive integer) (step S126). If n is greater than i (Yes in step S126), the number of data sets After n is decremented by 1 (step S127), the process proceeds to step S131. As described above, the position calculation unit 212 also functions as an averaging number increase / decrease unit that decreases the number n of data sets (first predetermined number) based on the input comparison result signal.
  • step S126 determines that the number of data sets n cannot be further decremented, and proceeds to step S131.
  • the lower limit value i is the lower limit value of the number of data sets n.
  • the position calculation unit 212 has a predetermined value that the counter value of the continuous effective number counter is set in advance. It is determined whether or not it is smaller than a value q (q is an integer of 2 or more) (ANC ⁇ q) (step S128).
  • the predetermined value q is detected when the number of consecutive comparison result signals indicating that the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value is less than or equal to the difference reference value 202d is less than q times. Is a value indicating a criterion for determining that the value is not stable.
  • step S128 determines whether or not the number of sets n is smaller than the upper limit value j (j is a positive integer and larger than the above-mentioned i) (step S129).
  • step S130 the position calculation unit 212 also functions as an averaging number increasing / decreasing unit that increases the number n of data sets (first predetermined number) based on the input comparison result signal.
  • step S129 determines that the number of data sets n cannot be increased any more, and proceeds to step S131.
  • the upper limit value j is the upper limit value of the number of data sets n.
  • step S131 the position calculation unit 212 determines, for example, whether or not an end command is input from the control unit 201. If the end command is input (Yes in step S131), the process ends. On the other hand, when the end command has not been input (No in step S131), the position calculation unit 212 returns to step S121, and thereafter performs the same operation.
  • the capsule medical device 10 when the capsule medical device 10 is guided, for example, since a strong magnetic field guidance field is formed using a larger current compared to the driving magnetic field, a noise component included in the guidance magnetic field tends to be large. For this reason, if the noise includes many frequency components substantially the same as the resonance frequency F0 of the LC resonance circuit 111, the accuracy of the derived position and direction information may deteriorate.
  • the position detection accuracy when the position detection accuracy is lowered, in other words, when the position detection is not stable (that is, “the absolute value of the difference between the previous amplitude value and the new amplitude value).
  • the stability of position detection is determined using the previous amplitude value and the new amplitude value.
  • the present invention is not limited to this, and for example, the interval and timing from timing t12 to t13 shown in FIG.
  • a section in which the amplitude is not updated such as a section from t14 to t15, may be regarded as a "section where position detection is stable", and this section may be configured to generate a guidance magnetic field.
  • FIG. 10 is a timing chart showing an outline of PID control and amplitude control according to the third modification.
  • FIG. 11 is an equivalent circuit diagram showing a schematic configuration of the sense coil 223F according to the fourth modification.
  • the sense coil 223F includes, for example, a coil 223d disposed in the vicinity of the drive coil 224, and a load resistor 223e connected in parallel with the coil 223d.
  • the sense coil 223F functions as a secondary coil having the drive coil 224 as a primary coil, and thus, for example, similar to the current detection unit 223 as illustrated in FIG. This configuration can be used.
  • FIG. 12 An ammeter 223G for measuring the current flowing through the FIG. 12 is a diagram illustrating a connection relationship among the drive coil 224, the drive coil drive unit 222, and the ammeter 223G according to the fifth modification.
  • the ammeter 223G outputs the current value of the drive signal input to the drive coil 224 as, for example, a voltage change signal (current detection signal) in the same manner as the CST circuit 223A and the sense coil 223F. It is possible to use a configuration similar to that of the current detection unit 223 as shown in FIG.
  • FIG. 13 is a schematic diagram showing a schematic configuration of the position detection magnetic guidance system 2 according to the present embodiment. As apparent from a comparison between FIG. 13 and FIG. 1, the position detection magnetic guidance system 2 has the same configuration as the position detection magnetic guidance system 1, and the drive magnetic field generator 220 ⁇ / b> A is replaced with the drive magnetic field generator 420. .
  • the drive magnetic field generator 420 includes a signal generation unit 421, a drive coil drive unit 422, a current detection unit 423, and a drive coil switching unit 424.
  • the signal generation unit 421, the drive coil drive unit 422, and the current detection unit 423 are configured in the same manner as the signal generation unit 221, the drive coil drive unit 222, and the current detection unit 223 in the position detection magnetic induction system 1; Then, detailed description is abbreviate
  • the drive coil switching unit 424 functions as a switch that switches the drive coil 224 connected to the drive coil drive unit 422 via the current detection unit 423 from among the drive coils 224x, 224y, and 224z. That is, the drive magnetic field generation apparatus 420 according to the present embodiment has a common signal generation unit 421, drive coil drive unit 422, and current detection unit 423 for a plurality of drive coils 224, and drives these connection destinations.
  • the coil switching unit 424 is configured to switch appropriately.
  • Switching control of the drive coil switching unit 424 is performed by a control signal output from the control unit 201, for example.
  • the control unit 201 identifies the drive coil 224 that generates the optimum drive magnetic field based on the latest position and direction information of the capsule medical device 10, and the identified drive coil 424 and the drive coil drive unit 422 are connected. Thus, the drive coil switching unit 424 is controlled.
  • FIG. 14 is a timing chart showing an outline of PID control, switching control, and amplitude control according to this embodiment.
  • the amplitude of the drive signal input to the selected drive coil 224 is switched in a section from timing t24 to timing t25 following the section from timing t23 to timing t24 in which the amplitude is updated.
  • the position detection accuracy may deteriorate. Therefore, the drive coil switching unit 424 is controlled during this section (t24 to t25) to switch the drive coil 224 to be selected. Thereby, it is possible to switch the drive coil 224 to be used while suppressing the influence on the position detection accuracy.
  • control unit 201 controls the drive coil switching unit 424 to switch the drive coil 224 to which the drive coil drive unit 422 is electrically connected to one of a plurality of drive coils (224x to 224z).
  • the control unit 201 controls the drive coil switching unit 424 to switch the drive coil 224 to which the drive coil drive unit 422 is electrically connected to one of a plurality of drive coils (224x to 224z).
  • the drive coil switching unit 424 is controlled to connect the drive coil drive unit 422 to one of the plurality of drive coils (224x to 224z). By switching to, it is possible to suppress the influence of the switching control on the position detection accuracy.
  • the drive coil 224 that is not driven by the drive coil switching unit 424 may be configured to be electrically disconnected from the drive coil drive unit 422.

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Abstract

　位置検出磁気誘導システム１における検出空間Ｋ外に配置された外部装置２００は、共振周波数Ｆ０の駆動信号を出力する信号生成部２２１と、信号生成部２２１で生成された駆動信号を電流増幅する駆動コイル駆動部２２２と、駆動コイル駆動部２２２から入力された駆動信号に応じて検出空間Ｋ内に駆動磁界を形成する駆動コイル２２４と、駆動コイル２２４が形成する駆動磁界の安定度を検出し、検出した安定度に応じて信号生成部２２１を制御する制御部２０１（駆動磁界発生制御部２０１Ａ：図６参照）と、を有する。

Description

位置検出システムおよび位置検出方法
　本発明は、位置検出システムおよび位置検出方法に関し、特に磁界を用いて被検体内に導入されたカプセル型の被検体内導入装置の位置を検出する位置検出システムおよび位置検出方法に関する。
　近年、撮像素子を備えたカプセル型の被検体内導入装置（以下、カプセル内視鏡という）が開発されている。カプセル内視鏡は、例えば経口により被検体内に導入されて被検体内を撮像し、得られた画像（以下、被検体内画像という）を被検体外に配置された体外機へ無線により送信する。操作者は、体外機で受信した被検体内画像を目視により確認することで、被検体の症状等を診断することができる。
　このようなカプセル内視鏡は、通常、自身で被検体内を移動することができず、被検体の消化器官などの蠕動運動によって被検体内を移動する。このため、例えばファイバスコープなどのような操作者が観察部位をある程度自由に選択できる内視鏡と比べると、観察能力に劣る場合もあった。
　このような欠点を解決する技術としては、例えば以下に示す特許文献１が存在する。本特許文献１によれば、永久磁石などの磁界発生手段を備えたカプセル内視鏡に被検体外部から磁界（以下、これをガイダンス磁界という）を与えることで、被検体外からカプセル内視鏡の姿勢や動きを積極的に制御することが可能になる。
　ただし、上記特許文献１のように、被検体外部から与えた磁界によって被検体内のカプセル内視鏡の姿勢や動きを制御するためには、被検体内におけるカプセル内視鏡の位置や向きなどを正確に知る必要がある。以下、カプセル内視鏡の位置や向き（姿勢）を検出することを、単に位置検出という。
　そこで特許文献１では、コイル（Ｌ）とコンデンサ（Ｃ）とよりなる共振回路（以下、これをＬＣ共振回路という）をカプセル内視鏡内に設け、このＬＣ共振回路が外部から与えられた磁界（以下、これを駆動磁界という）によって発生する共振磁界を検出することで、カプセル内視鏡の位置や向きを検出する。以下、このようにＬＣ共振回路に外部から駆動磁界を与えて発生させた共振磁界から位置や向きなどの情報を導出する方式をパッシブ方式という。パッシブ方式では、カプセル内視鏡内の消費電力を抑えることが可能であるというメリットが得られる。
特開２００５－２４５９６３号公報
　しかしながら、パッシブ方式では、体外機の磁界センサが、ＬＣ共振回路から放出された共振磁界の他に、ＬＣ共振回路の誘導に使用した駆動磁界を検出してしまう。このため、カプセル内視鏡の正確な位置を検出するためには、駆動磁界による影響を排除する必要がある。
　駆動磁界による影響は、例えば、あらかじめＬＣ共振回路が無い状態で発生させた駆動磁界の影響を磁界センサで検出しておき、実際にカプセル内視鏡（ＬＣ共振回路）の位置を検出する際に、あらかじめ検出しておいた駆動磁界の成分を磁界センサで検出された磁界成分からベクトル演算により減算することで、除去することができる。
　ここで仮に、駆動磁界を発生させる駆動磁界発生装置が一組の信号発生部、駆動部および駆動コイルで構成されているのであれば、駆動磁界に多少の変動が生じたとしても位置検出の精度に大きく影響はしない。これは、共振磁界の強度が駆動磁界の強度に比例して変動するためである。
　ところが、現実的にカプセル内視鏡の空間位置や向きに依らずに均一な条件でＬＣ共振回路を誘導するためには、複数の駆動磁界発生部を用い、状況に応じて異なる方向から駆動磁界を発生させる必要がある。このような構成では、駆動磁界発生装置間で駆動磁界の強度変動に差が生じるため、発生する駆動磁界の磁界分布が駆動磁界発生装置の切り替えと共に変化してしまうという問題を生じる。
　このような問題を解決する方法としては、各駆動コイルから放出された駆動磁界の強度をフィードバックして駆動部を制御する、いわゆるフィードバック制御が存在する。しかしながら、フィードバック制御では、駆動部から出力される信号の強度が目標値に収束するまでに一定の時間がかかったり、次の目標値を算出する処理に時間を要したりするため、リアルタイムでの正確な制御が困難であった。この結果、フィードバック制御を用いた位置検出システムでは、導出したカプセル内視鏡の位置や向きの正確さが不安定である可能性が存在するという問題が存在した。
　そこで本発明は、上記の問題に鑑みてなされたものであり、フィードバック制御を用いて安定して正確な位置検出が可能な位置検出システムおよび位置検出方法を提供することを目的とする。
　かかる目的を達成するために、本発明による位置検出システムは、検出空間内に被検体に導入された状態で配置される被検体内導入装置と、前記被検体外に配置される外部装置と、を備えた位置検出システムであって、前記被検体内導入装置が、外部から入力された前記駆動磁界によって誘導されることで共振磁界を放出する共振回路を有し、前記外部装置が、所定周波数の駆動信号を出力する駆動コイル駆動部と、前記出力された駆動信号を入力して前記検出空間内に前記駆動磁界を形成する駆動コイルと、前記共振磁界を検出して検出信号を出力するセンスコイルと、前記検出信号を用いて前記共振回路の位置情報を導出する位置導出部と、前記駆動コイルに入力された前記駆動信号の電流振幅値を検出する電流検出部と、前記電流振幅値を用いて前記駆動コイル駆動部に出力させる駆動信号の振幅値を算出し、該算出した振幅値に基づいて前記駆動磁界の安定度を検出し、該検出した駆動磁界の安定度に基づいて前記位置導出部を制御する駆動磁界発生制御部と、を有することを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記駆動磁界発生制御部が、前回算出した振幅値と今回算出した振幅値との差分を算出し、該差分とあらかじめ設定しておいた基準値とを比較し、該比較の結果を前記安定度を示す比較結果信号として前記位置導出部へ出力し、前記位置導出部が、入力された前記比較結果信号に基づいて、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を有効または無効とすることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記位置導出部が、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を無効とすることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記位置導出部が、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を有効とすることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記位置導出部が、前記センスコイルから入力した前記検出信号の第１所定回数分の平均値に基づいて前記位置情報を導出する位置計算部と、入力された前記比較結果信号に基づいて前記第１所定回数を増減する平均化数増減部と、を有することを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記平均化数増減部が、前記差分が前記基準値以下であることを示す前記比較結果信号が第２所定回数以上連続して前記位置導出部に入力された場合、前記第１所定回数を減少させることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記平均化数増減部が、前記差分が前記基準値よりも大きいことを示す前記比較結果信号が第３所定回数以上連続して入力されなかった場合、前記第１所定回数を増加させることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記平均化数増減部が、前記差分が前記基準値よりも大きいことを示す前記比較結果信号が第３所定回数以上連続して入力されなかった場合、前記第１所定回数を増加させることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記外部装置が、複数の前記駆動コイルと、前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替える駆動コイル切替部と、前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせる切替制御部と、を有し、前記切替制御部が、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記安定度が低いときに前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記外部装置が、複数の前記駆動コイルと、前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替える駆動コイル切替部と、前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせる切替制御部と、を有し、前記駆動磁界発生制御部が、前記差分と前記基準値とを比較することで検出した前記安定度を比較結果信号として前記切替制御部へ出力し、前記切替制御部は、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記被検体内導入装置が、一定の磁界を発生する磁界発生部を有し、前記外部装置が、前記所定周波数と異なる周波数のガイダンス信号を出力するガイダンス信号出力部と、前記出力されたガイダンス信号を入力して前記検出空間内にガイダンス磁界を形成するガイダンスコイルと、を有し、前記ガイダンス信号出力部が、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記駆動磁界の安定度が低い場合、前記ガイダンス信号を出力して前記ガイダンスコイルに前記ガイダンス磁界を発生させることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出システムは、前記被検体内導入装置が、一定の磁界を発生する磁界発生部を有し、前記外部装置が、前記所定周波数と異なる周波数のガイダンス信号を出力するガイダンス信号出力部と、前記出力されたガイダンス信号を入力して前記検出空間内にガイダンス磁界を形成するガイダンスコイルと、を有し、前記ガイダンス信号出力部が、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記駆動磁界の安定度が高い場合、前記ガイダンス信号を出力して前記ガイダンスコイルに前記ガイダンス磁界を発生させることを特徴とする。
　また、本発明による位置検出方法は、外部から入力された駆動磁界によって誘導されることで共振磁界を放出する共振回路を備えた被検体内導入装置の被検体内での位置を検出する位置検出方法であって、駆動コイルに所定周波数の駆動信号を入力することで前記駆動磁界を形成する駆動磁界形成ステップと、前記共振磁界を検出する共振磁界検出ステップと、前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界から前記被検体内導入装置の位置情報を導出する位置導出ステップと、前記駆動コイルに入力された前記駆動信号の電流振幅値を検出する電流検出ステップと、前記電流振幅値を用いて前記駆動コイルに入力する駆動信号の振幅値を算出し、該算出した振幅値に基づいて前記駆動磁界の安定度を検出し、該検出した駆動磁界の安定度に基づいて前記位置導出部を制御する駆動磁界発生制御ステップと、を含むことを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出方法は、前記駆動磁界発生制御ステップが、前回算出した振幅値と今回算出した振幅値との差分を算出し、該差分とあらかじめ設定しておいた基準値とを比較し、前記位置導出ステップが、前記駆動磁界発生制御ステップにおける前記差分と前記基準値との比較結果に基づいて、前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界または前記位置導出ステップで導出された前記位置情報を有効または無効とすることを特徴とする。
　上記した本発明による位置検出方法は、前記位置導出ステップが、前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界の第１所定回数分の平均値に基づいて前記位置情報を導出する位置計算ステップと、前記駆動磁界発生制御ステップにおける前記差分と前記基準値との比較結果に基づいて、前記第１所定回数を増減する平均化数増減ステップと、を含むことを特徴とする。
　本発明によれば、駆動コイルが形成する駆動磁界の安定度を検出し、この安定度に応じて駆動コイル駆動部が出力する駆動信号の振幅をフィードバック制御することが可能となるため、フィードバック制御を用いて安定して正確な位置検出が可能な位置検出システムおよび位置検出方法を実現することが可能となる。
図１は、本発明の実施の形態１による位置検出磁気誘導システムの概略構成を示す模式図である。 図２は、本発明の実施の形態１または２によるカプセル型医療装置の概略構成を示すブロック図である。 図３は、本発明の実施の形態１または２によるカプセル型医療装置の概略構成を示す外観図である。 図４は、本発明の実施の形態１または２による電流検出部の概略構成を示すブロック図である。 図５は、本発明の実施の形態１によるＣＳＴ回路の概略構成を示す等価回路図である。 図６は、本発明の実施の形態１または２による制御部において実現される駆動磁界発生制御部の概略構成を示す機能ブロック図である。 図７は、本発明の実施の形態１によるＰＩＤ制御の概略を説明するためのタイミングチャートである。 図８は、本発明の実施の形態１の変形例１による位置計算部の概略動作を示すフローチャートである。 図９は、本発明の実施の形態１の変形例２において位置計算部がデータセット数を増減する際の概略動作を示すフローチャートである。 図１０は、本発明の実施の形態１の変形例３によるＰＩＤ制御と振幅制御との概略を示すタイミングチャートである。 図１１は、本発明の実施の形態１の変形例４によるセンスコイルの概略構成を示す等価回路図である。 図１２は、本発明の実施の形態１の変形例５による駆動コイルと駆動コイル駆動部と電流計との接続関係を示す図である。 図１３は、本発明の実施の形態２による位置検出磁気誘導システムの概略構成を示す模式図である。 図１４は、本発明の実施の形態２によるＰＩＤ制御と切替制御と振幅制御との概略を示すタイミングチャートである。
　以下、本発明を実施するためのいくつかの形態を図面と共に詳細に説明する。なお、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、および位置関係を概略的に示してあるに過ぎず、従って、本発明は各図で例示された形状、大きさ、および位置関係のみに限定されるものではない。また、各図では、構成の明瞭化のため、断面におけるハッチングの一部が省略されている。さらに、後述において例示する数値は、本発明の好適な例に過ぎず、従って、本発明は例示された数値に限定されるものではない。
　＜実施の形態１＞
　以下、本発明の実施の形態１による位置検出磁気誘導システム１の構成および動作を、図面を用いて詳細に説明する。なお、本実施の形態は、後述する駆動磁界発生装置２２０Ａ（図１参照）をフィードバック制御するに際し、導出された位置検出結果に含まれる誤差が大きくなることを回避するためのものであり、これによってフィードバック制御を用いた位置検出磁気誘導システム１において安定して正確な位置検出を可能にする。
　（構成）
　図１は、本実施の形態による位置検出磁気誘導システム１の概略構成を示す模式図である。図１に示すように、位置検出磁気誘導システム１は、被検体内導入装置としてのカプセル型医療装置１０が導入された被検体を収容する検出空間Ｋと、検出空間Ｋ内のカプセル型医療装置１０の位置および向き（姿勢）を検出すると共に、カプセル型医療装置１０を操作者が所望する方向および向きに誘導する外部装置２００と、を備える。
　・カプセル型医療装置
　カプセル型医療装置１０は、位置検出用の共振磁界を発生する共振磁界発生部１１および外部磁界（後述するガイダンス磁界）を用いてカプセル型医療装置１０を誘導するための磁界発生部１２（図１参照）の他に、図２に示すように、例えば、カプセル型医療装置１０内の各部を制御するカプセル制御部１３と、被検体内における各種情報を取得する被検体内情報取得部１４と、被検体内情報取得部１４が取得した被検体内情報を無線信号としてカプセル型医療装置１０外部へ送信する無線送信部１５および送信用アンテナ１５ａと、外部装置２００から無線信号として送信された各種操作指示等を受信する無線受信部１６および受信用アンテナ１６ａと、カプセル型医療装置１０内の各部に電力を供給するカプセル内部電源１７と、を含む。
　被検体内情報取得部１４は、例えば被検体内情報としての被検体内画像を取得する撮像部１４２と、撮像部１４２で被検体内を撮像する際に被検体内を照明する照明部１４１と、撮像部１４２で取得された被検体内画像に所定の信号処理を実行する信号処理部１４３と、を有する。
　撮像部１４２は、例えば図３に示すように、入射した光を電気信号に変換して像を形成する撮像素子１４２ａと、撮像素子１４２ａの受光面側に配設された対物レンズ１４２ｃと、撮像素子１４２ａを駆動する不図示の撮像素子駆動回路と、を有する。撮像素子１４２ａは、例えばＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）カメラやＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ　Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）カメラなどを用いることができる。撮像素子駆動回路は、カプセル制御部１３からの制御のもと、撮像素子１４２ａを駆動してアナログ信号の被検体内画像を取得する。また、撮像素子駆動回路は、撮像素子１４２ａから読み出したアナログ信号の被検体内画像を信号処理部１４３へ出力する。
　照明部１４１は、例えば図３に示すように、複数の光源１４１Ａと、各光源１４１Ａを駆動する不図示の光源駆動回路と、を有する。複数の光源１４１Ａは、カプセル型医療装置１０から出力される光の配光が色成分ごとに略一致するようにレイアウトされている。また、各光源１４１Ａには、例えばＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｔｔｉｎｇ　Ｄｉｏｄｅ）などを用いることができる。光源駆動回路は、カプセル制御部１３からの制御のもと、撮像部１４２の駆動に合わせて光源１４１Ａを駆動することで、被検体内を照明する。
　信号処理部１４３は、撮像部１４２から入力されたアナログの被検体内画像に例えばサンプリングや増幅やＡ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　Ｄｉｇｉｔａｌ）変換などの所定の信号処理を実行することで、デジタルの被検体内画像を生成する。各種処理が実行された被検体内画像は、無線送信部１５に入力される。
　なお、被検体内情報取得部１４は、不図示のセンサ素子およびこれを駆動制御するセンサ素子駆動回路を備えていてもよい。センサ素子は、例えば体温計や圧力計やｐＨ計などで構成され、適宜、被検体内情報として被検体内の温度や圧力やｐＨ値などを取得する。センサ素子駆動回路は、カプセル制御部１３からの制御のもと、センサ素子を駆動して被検体内情報を取得し、これを無線送信部１５に入力する。
　また、無線送信部１５は、コイルアンテナなどで構成された送信用アンテナ１５ａに接続されており、信号処理部１４３から入力された被検体内画像等の被検体内情報に送信用の基準周波数信号への重畳や変調やアップコンバートなどの種々の処理を実行した後、これを無線信号として送信用アンテナ１５ａから外部装置２００へ送信する。すなわち、無線送信部１５は、被検体内情報取得部１４（例えば撮像部）で取得された被検体内情報（例えば被検体内画像）を外部装置２００へ送信する被検体内情報送信部（例えば画像送信部）としても機能する。
　無線受信部１６は、コイルアンテナなどで構成された受信用アンテナ１６ａに接続されており、この受信用アンテナ１６ａを介して外部装置２００から無線信号として送信された各種操作指示等を受信し、受信した信号にフィルタリング、ダウンコンバート、復調および復号化などの種々の処理を実行した後、これをカプセル制御部１３へ出力する。
　カプセル制御部１３は、例えばＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）やＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏｐｒｏｃｅｓｓｅｒ　Ｕｎｉｔ）などで構成され、無線受信部１６を介して外部装置２００から入力された各種操作指示等に基づいて不図示の記憶部から読み出したプログラムおよびパラメータを読み出して実行することで、カプセル型医療装置１０内の各部を制御する。
　カプセル内部電源１７は、例えば１次電池または２次電池であるボタン電池と、ボタン電池から出力された電力を昇圧等してカプセル型医療装置１０内の各部へ供給する電源回路等を含み、カプセル型医療装置１０内の各部に駆動電力を供給する。
　磁界発生部１２には、例えば永久磁石等を用いることができる。ただし、これに限定されず、電流を用いて磁界を発生させる回路等、外部から入力された磁界によって吸磁してカプセル型医療装置１０に推進力や回転力等を生じさせる構成であればよい。
　共振磁界発生部１１は、並列接続されたコンデンサ（Ｃ）とインダクタ（Ｌ）とよりなるＬＣ共振回路１１１を含み、外部から入力された共振周波数Ｆ０と略等しい周波数の磁界（以下、駆動磁界という）によって励起することで、共振周波数Ｆ０の共振磁界を放出する。なお、共振周波数Ｆ０は、並列接続されたコンデンサ（Ｃ）とインダクタ（Ｌ）とによって決定されるＬＣ共振回路１１１の共振周波数である。
　また、上記した各部（１１、１２、１３、１４、１５、１５ａ、１６、１６ａおよび１７）は、カプセル型の筐体１８内に収納される。図３に示すように、筐体１８は、一方の端が半球状のドーム形状をしており他方の端が開口された略円筒形状または半楕円球状の形状の容器１８ａと、半球形状を有し、容器１８ａの開口に嵌められることで筐体１８内を水密に封止するキャップ１８ｂと、よりなる。筐体１８は、例えば被検体が飲み込める程度の大きさである。また、本実施の形態では、少なくともキャップ１８ｂが透明な材料で形成される。上述した光源１４１Ａは、上述の光源駆動回路（不図示）を搭載する回路基板１４１Ｂ上に実装される。同様に、撮像素子１４２ａおよび対物レンズ１４２ｃは、撮像素子駆動回路（不図示）を搭載する回路基板（不図示）上に実装される。光源１４１Ａを実装する回路基板１４１Ｂおよび撮像素子１４２ａを実装する回路基板は、筐体１８内のキャップ１８ｂ側に配置される。なお、各回路基板における素子搭載面は、キャップ１８ｂ側に向けられている。したがって、撮像素子１４２ａおよび光源１４１Ａの撮像／照明方向は、図３に示すように、透明なキャップ１８ｂを介してカプセル型医療装置１０外へ向けられている。
　・検出空間
　図１に戻り説明する。検出空間Ｋには、検出空間Ｋ内に略均一な駆動磁界を形成する駆動コイル２２４、２２４ｙおよび２２４ｚと、カプセル型医療装置１０のＬＣ共振回路１１１が発生した共振磁界を検出する複数のセンスコイル２１４と、カプセル型医療装置１０の位置および向き（姿勢）を誘導するガイダンスコイル２３４ｘ、２３４ｙおよび２３４ｚと、が配設される。なお、検出空間Ｋには、駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚおよびガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚそれぞれについて、検出空間Ｋを挟むように対向して配置された対をなす不図示の駆動コイルまたはガイダンスコイルが設けられるが、図１および以下の説明では簡略化のため、対向する各コイルを省略し、それぞれ図示された方のコイルについて言及する。
　駆動コイル２２４ｘは、例えば検出空間Ｋ内にｘ軸方向に延在する磁力線よりなる略均一な駆動磁界を発生する。同様に、駆動コイル２２４ｙおよび２２４ｚそれぞれは、例えば検出空間Ｋ内にｙ軸方向またはｚ軸方向に延在する磁力線よりなる略均一な駆動磁界を発生する。このように磁力線が異なる方向の駆動磁界を発生可能な構成とすることで、カプセル型医療装置１０のＬＣ共振回路１１１（特にインダクタ（Ｌ））が検出空間Ｋ内において如何なる方向を向いていたとしても安定した強度の共振磁界をＬＣ共振回路１１１に発生させることが可能となるため、位置検出精度を改善することが可能となる。
　各センスコイル２１４は、例えば３軸（図１中、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸）方向の磁界強度および方向を検出可能な３つのコイルよりなる磁気センサである。複数のセンスコイル２１４は、例えば平面上に２次元配列した状態で、駆動磁界の影響を受け難く且つＬＣ共振回路１１１が発生した共振磁界を検出し易い位置に配置される。本実施の形態では、複数のセンスコイル２１４が検出空間Ｋの底面（検出空間Ｋ下側のｘ－ｙ平面）に配列される。ただし、これに限定されず、各センスコイル２１４を、コイルよりなる磁気センサに限らず、例えば磁気抵抗素子や磁気インピーダンス素子（ＭＩ素子）などよりなる磁気センサで構成することも可能である。また、各センスコイル２１４を１軸磁気センサなどで構成することも可能である。
　ガイダンスコイル２３４ｘは、例えば検出空間Ｋ内にｘ軸方向に延在する磁力線よりなる略均一なガイダンス磁界を発生する。同様に、ガイダンスコイル２３４ｙおよび２３４ｚそれぞれは、例えば検出空間Ｋ内にｙ軸方向またはｚ軸方向に延在する磁力線よりなる略均一なガイダンス磁界を発生する。このように磁力線が異なる方向の駆動磁界を発生可能な構成とすることで、カプセル型医療装置１０の磁界発生部１２（永久磁石）が検出空間Ｋ内において如何なる方向を向いていたとしても安定して磁界発生部１２とガイダンス磁界とを吸磁させることが可能となるため、カプセル型医療装置１０の位置および向きを安定して誘導することが可能となる。
　・外部装置
　また、外部装置２００は、駆動コイル２２４～２２４ｚにパッシブモードで用いる駆動磁界を発生させる信号（以下、駆動信号という）を入力する駆動磁界発生装置２２０Ａと、センスコイル２１４で得られた電圧変化（以下、これを検出信号という）からカプセル型医療装置１０の位置および向きを導出する位置導出部２１０と、ガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚにカプセル型医療装置１０の位置および向きを制御するガイダンス磁界を適宜発生させる信号（以下、ガイダンス信号という）を入力するガイダンス信号出力部２３０と、外部装置２００内の各部を制御する制御部２０１と、制御部２０１が各部を制御する際に実行する各種プログラムおよびパラメータ等を記憶するメモリ部２０２と、操作者がカプセル型医療装置１０に対する各種操作指示を入力する操作部２０３と、カプセル型医療装置１０の位置や向きの情報（以下、位置および方向情報という）およびカプセル型医療装置１０から取得した被検体内情報を画像（映像を含む）や音声で表示する表示部２０４と、カプセル型医療装置１０から無線信号として送信された被検体内情報等を受信する無線受信部２０５および受信用アンテナ２０５ａと、カプセル型医療装置１０へ撮像指示などの各種操作指示を無線信号として送信する無線送信部２０６および送信用アンテナ２０６ａと、を備える。
　制御部２０１は、例えばＣＰＵやＭＰＵなどで構成され、メモリ部２０２から読み出したプログラムおよびパラメータに従って、外部装置２００内の各部を制御する。例えば、制御部２０１は、例えばメモリ部２０２から所定のプログラムを読み出して実行することで、後述する駆動磁界発生制御部２０１Ａを実現する。なお、本実施の形態による駆動磁界発生制御部２０１Ａの詳細については、後述において触れる。
　メモリ部２０２は、例えばＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＯＭ（Ｒｅａｄ　Ｏｎｌｙ　Ｍｅｍｏｒｙ）などで構成され、制御部２０１が各部を制御する際に実行するプログラムおよびパラメータを保持する。また、メモリ部２０２は、カプセル型医療装置１０から受信した被検体内画像や位置導出部２１０が導出したカプセル型医療装置１０の位置や向きなどの位置および方向情報を適宜保持する。
　操作部２０３は、例えばキーボードやマウスやテンキーやジョイスティックなどで構成され、撮像指示（その他の被検体内情報取得指示を含む）などのカプセル型医療装置１０に対する各種操作指示や、カプセル型医療装置１０を誘導する際の移動指示や表示部２０４に表示する画面を切り替える画面切替指示などの外部装置２００に対する各種操作指示などを、操作者が入力するための構成である。なお、表示部２０４に表示する画面の切替機能は、カプセル型医療装置１０が複数の撮像部１４２を備えており、且つ、略リアルタイムにカプセル型医療装置１０で取得された画像を表示部２０４に表示する場合に備えるとよい。
　表示部２０４は、例えば液晶ディスプレイやプラズマディスプレイやＬＥＤアレイなどの表示装置で構成され、カプセル型医療装置１０の位置および方向情報やカプセル型医療装置１０から送信された被検体内画像等の被検体内情報を表示する。また、表示部２０４には、スピーカなどを用いた音声再生機能を搭載していてもよい。表示部２０４は、この音声再生機能を用いて各種操作ガイダンスやカプセル型医療装置１０のバッテリ残量などについての情報（警告等を含む）を操作者に音で報知する。
　無線受信部２０５は、検出空間Ｋに近接して配置されたダイポールアンテナなどよりなる受信用アンテナ２０５ａに接続されており、この受信用アンテナ２０５ａを介してカプセル型医療装置１０から無線信号として送信された被検体内画像等を受信し、受信した信号にフィルタリング、ダウンコンバート、復調および復号化などの種々の処理を実行した後、これを制御部２０１へ出力する。すなわち、無線受信部２０５は、カプセル型医療装置１０から送信された被検体内情報（例えば被検体内画像）を受信する被検体内情報受信部（例えば画像受信部）としても機能する。
　無線送信部２０６は、検出空間Ｋに近接して配置されたダイポールアンテナなどよりなる送信用アンテナ２０６ａに接続されており、制御部２０１から入力されたカプセル型医療装置１０に対する各種操作指示などの信号に送信用の基準周波数信号への重畳や変調やアップコンバートなどの種々の処理を実行した後、これを電波信号として送信用アンテナ２０６ａからカプセル型医療装置１０へ送信する。
　駆動磁界発生装置２２０Ａは、例えば図１中、ｘ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を駆動コイル２２４ｘに発生させる駆動信号出力部２２０ｘと、ｙ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を駆動コイル２２４ｙに発生させる駆動信号出力部２２０ｙと、ｚ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を駆動コイル２２４ｚに発生させる駆動信号出力部２２０ｚと、を含む。すなわち、駆動信号出力部２２０ｘと駆動コイル２２４ｘとはｘ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を発生する駆動磁界発生部として機能し、駆動信号出力部２２０ｙと駆動コイル２２４ｙとはｙ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を発生する駆動磁界発生部として機能し、駆動信号出力部２２０ｚと駆動コイル２２４ｚとはｚ軸方向に延在する磁力線の駆動磁界を発生する駆動磁界発生部として機能する。ただし、これらに限定されず、軸方向に平行でない磁力線の駆動磁界を発生させる駆動磁界発生部を設けてもよい。また、以下の説明において、任意の駆動信号出力部（駆動信号出力部２２０ｘ、駆動信号出力部２２０ｙまたは駆動信号出力部２２０ｚ）を単に駆動信号出力部２２０という。
　駆動信号出力部２２０ｘは、信号生成部２２１ｘと駆動コイル駆動部２２２ｘと電流検出部２２３ｘとを有する。同様に、駆動信号出力部２２０ｙおよび駆動信号出力部２２０ｚは、それぞれ、信号生成部２２１ｙまたは２２１ｚと駆動コイル駆動部２２２ｙまたは２２２ｚと電流検出部２２３ｙまたは２２３ｚとを有する。すなわち、駆動磁界発生装置２２０Ａは、駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚごとに信号生成部２２１ｘ～２２１ｚと駆動コイル駆動部２２２ｘ～２２２ｚと電流検出部２２３ｘ～２２３ｚとを有する。なお、以下の説明において、任意の駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚ、信号生成部２２１ｘ～２２１ｚ、駆動コイル駆動部２２２ｘ～２２２ｚ、および、電流検出部２２３ｘ～２２３ｚの参照符号を、それぞれ２２４、２２１、２２２、および、２２３とする。
　信号生成部２２１は、制御部２０１から入力された制御信号に従って、カプセル型医療装置１０におけるＬＣ共振回路１１１の共振周波数Ｆ０と略等しい周波数を有する信号波形を算出し、この信号波形を有する駆動信号を生成して、これを駆動コイル駆動部２２２へ出力する。
　駆動コイル駆動部２２２は、信号生成部２２１から入力された駆動信号を電流増幅した後、増幅後の駆動信号を電流検出部２２３を介して駆動コイル２２４へ入力する。増幅後の駆動信号が入力された駆動コイル２２４は、カプセル型医療装置１０のＬＣ共振回路１１１が持つ共振周波数Ｆ０と略等しい周波数の磁界を放出し、これにより、検出空間Ｋ内にＬＣ共振回路１１１を励起させる駆動磁界が形成される。なお、駆動コイル駆動部２２２による電流増幅率は、後述するセンスコイル２１４および信号処理部２１１の処理能力（例えばダイナミックレンジ）やセンスコイル２１４により得られる検出信号のＳ／Ｎ比などを鑑みて設定される。
　電流検出部２２３は、図４に示すように、カレントセンシングトランス（Ｃｕｒｒｅｎｔ　Ｓｅｎｓｉｎｇ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、ＣＳＴという）回路２２３Ａと、増幅回路２２３Ｂと、バンドパスフィルタ（以下、ＢＰＦという）２２３Ｃと、Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　Ｄｉｇｉｔａｌ：以下、Ａ／Ｄという）変換回路２２３Ｄと、高速フーリエ変換（Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、ＦＦＴという）回路２２３Ｅと、よりなる。なお、図４は、本実施の形態による電流検出部２２３の概略構成を示すブロック図である。
　ＣＳＴ回路２２３Ａは、図５に示すように、駆動コイル駆動部２２２と駆動コイル２２４との間に設けられた１次コイル２２３ａと１次コイル２２３ａに対向して配置された２次コイル２２３ｂとからなるトランス回路２２３ｔと、負荷抵抗として２次コイル２２３ｂと並列に接続された負荷抵抗２２３ｃと、を含む。したがって、駆動コイル駆動部２２２から出力された駆動信号が１次コイル２２３ａに流れると、これによって２次コイル２２３ｂに電流が流れる。２次コイル２２３ｂに流れた電流は、駆動コイル２２４に入力される電流の電流値を検出した信号（以下、これを電流検出信号という）として、ＣＳＴ回路２２３Ａから出力される。なお、図５は、本実施の形態によるＣＳＴ回路２２３Ａの概略構成を示す等価回路図である。
　ＣＳＴ回路２２３Ａから出力された電流検出信号は、増幅回路２２３Ｂで増幅され、ＢＰＦ２２３Ｃで帯域制限された後、Ａ／Ｄ変換回路２２３Ｄにおいてアナログ信号からデジタル信号に変換される。また、デジタル化された電流検出信号は、ＦＦＴ回路２２３Ｅに入力されて高速フーリエ変換される。これにより、ＣＳＴ回路２２３Ａで得られた電流検出信号の強度情報（電流の大きさを示す情報：以下、ＦＦＴデータという）が取得される。なお、ＦＦＴ回路２２３Ｅから出力されたＦＦＴデータは、制御部２０１に入力される。制御部２０１は、入力されたＦＦＴデータを後述の駆動磁界発生制御部２０１Ａに入力する。
　図１に戻り説明する。外部装置２００における位置導出部２１０は、センスコイル２１４で検出された検出信号に含まれる磁界の情報（以下、これを磁界情報という）を用いて所定の処理を実行することで、カプセル型医療装置１０の位置および向き（位置および方向情報）を略リアルタイムに導出する。
　この位置導出部２１０は、例えば信号処理部２１１および位置計算部２１２を含んで構成される。信号処理部２１１は、複数のセンスコイル２１４が検出した検出信号をそれぞれ入力する。また、信号処理部２１１は、入力した検出信号を適宜、増幅、帯域制限、Ａ／Ｄ変換、ＦＦＴし、各処理後の検出信号（ＦＦＴデータ）を出力する。信号処理部２１１は、定期的にセンスコイル２１４から検出信号（ＦＦＴデータ）を入力し、これに上述の信号処理を実行した後、位置計算部２１２に入力する。なお、センスコイル２１４から出力された検出信号は、磁界強度や向きなどの磁界情報を電圧で表した信号である。また、帯域制限は、検出信号からガイダンス磁界の情報（以下、これをガイダンス磁界情報という）やノイズの情報など、共振周波数Ｆ０から一定帯域幅以上外れた周波数成分を除去するために実行される。
　位置計算部２１２は、信号処理部２１１から入力された検出信号に対して所定の演算処理を実行することで、検出信号に含まれる磁界情報からカプセル型医療装置１０の現在の位置および方向情報を導出する。また、位置計算部２１２は、導出した位置および方向情報を制御部２０１へ出力する。
　なお、位置計算部２１２に入力される検出信号には、ＬＣ共振回路１１１から放出された共振磁界の情報（以下、これを共振磁界情報という）の他に、共振周波数Ｆ０と略等しい周波数を持つ不要な磁界（以下、これを不要磁界という）の情報（以下、これを不要磁界情報という）も含まれる。この不要磁界には、ＬＣ共振回路１１１をパッシブ方式で励起するための駆動磁界や、検出空間Ｋの近傍に配置されたコイル（ガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚや駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚなど）がＬＣ共振回路１１１から放出された共振磁界によって励起されて放出した磁界など、が存在する。
　そこで本実施の形態では、信号処理部２１１から出力された検出信号に対し、不要磁界情報を除去する処理を実行する。これにより、検出信号から共振磁界情報のみを抽出することが可能となるため、精度の高い位置検出が可能となる。
　例えば、信号処理部２１１から出力された検出信号に含まれる磁界情報から駆動磁界情報を除去する処理（以下、これをキャリブレーション処理という）は、検出空間Ｋ内にカプセル型医療装置１０（すなわちＬＣ共振回路１１１）が導入されていない状態で駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚをそれぞれ駆動して検出空間Ｋ内に駆動磁界を形成し、この状態で信号処理部２１１および位置計算部２１２を駆動することで、共振磁界情報が含まれていない磁界情報（以下、これをキャリブレーション情報という）を導出して保持しておき、位置検出時には、検出信号に含まれる磁界情報から保持しておいたキャリブレーション情報をベクトル演算により引き算する処理とすることができる。
　また、信号処理部２１１から出力された検出信号に含まれる磁界情報から駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚおよび／またはガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚが共振磁界によって誘導されて発生した磁界の情報（不要磁界情報）を除去する処理（以下、これを補正処理という）は、例えば、各駆動コイル２２４ｘ～２２４ｚおよび／またはガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚに流れる電流を検出する電流検出部を設け、これによって検出された電流値から各コイルが発生した不要磁界の不要磁界情報を算出し、これを検出信号に含まれる磁界情報からベクトル演算により引き算する処理とすることができる。
　また、位置計算部２１２から出力された位置および方向情報は、制御部２０１に入力される。制御部２０１は、入力された位置および方向情報を用いて、カプセル型医療装置１０の現在の位置や向きなどの情報を表示部２０４に表示する。これにより、操作者は、表示部２０４からカプセル型医療装置１０の現在の位置や向きを確認することが可能となる。
　また、操作者は、操作部２０３からカプセル型医療装置１０の位置や向きを操作する操作指示を入力することが可能である。さらに、操作者は、操作部２０３を用いてカプセル型医療装置１０に被検体内情報の取得指示などを入力することも可能である。
　制御部２０１は、カプセル型医療装置１０の現在の位置および向きと操作部２０３から入力された目標位置および向きとから、カプセル型医療装置１０に搭載された磁界発生部（永久磁石）１２に与えるべきガイダンス磁界を含む情報（以下、ガイダンス情報という）を計算し、これをガイダンス信号出力部２３０に入力する。
　ガイダンス信号出力部２３０は、信号生成部２３１とガイダンスコイル駆動部２３２とを有する。制御部２０１が計算したガイダンス情報は、ガイダンス信号出力部２３０における信号生成部２３１に入力される。信号生成部２３１は、入力されたガイダンス情報に従ってガイダンス磁界を発生させるために必要な信号波形を算出し、この信号波形を有するガイダンス信号を生成して出力する。
　信号生成部２３１から出力されたガイダンス信号は、ガイダンスコイル駆動部２３２に入力される。ガイダンスコイル駆動部２３２は、入力されたガイダンス信号を電流増幅した後、ガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚに適宜入力する。これにより、適宜選択されたガイダンスコイル２３４ｘ～２３４ｚから磁界が放出され、検出空間Ｋ内にカプセル型医療装置１０を目的の位置および向きに誘導するガイダンス磁界が形成される。すなわち、ガイダンス信号出力部２３０とガイダンスコイル２２４とは、カプセル型医療装置１０を目的の位置および向きに誘導するカプセル誘導部として機能する。
　・駆動磁界発生制御部
　次に、駆動磁界発生装置２２０Ａにおける各駆動信号出力部２２０をフィードバック制御することで安定した駆動磁界を発生させる駆動磁界発生制御部２０１Ａについて、図面を用いて詳細に説明する。図６は、本実施の形態による制御部２０１において実現される駆動磁界発生制御部２０１Ａの概略構成を示す機能ブロック図である。
　図６に示すように、駆動磁界発生制御部２０１Ａは、ＰＩＤ制御部２０１ａと差分算出部２０１ｂと比較部２０１ｃとを備え、各駆動信号出力部２２０の電流検出部２２３において算出された最新のＦＦＴデータ（以下、これを今回分ＦＦＴデータという）が逐次入力される。また、メモリ部２０２には、電流目標値２０２ａとＰＩＤパラメータ２０２ｂと、前回分振幅値２０２ｃと差分基準値２０２ｄとが保持されており、適宜、駆動磁界発生制御部２０１Ａ（すなわち制御部２０１）によってバス２０１ｅ等を介して参照される。このように、メモリ部２０２は、駆動磁界発生制御部２０１Ａが信号生成部２２１に前回出力させた駆動信号の振幅値（前回分振幅値）を記憶する前回分振幅値記憶部として機能すると共に、また、前回分振幅値記憶部に記憶された前回分振幅値と駆動磁界発生制御部２０１Ａが新たに算出した振幅値（新規振幅値）との差分に対する基準値（差分基準値）を記憶する差分基準値記憶部として機能する。
　ＰＩＤ制御部２０１ａは、電流検出部２２３から出力された今回分ＦＦＴデータを入力すると共に、メモリ部２０２に保持されている電流目標値２０２ａを読み出し、読み出した電流目標値２０２ａに対する入力された今回分ＦＦＴデータの誤差、累積誤差および誤差変化率を算出する。なお、電流目標値とは、駆動コイル２２４に入力する駆動信号の電流振幅の目標値であって、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって得られる処理系に合わせてスケーリングされた値である。したがって、ＰＩＤ制御部２０１ａを含む駆動磁界発生制御部２０１Ａは、電流検出部２２３で検出された電流値がこの電流目標値２０２ａに近づくように、各駆動信号出力部２２０をフィードバック制御する。
　そこでＰＩＤ制御部２０１ａは、メモリ部２０２からＰＩＤパラメータ２０２ｂを読み出し、上述において算出した誤差、累積誤差および誤差変化率と読み出したＰＩＤパラメータ２０２ｂとを用いて、各駆動信号出力部２２０の信号生成部２２１に生成させる駆動信号の振幅値（以下、これを新規振幅値という）を計算して出力する。なお、ＰＩＤパラメータとは、ＰＩＤ制御に基づいて誤差、累積誤差および誤差変化率から駆動信号の新規振幅値を算出するためのパラメータである。
　ＰＩＤ制御部２０１ａから出力された新規振幅値は、差分算出部２０１ｂと選択部２０１ｄとにそれぞれ入力される。差分算出部２０１ｂは、メモリ部２０２から前回部の振幅値（以下、前回分振幅値という）２０２ｃを読み出し、これと新規振幅値との差分を算出する。また、差分算出部２０１ｂは、算出した差分を比較部２０１ｃへ出力する。
　比較部２０１ｃには、差分算出部２０１ｂから出力された差分の他に、差分基準値２０２ｄがメモリ部２０２から読み出されて入力される。なお、差分基準値とは、差分算出部２０１ｂから出力される差分に対してあらかじめ設定された値であり、振幅値が前回から大幅に変化するか否かを判断するための基準となる値である。比較部２０１ｃは、入力された差分と読み出された差分基準値２０２ｄとを比較した結果を、駆動磁界の安定度を示す比較結果信号として出力する。例えば、差分算出部２０１ｂから入力された差分の絶対値が差分基準値２０２ｄよりも大きい場合、比較部２０１ｃは、例えばＨｉｇｈレベルの比較結果信号を出力し、また、差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下である場合、例えばＬｏｗレベルの比較結果信号を出力する。
　また、比較部２０１ｃから出力された比較結果信号は、制御部２０１を介して位置導出部２１０に入力される。位置導出部２１０は、前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄよりも大きいことを比較結果信号が示すとき（例えば比較結果信号がＨｉｇｈレベルである場合）、例えば位置導出の処理を実行しないか、もしくは、信号処理部２１１から出力された検出信号（ＦＦＴデータ）または位置計算部２１２において導出された位置および方向情報を無効とする。これにより、位置検出精度が劣化する可能性があるタイミングでの位置および方向情報の導出を回避することが可能となり、より精度が向上された位置検出が可能な位置検出磁気誘導システム１を実現することが可能となる。なお、前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であることを比較結果信号が示すとき（例えば比較結果信号がＬｏｗレベルである場合）、位置導出部２１０は、信号処理部２１１から出力された検出信号（ＦＦＴデータ）を有効として位置導出の処理を実行し、これにより得られた位置および方向情報を有効な情報として処理する。
　なお、位置および方向情報を導出しない、または、導出した位置および方向情報を無効とするタイミング（区間）での位置および方向情報がブランク（ヌル）となることを防止するために、このタイミング（区間）の位置および方向情報に前回のタイミングで算出した位置および方向情報をはめ込んでもよい。このはめ込み処理は、例えば制御部２０１において実行されても、位置導出部２１０の例えば位置計算部２１２において実行されてもよい。
　ここで、本実施の形態によるＰＩＤ制御の概略を説明する。図７は、本実施の形態によるＰＩＤ制御の概略を説明するためのタイミングチャートである。図７によれば、例えばタイミングｔ１でＦＦＴ回路２２３ＥがＦＦＴデータＤ１を生成すると、次のタイミングであるタイミングｔ２で駆動磁界発生制御部２０１ＡがＦＦＴデータＤ１を用いてＰＩＤ処理等することで、新規振幅値の算出と、今回分振幅値として使用する振幅値の特定とを実行する。以降、タイミングｔ２～ｔ１１、…についても同様である。
　また、本実施の形態では、例えば図７に示すように、タイミングｔ７で生成された新規振幅値を無効とした場合、駆動磁界発生制御部２０１Ａは、上述したように、例えば前回のタイミングであるタイミングｔ６で使用した振幅値（前回分振幅値２０２ｃ）を使用する。これにより、信号生成部２２１に駆動信号を生成させる制御信号がブランク（ヌル）となることを防止できると共に、急激な振幅変化を生じさせない振幅値を容易に特定することが可能となる。
　このように本実施の形態では、信号生成部２２１から出力されて駆動コイル駆動部２２２で振幅増幅された駆動信号の電流値を電流検出部２２３で検出し、駆動磁界発生制御部２０１Ａがこの電流値に応じて信号生成部２２１で生成される駆動信号が電流目標値に近づくように信号生成部２２１をフィードバック制御すると共に、振幅値が前回から大きく変化する場合には今回分の振幅値を無効として前回分の振幅値を使用するため、信号生成部２２１に電流目標値近くで安定した振幅の駆動信号を生成させることが可能となる。
　（変形例１）
　また、本実施の形態による位置検出磁気誘導システム１は、より正確な位置および方向情報を導出するために、位置導出部２１０の信号処理部２１１から出力された検出信号（ＦＦＴデータ）の平均値を取り、この平均化された検出信号（ＦＦＴデータ）を用いて位置計算部２１２が位置および方向情報を算出するように構成するか、若しくは、制御部２０１において位置導出部２１０から出力された位置および方向情報を平均化するように構成するなど、種々の変形が可能である。以下、検出信号（ＦＦＴデータ）を平均化するケースを本実施の形態の変形例１として説明する。なお、以下の説明において、検出信号（ＦＦＴデータ）を、単にＦＦＴデータという。
　図８は、本変形例１による位置計算部２１２の概略動作を示すフローチャートである。なお、本変形例１では、位置計算部２１２が、メモリ部２０２に保存しているＦＦＴデータの数をカウントするアップカウンタ（以下、保存数カウンタという）と、平均化するＦＦＴデータの数を管理するダウンカウンタ（以下、平均化数カウンタという）と、を備えている。
　図８に示すように、位置計算部２１２は、起動後、まず、保存数カウンタをクリア（ＳＣ＝０）し（ステップＳ１０１）、さらに、平均化数カウンタにあらかじめ定めておいた平均化の数（以下、データセット数または第１所定回数という）ｎ（ｎは２以上の整数）をセット（ＡＣ＝ｎ）する（ステップＳ１０２）。
　次に位置計算部２１２は、信号処理部２１１からＦＦＴデータを入力すると共に制御部２０１から出力された比較結果信号を入力する（ステップＳ１０３）。続いて位置計算部２１２は、入力された比較結果信号が“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示すか否かを判定する（ステップＳ１０４）。
　ステップＳ１０４の判定の結果、比較結果信号が差分基準値２０２ｄ以下であることを示す場合（ステップＳ１０４のＹｅｓ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１０３で入力したＦＦＴデータをメモリ部２０２等に保存し（ステップＳ１０５）、続いて保存数カウンタを１つインクリメント（ＳＣ＝ＳＣ＋１）した後（ステップＳ１０６）、ステップＳ１０９へ移行する。
　一方、ステップＳ１０４の判定の結果、比較結果信号が差分基準値２０２ｄよりも大きいことを示す場合（ステップＳ１０４のＮｏ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１０３で入力したＦＦＴデータを破棄し（ステップＳ１０７）、続いて平均化数カウンタを１つデクリメントした後（ステップＳ１０８）、ステップＳ１０９へ移行する。このように、位置計算部２１２が入力された比較結果信号に基づいて平均化数カウンタのカウンタ値ＣＡを１つデクリメントして実質的にデータセット数ｎ（第１所定回数）を減少させる平均化数増減部としても機能することで、位置および方向情報を導出する周期を一定に保つことが可能となる。
　ステップＳ１０９では、位置計算部２１２は、保存数カウンタのカウンタ値ＳＣと平均化カウンタのカウンタ値ＡＣとを取得し、両者が一致するか否か（ＳＣ＝ＡＣ？）を判定する（ステップＳ１０９）。両者が一致しない場合（ステップＳ１０９のＮｏ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１０３へ帰還する。一方、両者が一致する場合（ステップＳ１０９のＹｅｓ）、位置計算部２１２は、メモリ部２０２に保存しているＦＦＴデータを読み出してこれらの平均値を算出し（ステップＳ１１０）、続いて、算出したＦＦＴデータの平均値を用いてカプセル型医療装置１０（ＬＣ共振回路）の位置および方向情報を導出する（ステップＳ１１１）。
　次に位置計算部２１２は、導出した位置および方向情報を制御部２０１へ出力し（ステップＳ１１２）、メモリ部２０２に保存されているＦＦＴデータをクリアする（ステップＳ１１３）。その後、位置計算部２１２は、例えば制御部２０１から終了命令が入力されているか否かを判定し（ステップＳ１１４）、終了命令が入力されている場合（ステップＳ１１４のＹｅｓ）、処理を終了する。一方、終了命令が入力されていない場合（ステップＳ１１４のＮｏ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１０１へ帰還して、以降、同様の動作を実行する。
　（変形例２）
　また、本実施の形態の変形例１におけるデータセット数ｎは、例えば安定して位置検出が実行されている場合、小さくすることも可能である。これは、個々のＦＦＴデータ（または位置および方向情報）が正確であれば、より多くの数のＦＦＴデータ（または位置および方向情報）を平均化しなくとも正確な位置および方向情報を取得することができることによる。
　さらに、データセット数ｎは、例えば位置検出が安定していない場合、大きくすることも可能である。これは、より多くのＦＦＴデータ（または位置および方向情報）の平均値を取ることで、導出された位置および方向情報の精度が向上することによる。
　なお、安定して位置検出が実行されている状態とは、前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下である状態が比較的長い期間継続している状態を意味する。また、位置検出が不安定な状態とは、前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下である状態が比較的短い期間しか継続していない状態を意味する。
　そこで本変形例２では、比較結果信号において“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”が連続して示された回数をカウントし、この回数があらかじめ定めておいた規定回数ｐ以上となった場合、位置計算部２１２がデータセット数ｎを減らし、あらかじめ定めておいた規定回数ｑ未満しか継続しなかった場合、位置計算部２１２がデータセット数ｎを増やすように動作する。以下、この動作を図９を用いて詳細に説明する。なお、図９は、本変形例２において位置計算部２１２がデータセット数ｎを増減する際の概略動作を示すフローチャートである。なお、本変形例２では、位置計算部２１２は、“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”が連続して示された回数をカウントするカウンタ（以下、連続有効回数カウンタという）を備えている。
　図９に示すように、位置計算部２１２は、起動後、まず、連続有効回数カウンタをクリア（ＡＮＣ＝０）する（ステップＳ１２１）。次に位置計算部２１２は、制御部２０１から出力された比較結果信号を入力し（ステップＳ１２２）、入力された比較結果信号が“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示すか否かを判定する（ステップＳ１２３）。
　ステップＳ１２３の判定の結果、比較結果信号が差分基準値２０２ｄ以下であることを示す場合（ステップＳ１２３のＹｅｓ）、位置計算部２１２は、連続有効回数カウンタを１つインクリメント（ＡＮＣ＝ＡＮＣ＋１）する（ステップＳ１２４）。続いて、位置計算部２１２は、連続有効回数カウンタのカウンタ値ＡＮＣがあらかじめ定めておいた所定値ｐ（ｐは３以上の整数であって後述するｐより大きい）であるか否か（ＡＮＣ≧ｐ）を判定する（ステップＳ１２５）。なお、所定値ｐは、ｐ回以上“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示す比較結果信号が連続した場合は位置検出が安定していると判断するための判断基準を示す値である。
　ステップＳ１２５の判定の結果、カウンタ値ＡＮＣが所定値ｐ以上でない場合（ステップＳ１２５のＮｏ）、ステップＳ１２２へ帰還する。一方、ステップＳ１２５の判定の結果、カウンタ値ＡＮＣが所定値ｐ（第２所定回数）以上である場合（ステップＳ１２５のＹｅｓ）、位置計算部２１２は、メモリ部２０２等で管理されている現在のデータセット数ｎがあらかじめ設定しておいた下限値ｉ（ｉは正の整数）より大きいか否かを判定し（ステップＳ１２６）、ｎがｉより大きい場合（ステップＳ１２６のＹｅｓ）、データセット数ｎを１つデクリメントした後（ステップＳ１２７）、ステップＳ１３１へ移行する。このように、位置計算部２１２が入力された比較結果信号に基づいてデータセット数ｎ（第１所定回数）を減少させる平均化数増減部としても機能する。
　一方、ステップＳ１２６の判定の結果、ｎがｉ以下である場合（ステップＳ１２６のＮｏ）、位置計算部２１２は、これ以上データセット数ｎをデクリメントできないとして、ステップＳ１３１へ移行する。なお、下限値ｉは、データセット数ｎの下限値である。
　また、ステップＳ１２３の判定の結果、比較結果信号が差分基準値２０２ｄより大きいことを示す場合（ステップＳ１２３のＮｏ）、位置計算部２１２は、連続有効回数カウンタのカウンタ値があらかじめ定めておいた所定値ｑ（ｑは２以上の整数）より小さいか否か（ＡＮＣ＜ｑ）を判定する（ステップＳ１２８）。なお、所定値ｑは、“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示す比較結果信号の連続回数がｑ回を満たない場合は位置検出が安定していないと判断するための判断基準を示す値である。
　ステップＳ１２８の判定の結果、カウンタ値ＡＮＣが所定値ｑ以上である場合（ステップＳ１２８のＮｏ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１３１へ移行する。一方、ステップＳ１２８の判定の結果、カウンタ値ＡＮＣが所定値ｑ（第３所定回数）より小さい場合（ステップＳ１２８のＹｅｓ）、位置計算部２１２は、メモリ部２０２等で管理されている現在のデータセット数ｎが上限値ｊ（ｊは正の整数であって上述のｉより大きい）より小さいか否かを判定し（ステップＳ１２９）、ｎがｊより小さい場合（ステップＳ１２９のＹｅｓ）、データセット数ｎを１つインクリメントした後（ステップＳ１３０）、ステップＳ１３１へ移行する。このように、位置計算部２１２は、入力された比較結果信号に基づいてデータセット数ｎ（第１所定回数）を増加させる平均化数増減部としても機能する。
　一方、ステップＳ１２９の判定の結果、ｎがｊ以上である場合（ステップＳ１２９のＮｏ）、位置計算部２１２は、これ以上データセット数ｎをインクリメントできないとして、ステップＳ１３１へ移行する。なお、上限値ｊは、データセット数ｎの上限値である。
　ステップＳ１３１では、位置計算部２１２は、例えば制御部２０１から終了命令が入力されているか否かを判定し、終了命令が入力されている場合（ステップＳ１３１のＹｅｓ）、処理を終了する。一方、終了命令が入力されていない場合（ステップＳ１３１のＮｏ）、位置計算部２１２は、ステップＳ１２１へ帰還して、以降、同様の動作を実行する。
　（変形例３）
　また、上記した本実施の形態（変形例を含む）では、例えば位置検出の精度が高いとき、言い換えれば、位置検出が安定しているとき（すなわち、“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示す比較結果信号が連続しているとき）にガイダンス信号出力部２３０を制御してカプセル型医療装置１０を誘導するガイダンス磁界を発生する。
　ただし、カプセル型医療装置１０を誘導する際、例えば駆動磁界と比較して大きな電流を用いて強い磁界のガイダンス磁界を形成するため、ガイダンス磁界に含まれるノイズ成分が大きくなりがちである。このため、ノイズにＬＣ共振回路１１１の共振周波数Ｆ０と略同程度の周波数成分が多く含まれると、導出した位置および方向情報の精度が劣化する場合が存在する。
　そこで本実施の形態の変形例３として、例えば位置検出の精度が低下したとき、言い換えれば、位置検出が安定していないとき（すなわち、“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄ以下であること”を示す比較結果信号の連続回数が比較的少ないとき）にガイダンス信号出力部２３０を制御してカプセル型医療装置１０を誘導するガイダンス磁界を発生するように構成してもよい。これにより、ガイダンス磁界を発生させない期間の位置検出精度が劣化することを回避することが可能となる。ただし、ここでは位置検出の安定度を前回分振幅値と新規振幅値とを用いて判定しているが、本発明はこれに限定されず、例えば図１０に示すタイミングｔ１２～ｔ１３の区間やタイミングｔ１４～ｔ１５の区間のように、振幅更新のされていない区間を“位置検出が安定している区間”と見なし、この区間、ガイダンス磁界を発生させるように構成してもよい。これにより、ＰＩＤの計測時にガイダンス信号出力部２３０および／またはガイダンスコイル２３４からのノイズの影響を低減することが可能となる。なお、図１０は、本変形例３によるＰＩＤ制御と振幅制御との概略を示すタイミングチャートである。
　（変形例４）
　また、上記した本実施の形態（変形例を含む）では、ＣＳＴ回路２２３Ａを用いて駆動コイル２２４に流れる電流を検出したが、本発明はこれに限定されず、例えば図１１に示すように、ＣＳＴ回路２２３Ａの代りに駆動コイル２２４の近傍に配置されたセンスコイル２２３Ｆを用いて駆動コイル２２４から放出された駆動磁界を直接的に検出してもよい。なお、図１１は、本変形例４によるセンスコイル２２３Ｆの概略構成を示す等価回路図である。図１１に示すように、センスコイル２２３Ｆは、例えば駆動コイル２２４に近接して配置されたコイル２２３ｄと、コイル２２３ｄと並列接続された負荷抵抗２２３ｅと、よりなる。
　以上のように構成することで、本変形例４では、センスコイル２２３Ｆが、駆動コイル２２４を１次コイルとした２次コイルとして機能するため、例えば図４に示すような電流検出部２２３と同様の構成を用いることが可能となる。
　（変形例５）
　さらに、本実施の形態によるＣＳＴ回路２２３Ａまたは上記した変形例４によるセンスコイル２２３Ｆの代りに、例えば図１２に示すように、駆動コイル２２４と駆動コイル駆動部２２２とを接続する配線上にこの配線を流れる電流を計測する電流計２２３Ｇを設けてもよい。なお、図１２は、本変形例５による駆動コイル２２４と駆動コイル駆動部２２２と電流計２２３Ｇとの接続関係を示す図である。
　本変形例５による電流計２２３Ｇは、駆動コイル２２４に入力される駆動信号の電流値を例えばＣＳＴ回路２２３Ａやセンスコイル２２３Ｆと同様に電圧変化の信号（電流検出信号）として出力するため、例えば図４に示すような電流検出部２２３と同様の構成を用い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による位置検出磁気誘導システム２の構成および動作を、図面を用いて詳細に説明する。なお、本発明の実施の形態１による位置検出磁気誘導システム１と同様の構成については、同一の符号を付し、その詳細な説明を省略する。
　図１３は、本実施の形態による位置検出磁気誘導システム２の概略構成を示す模式図である。図１３と図１とを比較すると明らかなように、位置検出磁気誘導システム２は、位置検出磁気誘導システム１と同様の構成において、駆動磁界発生装置２２０Ａが駆動磁界発生装置４２０に置き換えられている。
　駆動磁界発生装置４２０は、信号生成部４２１と駆動コイル駆動部４２２と電流検出部４２３と駆動コイル切替部４２４とを有する。なお、信号生成部４２１、駆動コイル駆動部４２２および電流検出部４２３は、位置検出磁気誘導システム１における信号生成部２２１、駆動コイル駆動部２２２および電流検出部２２３と同様の構成であるため、ここでは詳細な説明を省略する。
　また、駆動コイル切替部４２４は、電流検出部４２３を介して駆動コイル駆動部４２２に接続する駆動コイル２２４を、駆動コイル２２４ｘ、２２４ｙおよび２２４ｚのなかから何れかに切り替えるスイッチとして機能する。すなわち、本実施の形態による駆動磁界発生装置４２０は、複数の駆動コイル２２４に対して共通の信号生成部４２１と駆動コイル駆動部４２２と電流検出部４２３とを有し、これらの接続先を駆動コイル切替部４２４を用いて適宜切り替えるように構成される。
　駆動コイル切替部４２４の切替制御は、例えば制御部２０１から出力された制御信号によって行われる。制御部２０１は、カプセル型医療装置１０の最新の位置および方向情報に基づいて、最適な駆動磁界を発生させる駆動コイル２２４を特定し、特定した駆動コイル４２４と駆動コイル駆動部４２２とが接続するように駆動コイル切替部４２４を制御する。
　なお、制御部２０１による駆動コイル切替部４２４の切替制御は、位置検出精度が低下するタイミングに合わせて実行するとよい。ここで、図１４を用いて本実施の形態による切替制御のタイミングについて説明する。なお、図１４は、本実施の形態によるＰＩＤ制御と切替制御と振幅制御との概略を示すタイミングチャートである。
　図１４に示すように、例えば振幅更新がなされたタイミングｔ２３からタイミングｔ２４の区間の次のタイミングｔ２４からタイミングｔ２５の区間では、選択中の駆動コイル２２４に入力される駆動信号の振幅が切り替えられるため、位置検出精度が劣化する可能性がある。そこで、この区間（ｔ２４～ｔ２５）に駆動コイル切替部４２４を制御して、選択する駆動コイル２２４を切り替える。これにより、位置検出精度に与える影響を抑えつつ、使用する駆動コイル２２４を切り替えることが可能となる。
　なお、図１４では、各制御等のタイミングを明瞭にするために、振幅更新のタイミングをＰＩＤ計算のタイミングから１つ遅らせた場合を例に挙げるが、本発明はこれに限定されず、ＰＩＤ計算のタイミングと振幅更新のタイミングとは、同じタイミングであっても構わない。また、図１４では、駆動する駆動コイル２２４を切り替えた後、次のタイミングから切り替えられた駆動コイル２２４を駆動する場合を例に挙げているが、本発明はこれに限定されず、例えば新たに選択された駆動コイル２２４から放出される駆動磁界が安定するまでのＦＦＴデータ（例えばＦＦＴデータＤ２５等）を無効化してからＰＩＤ制御等を開始するように構成してもよい。
　以上のように、制御部２０１が駆動コイル切替部４２４を制御して駆動コイル駆動部４２２が電気的に接続される駆動コイル２２４を複数の駆動コイル（２２４ｘ～２２４ｚ）のいずれかに切り替えさせる切替制御部として機能することで、位置検出に最適な駆動磁界を発生させる駆動コイル２２４のみを駆動させることが可能となるため、外部装置４００の消費電力を抑えることができる。
　また、制御部２０１が、駆動磁界発生制御部２０１Ａによって検出された駆動磁界の安定度が低いとき、すなわち比較結果信号によって“前回分振幅値と新規振幅値との差分の絶対値が差分基準値２０２ｄよりも大きいこと”が示されたときに、駆動コイル切替部４２４を制御して駆動コイル駆動部４２２が電気的に接続される駆動コイル２２４を複数の駆動コイル（２２４ｘ～２２４ｚ）のいずれかに切り替えさせることで、切替制御が位置検出精度に与える影響を抑えることが可能となる。
　さらに、本実施の形態では、駆動コイル切替部４２４が駆動しない駆動コイル２２４を駆動コイル駆動部４２２から電気的に切り離すように構成するとよい。これにより、位置検出時に検出空間Ｋ近傍に有効な状態で存在するコイルの数を減らすことが可能となるため、センスコイル２１４による検出に影響を与える不要なコイルの数を削減することが可能となる。
　なお、他の構成、動作および効果は、本発明の実施の形態１またはその変形例と同様であるため、ここでは詳細な説明を省略する。
　また、上記実施の形態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く、仕様等に応じて種々変形することは本発明の範囲内であり、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。
　１　位置検出磁気誘導システム
　１０　カプセル型医療装置
　１１　共振磁界発生部
　１２　磁界発生部
　２００　外部装置
　２０１　制御部
　２０１Ａ、２０１Ｂ　駆動磁界発生制御部
　２０１ａ　ＰＩＤ制御部
　２０１ｂ　差分算出部
　２０１ｃ　比較部
　２０２　メモリ部
　２０２ａ　電流目標値
　２０２ｂ　ＰＩＤパラメータ
　２０２ｃ　前回分振幅値
　２０２ｄ　差分基準値
　２０３　操作部
　２０４　表示部
　２０５　無線受信部
　２０５ａ　受信用アンテナ
　２０６　無線送信部
　２０６ａ　送信用アンテナ
　２１０　位置導出部
　２１１　信号処理部
　２１２　位置計算部
　２１４　センスコイル
　２２０Ａ、４２０　駆動磁界発生装置
　２２０ｘ、２２０ｙ、２２０ｚ　駆動信号出力部
　２２１ｘ、２２１ｙ、２２１ｚ、４２１　信号生成部
　２２２ｘ、２２２ｙ、２２２ｚ、４２２　駆動コイル駆動部
　２２３ｘ、２２３ｙ、２２３ｚ、４２３　電流検出部
　２２３Ａ　ＣＳＴ回路
　２２３Ｂ　増幅回路
　２２３Ｃ　ＢＰＦ
　２２３Ｄ　Ａ／Ｄ変換回路
　２２３Ｅ　ＦＦＴ回路
　２２３Ｆ　センスコイル
　２２３Ｇ　電流計
　２２３ａ　１次コイル
　２２３ｂ　２次コイル
　２２３ｃ、２２３ｅ　負荷抵抗
　２２３ｄ　コイル
　２２３ｔ　トランス回路
　２２４ｘ、２２４ｙ、２２４ｚ　駆動コイル
　２３０　ガイダンス信号出力部
　２３１　信号生成部
　２３２　ガイダンスコイル駆動部
　２３４ｘ、２３４ｙ、２３４ｚ　ガイダンスコイル
　４２４　駆動コイル切替部
　Ｋ　検出空間

Claims (15)

  1. 　検出空間内に被検体に導入された状態で配置される被検体内導入装置と、前記被検体外に配置される外部装置と、を備えた位置検出システムであって、
    　前記被検体内導入装置は、
    　外部から入力された前記駆動磁界によって誘導されることで共振磁界を放出する共振回路を有し、
    　前記外部装置は、
    　所定周波数の駆動信号を出力する駆動コイル駆動部と、
    　前記出力された駆動信号を入力して前記検出空間内に前記駆動磁界を形成する駆動コイルと、
    　前記共振磁界を検出して検出信号を出力するセンスコイルと、
    　前記検出信号を用いて前記共振回路の位置情報を導出する位置導出部と、
    　前記駆動コイルに入力された前記駆動信号の電流振幅値を検出する電流検出部と、
    　前記電流振幅値を用いて前記駆動コイル駆動部に出力させる駆動信号の振幅値を算出し、該算出した振幅値に基づいて前記駆動磁界の安定度を検出し、該検出した駆動磁界の安定度に基づいて前記位置導出部を制御する駆動磁界発生制御部と、
    　を有することを特徴とする位置検出システム。
  2. 　前記駆動磁界発生制御部は、前回算出した振幅値と今回算出した振幅値との差分を算出し、該差分とあらかじめ設定しておいた基準値とを比較し、該比較の結果を前記安定度を示す比較結果信号として前記位置導出部へ出力し、
    　前記位置導出部は、入力された前記比較結果信号に基づいて、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を有効または無効とすることを特徴とする請求項１に記載の位置検出システム。
  3. 　前記位置導出部は、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を無効とすることを特徴とする請求項２に記載の位置検出システム。
  4. 　前記位置導出部は、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記センスコイルから入力した前記検出信号または前記導出した位置情報を有効とすることを特徴とする請求項２に記載の位置検出システム。
  5. 　前記位置導出部は、
    　前記センスコイルから入力した前記検出信号の第１所定回数分の平均値に基づいて前記位置情報を導出する位置計算部と、
    　入力された前記比較結果信号に基づいて前記第１所定回数を増減する平均化数増減部と、
    　を有することを特徴とする請求項２に記載の位置検出システム。
  6. 　前記平均化数増減部は、前記差分が前記基準値以下であることを示す前記比較結果信号が第２所定回数以上連続して前記位置導出部に入力された場合、前記第１所定回数を減少させることを特徴とする請求項５に記載の位置検出システム。
  7. 　前記平均化数増減部は、前記差分が前記基準値よりも大きいことを示す前記比較結果信号が第３所定回数以上連続して入力されなかった場合、前記第１所定回数を増加させることを特徴とする請求項５に記載の位置検出システム。
  8. 　前記平均化数増減部は、前記差分が前記基準値よりも大きいことを示す前記比較結果信号が第３所定回数以上連続して入力されなかった場合、前記第１所定回数を増加させることを特徴とする請求項６に記載の位置検出システム。
  9. 　前記外部装置は、
    　複数の前記駆動コイルと、
    　前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替える駆動コイル切替部と、
    　前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせる切替制御部と、
    　を有し、
    　前記切替制御部は、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記安定度が低いときに前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせることを特徴とする請求項１に記載の位置検出システム。
  10. 　前記外部装置は、
    　複数の前記駆動コイルと、
    　前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替える駆動コイル切替部と、
    　前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせる切替制御部と、
    　を有し、
    　前記駆動磁界発生制御部は、前記差分と前記基準値とを比較することで検出した前記安定度を比較結果信号として前記切替制御部へ出力し、
    　前記切替制御部は、入力された前記比較結果信号が前記基準値よりも前記差分が大きいことを示す場合、前記駆動コイル切替部を制御して前記駆動コイル駆動部が電気的に接続される駆動コイルを前記複数の駆動コイルのいずれかに切り替えさせることを特徴とする請求項１に記載の位置検出システム。
  11. 　前記被検体内導入装置は、
    　一定の磁界を発生する磁界発生部を有し、
    　前記外部装置は、
    　前記所定周波数と異なる周波数のガイダンス信号を出力するガイダンス信号出力部と、
    　前記出力されたガイダンス信号を入力して前記検出空間内にガイダンス磁界を形成するガイダンスコイルと、
    　を有し、
    　前記ガイダンス信号出力部は、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記駆動磁界の安定度が低い場合、前記ガイダンス信号を出力して前記ガイダンスコイルに前記ガイダンス磁界を発生させることを特徴とする請求項１に記載の位置検出システム。
  12. 　前記被検体内導入装置は、
    　一定の磁界を発生する磁界発生部を有し、
    　前記外部装置は、
    　前記所定周波数と異なる周波数のガイダンス信号を出力するガイダンス信号出力部と、
    　前記出力されたガイダンス信号を入力して前記検出空間内にガイダンス磁界を形成するガイダンスコイルと、
    　を有し、
    　前記ガイダンス信号出力部は、前記駆動磁界発生制御部によって検出された前記駆動磁界の安定度が高い場合、前記ガイダンス信号を出力して前記ガイダンスコイルに前記ガイダンス磁界を発生させることを特徴とする請求項１に記載の位置検出システム。
  13. 　外部から入力された駆動磁界によって誘導されることで共振磁界を放出する共振回路を備えた被検体内導入装置の被検体内での位置を検出する位置検出方法であって、
    　駆動コイルに所定周波数の駆動信号を入力することで前記駆動磁界を形成する駆動磁界形成ステップと、
    　前記共振磁界を検出する共振磁界検出ステップと、
    　前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界から前記被検体内導入装置の位置情報を導出する位置導出ステップと、
    　前記駆動コイルに入力された前記駆動信号の電流振幅値を検出する電流検出ステップと、
    　前記電流振幅値を用いて前記駆動コイルに入力する駆動信号の振幅値を算出し、該算出した振幅値に基づいて前記駆動磁界の安定度を検出し、該検出した駆動磁界の安定度に基づいて前記位置導出部を制御する駆動磁界発生制御ステップと、
    　を含むことを特徴とする位置検出方法。
  14. 　前記駆動磁界発生制御ステップは、前回算出した振幅値と今回算出した振幅値との差分を算出し、該差分とあらかじめ設定しておいた基準値とを比較し、
    　前記位置導出ステップは、前記駆動磁界発生制御ステップにおける前記差分と前記基準値との比較結果に基づいて、前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界または前記位置導出ステップで導出された前記位置情報を有効または無効とすることを特徴とする請求項１３に記載の位置検出方法。
  15. 　前記位置導出ステップは、
    　前記共振磁界検出ステップで検出された前記共振磁界の第１所定回数分の平均値に基づいて前記位置情報を導出する位置計算ステップと、
    　前記駆動磁界発生制御ステップにおける前記差分と前記基準値との比較結果に基づいて、前記第１所定回数を増減する平均化数増減ステップと、
    　を含むことを特徴とする請求項１４に記載の位置検出方法。
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