WO2016132599A1 - 位置検出システム及びカプセル型医療装置誘導システム - Google Patents

位置検出システム及びカプセル型医療装置誘導システム Download PDF

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WO2016132599A1
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detection
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coil
position detection
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千葉　淳
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オリンパス株式会社
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    • A61B1/00011—Operational features of endoscopes characterised by signal transmission
    • A61B1/00016—Operational features of endoscopes characterised by signal transmission using wireless means

Definitions

  • the present invention relates to a position detection system that detects the position or direction of a capsule medical device by detecting a magnetic field generated from the capsule medical device introduced into the subject outside the subject, and the capsule medical device.
  • the present invention relates to a capsule medical device guidance system for guidance.
  • capsule medical devices have been developed that are introduced into a subject to acquire various information related to the subject or administer drugs or the like into the subject.
  • a capsule endoscope is known that is formed in a size that can be introduced into the digestive tract (intraluminal) of a subject.
  • a capsule endoscope has an imaging function and a wireless communication function inside a capsule-shaped casing. After being swallowed by a subject, the capsule endoscope performs imaging while moving in the digestive tract, Image data of an internal organ image (hereinafter also referred to as an in-vivo image) is sequentially wirelessly transmitted.
  • a system for detecting the position and direction of such a capsule medical device in a subject has been developed.
  • a coil that generates a magnetic field upon receiving power hereinafter referred to as a magnetic field generating coil
  • a magnetic field generated from the magnetic field generating coil is provided outside a subject.
  • a position detection system that detects a plurality of magnetic field detection coils (hereinafter referred to as detection coils) and performs position detection calculation of the capsule medical device based on the detected magnetic field strength.
  • the magnetic field generation coil and the detection coil are regarded as points having no size, and the magnetic field detected by the detection coil is converted into a theoretical (ie, ideal) magnetic field generated by the magnetic field generation coil.
  • the position detection calculation is performed by treating it as a part of the distribution.
  • an error occurs between the magnetic field intensity detected by the detection coil and the theoretical magnetic field intensity according to the size and shape of these coils. Magnetic field error). If position detection calculation is performed based on the strength of the magnetic field including such an error, a position detection error of the capsule medical device occurs according to the detected magnetic field error.
  • the magnetic field generating coil and the detection coil should be made as small as possible to bring them closer to the ideal point.
  • the magnetic field generating coil is reduced, the output performance of the magnetic field is reduced, and if the detection coil is reduced, the detection performance of the magnetic field is reduced.
  • the influence of noise in the magnetic field detection signal becomes relatively large, and the time variation of the position detection error becomes large. Therefore, there is a limit to reducing the detection magnetic field error by reducing the coil. That is, in order to execute accurate position detection for the capsule medical device, it is necessary to sufficiently and stably reduce the detected magnetic field error in the detection coil by a method other than reducing the coil.
  • the present invention has been made in view of the above, and can sufficiently and stably reduce a detection magnetic field error in a detection coil with respect to a magnetic field generated by a magnetic field generation unit that is a position or direction detection target.
  • An object is to provide a position detection system and a capsule medical device guidance system.
  • a position detection system is a position detection system that detects at least one of the position and direction of a magnetic field generation unit that generates a magnetic field. Calculating at least one of a plurality of detection coils for detecting the magnetic field generated by the magnetic field generation unit and a position and a direction of the magnetic field generation unit based on the magnetic field detected by the plurality of detection coils
  • Each of the plurality of detection coils has a cylindrical shape, and a ratio of a length to a diameter of each detection coil is greater than 0 and equal to or less than 1.3.
  • the ratio of the length to the diameter of each detection coil is 0.65 or more and 1.15 or less.
  • a position detection system is a position detection system that detects at least one of a position and a direction of a magnetic field generation unit that generates a magnetic field, and includes a plurality of magnetic fields generated by the magnetic field generation unit.
  • a detection coil; and a calculation unit that calculates at least one of a position and a direction of the magnetic field generation unit based on the magnetic fields detected by the plurality of detection coils, and each of the plurality of detection coils , Equation (1) is satisfied, and coefficients G 1 , G 2 , and G 3 in Equation (1) are respectively given by Equations (2), (3), and (4).
  • the position detection system further includes the magnetic field generation unit, and the magnetic field generation unit includes a cylindrical magnetic field generation coil that generates a magnetic field, and the diameter of each of the detection coils is larger than the diameter of the magnetic field generation coil. It is characterized by being large.
  • the position detection system further includes a capsule medical device incorporating the magnetic field generation unit.
  • the capsule medical device guidance system includes the position detection system, and the capsule medical device further includes a magnet, and a magnetic field for guiding the capsule medical device by acting on the magnet.
  • the apparatus further includes a guidance magnetic field generator for generating
  • the magnetic field generated by the magnetic field generator is detected by the plurality of detection coils having a ratio of the length to the diameter that is greater than 0 and less than or equal to 1.3. It becomes possible to reduce stably.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration example of a position detection system according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing an example of the internal structure of the capsule endoscope shown in FIG.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing the shape of the detection coil shown in FIG.
  • FIG. 4 is a plan view showing an example of arrangement of detection coils in the panel of the magnetic field detection apparatus shown in FIG.
  • FIG. 5 is a plan view showing another arrangement example of the detection coils in the panel of the magnetic field detection apparatus shown in FIG.
  • FIG. 7 is a graph showing the correlation between the ratio between the diameter and the length of the detection coil and the detection magnetic field error.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing a configuration example of a capsule medical device guidance system according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 9 is a schematic diagram showing an example of the internal structure of the capsule endoscope shown in FIG.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing a configuration example of the guidance magnetic field generator shown in FIG.
  • the present invention measures, for example, a capsule endoscope that moves in the lumen from the esophagus to the anus of the subject, a capsule medical device that delivers a drug or the like into the subject, and a PH in the subject.
  • the present invention can be applied to position detection of various medical devices having a capsule type, such as a capsule type medical device including a PH sensor.
  • each drawing merely 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 not limited only to the shape, size, and positional relationship illustrated in each drawing. In the description of the drawings, the same portions are denoted by the same reference numerals.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration example of a position detection system according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the position detection system 1 according to the first embodiment is acquired by imaging the inside of the subject 2 as an example of a capsule medical device introduced into the lumen of the subject 2.
  • a capsule endoscope 10 that superimposes and transmits image data on a radio signal, and a magnetic field that is provided below the bed 2a on which the subject 2 is placed and detects an alternating magnetic field generated by the capsule endoscope 10 Based on the detection device 30 and the alternating magnetic field detected by the magnetic field detection device 30, at least one of the position of the capsule endoscope 10 and the direction (posture) in which the capsule endoscope 10 faces is detected.
  • a control device 40 is a control device 40.
  • the upper surface of the bed 2a that is, the placement surface of the subject 2 is defined as an XY plane (horizontal plane), and a direction orthogonal to the XY plane is defined as a Z direction (vertical direction).
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing an example of the internal structure of the capsule endoscope 10 shown in FIG.
  • the capsule endoscope 10 includes a capsule-shaped casing 100 that is formed in a size that can be easily introduced into the lumen of the subject 2, and is housed in the casing 100.
  • the imaging unit 11 that images the inside of the subject 2 and acquires an imaging signal, and the operation of each unit of the capsule endoscope 10 including the imaging unit 11 are controlled, and the imaging signal acquired by the imaging unit 11 is controlled.
  • a control unit 12 that performs predetermined signal processing, a transmission unit 13 that wirelessly transmits an imaging signal subjected to signal processing, and a magnetic field generation unit 14 that generates an alternating magnetic field for position detection of the capsule endoscope 10 And a power supply unit 15 for supplying power to each unit of the capsule endoscope 10.
  • the housing 100 is an outer case formed in a size that can be introduced into the organ of the subject 2.
  • the casing 100 includes a cylindrical casing 101 having a cylindrical shape, and dome-shaped casings 102 and 103 having a dome shape, and the opening ends on both sides of the cylindrical casing 101 are connected to a dome-shaped casing having a dome shape. This is realized by closing with the bodies 102 and 103.
  • the cylindrical housing 101 is formed of a colored member that is substantially opaque to visible light.
  • at least one of the dome-shaped casings 102 and 103 (the dome-shaped casing 102 on the imaging unit 11 side in FIG. 2) is formed by an optical member that is transparent to light of a predetermined wavelength band such as visible light. ing.
  • a predetermined wavelength band such as visible light.
  • one imaging unit 11 is provided only on one dome-shaped casing 102 side, but two imaging units 11 may be provided.
  • the dome-shaped casing 103 is also transparent. It is formed by an optical member.
  • Such a casing 100 includes the imaging unit 11, the control unit 12, the transmission unit 13, the magnetic field generation unit 14, and the power supply unit 15 in a liquid-tight manner.
  • the imaging unit 11 includes an illumination unit 111 such as an LED, an optical system 112 such as a condenser lens, and an imaging element 113 such as a CMOS image sensor or a CCD.
  • the illumination unit 111 emits illumination light such as white light to the imaging field of the imaging element 113 and illuminates the subject in the imaging field through the dome-shaped housing 102.
  • the optical system 112 focuses the reflected light from the imaging field of view on the imaging surface of the imaging element 113 to form an image.
  • the image sensor 113 converts reflected light (optical signal) from the imaging field received on the imaging surface into an electrical signal and outputs it as an image signal.
  • the control unit 12 operates the imaging unit 11 at a predetermined imaging frame rate and causes the illumination unit 111 to emit light in synchronization with the imaging frame rate.
  • the control unit 12 generates image data by performing A / D conversion and other predetermined signal processing on the imaging signal generated by the imaging unit 11.
  • the control unit 12 generates an alternating magnetic field from the magnetic field generation unit 14 by supplying power from the power supply unit 15 to the magnetic field generation unit 14.
  • the transmission unit 13 includes a transmission antenna, acquires image data and related information that have been subjected to signal processing by the control unit 12, performs modulation processing, and sequentially wirelessly transmits to the outside via the transmission antenna.
  • the magnetic field generation unit 14 includes a magnetic field generation coil 141 that forms part of a resonance circuit and generates a magnetic field when current flows, and a capacitor 142 that forms a resonance circuit together with the magnetic field generation coil 141. To generate an alternating magnetic field having a predetermined frequency.
  • the magnetic field generating coil 141 is a cylindrical coil formed by winding a metal wire in a certain direction.
  • the power supply unit 15 is a power storage unit such as a button-type battery or a capacitor, and has a switch unit such as a magnetic switch or an optical switch.
  • the power supply unit 15 switches the power supply on / off state by a magnetic field applied from the outside, and in the on state, the power of the power storage unit is transmitted to each component unit of the capsule endoscope 10 (imaging Unit 11, control unit 12, and transmission unit 13) as appropriate.
  • the power supply part 15 stops the electric power supply to each structure part of the capsule endoscope 10 in the OFF state.
  • the magnetic field detection device 30 is disposed on the planar panel 31 and the main surface of the panel 31, and each receives an alternating magnetic field generated from the capsule endoscope 10 to detect a detection signal. And a plurality of detection coils 32.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing the shape of each detection coil 32.
  • Each detection coil 32 is formed by winding a metal wire in a certain direction, and has a cylindrical shape as a whole as shown in FIG.
  • the diameter of the detection coil 32 having a cylindrical shape (the cylinder diameter) D S
  • the length of the winding direction (the height of the cylinder) and L S
  • the ratio L length L S for the diameter D S S / handle D S as a parameter representing the shape of the detection coil 32.
  • FIG. 4 and 5 are plan views showing examples of arrangement of the detection coils 32 in the panel 31.
  • the arrangement of the detection coils 32 may be a matrix in which the intervals between adjacent detection coils 32 are uniform, or according to the distance from the center of the panel 31 as shown in FIG. The interval between adjacent detection coils 32 may be widened.
  • all the detection coils 32 may be arranged so that the rotation center axis A (see FIG. 3) is parallel to the Z axis.
  • the direction of the detection coil 32 may be changed so that the rotation center axis A is parallel to any of the X axis, the Y axis, and the Z axis.
  • the detection coil 32 can accurately detect a change in the magnetic field in a direction parallel to the rotation center axis A. Therefore, by arranging the three detection coils 32 arranged so that the respective rotation center axes A are parallel to the X axis, the Y axis, and the Z axis as one unit (coil set 33), the magnetic field at the position can be reduced. The change can be detected three-dimensionally.
  • FIG. 5 shows an example in which a plurality of detection coils 32 are arranged on the inner peripheral side of the panel 31 so that the rotation center axis A is parallel to the Z axis, and a plurality of the coil sets 33 are arranged at the end of the panel 31. Is shown.
  • Such a magnetic field detection device 30 is arranged in the vicinity of the subject 2 under examination.
  • the magnetic field detection device 30 is arranged below the bed 2a so that the main surface of the panel 31 is horizontal.
  • This detection target region R is a three-dimensional closed region including a range in which the capsule endoscope 10 can move within the subject 2 (that is, the range of the organ to be observed). It is set in advance according to the arrangement of the plurality of detection coils 32, the strength of the magnetic field that can be generated by the magnetic field generator 14 in the capsule endoscope 10, and the like.
  • the control device 40 receives the wireless signal transmitted from the capsule endoscope 10 via the reception antenna 41a, and various information processed by the control device 40.
  • various information processed by the control device 40 are output to a display device or the like for display, a storage unit 43, and a signal processing unit 44 that performs various signal processing on the detection signals output from the detection coils 32 to generate magnetic field information.
  • a calculation unit that performs various calculation processes such as image generation based on the image data received by the reception unit 41 and detection of the position or direction of the capsule endoscope 10 based on magnetic field information generated by the signal processing unit 44 45.
  • a plurality of receiving antennas 41a for receiving radio signals transmitted from the capsule endoscope 10 are attached to the body surface of the subject 2.
  • the reception unit 41 selects a reception antenna 41a having the highest reception strength for the radio signal among these reception antennas 41a, and performs a demodulation process or the like on the radio signal received through the selected reception antenna 41a.
  • the image data of the in-vivo image and the related information are acquired.
  • the output unit 42 includes various displays such as liquid crystal and organic EL, and displays the in-vivo image of the subject 2 and information on the position and direction of the capsule endoscope 10 at the time of capturing the in-vivo image.
  • the storage unit 43 is realized by using a storage medium that stores information in a rewritable manner such as a flash memory or a hard disk and a writing / reading device.
  • the storage unit 43 includes various programs and various parameters for the calculation unit 45 to control each unit of the control device 40, image data of an in-vivo image captured by the capsule endoscope 10, and a capsule type in the subject 2. Information on the position and direction of the endoscope 10 is stored.
  • the signal processing unit 44 includes a filter unit 441 that shapes the waveform of the detection signal output from the magnetic field detection device 30, an amplifier 442, and an A / D conversion unit 443 that performs A / D conversion processing on the detection signal.
  • the calculation unit 45 is configured by using, for example, a CPU (Central Processing Unit) and the like, reads a program from the storage unit 43, performs instructions to each unit constituting the control device 40, transfers data, and the like, and performs operations of the control device 40. Control all over.
  • the calculation unit 45 includes an image processing unit 451 and a position detection calculation unit 452.
  • the image processing unit 451 performs predetermined image processing such as white balance processing, demosaicing, gamma conversion, smoothing (noise removal, etc.) on the image data input from the receiving unit 41, thereby displaying an image for display. Generate data.
  • predetermined image processing such as white balance processing, demosaicing, gamma conversion, smoothing (noise removal, etc.)
  • the position detection calculation unit 452 acquires information indicating the position of the capsule endoscope 10 and information indicating the direction (hereinafter collectively referred to as position information) based on the detection signal output from the signal processing unit 44. To do. More specifically, the position detection calculation unit 452 performs magnetic field information such as the amplitude and phase of the alternating magnetic field by performing fast Fourier transform processing (hereinafter referred to as FFT processing) on the detection data output from the signal processing unit 44. An FFT processing unit 452a to extract and a position calculation unit 452b to calculate at least one of the position and direction of the capsule endoscope 10 based on the magnetic field information extracted by the FFT processing unit 452a.
  • FFT processing fast Fourier transform processing
  • the position detection error of the capsule endoscope 10 is actually detected by a theoretical magnetic field (hereinafter referred to as an ideal magnetic field) distribution using the position of the magnetic field generation coil 141 as a magnetic field generation source and a plurality of detection coils 32. It is often caused by an error from a magnetic field distribution based on a magnetic field (hereinafter referred to as a detected magnetic field).
  • an ideal magnetic field a magnetic field distribution based on a magnetic field
  • the position calculation unit 452b uses the magnetic field distribution in an ideal condition where the magnetic field generation coil 141 and the detection coil 32 are regarded as points without considering the size and shape of the magnetic field generation coil 141 and the detection coil 32. This is because the direction is calculated.
  • the magnetic field strength when the magnetic field generation coil 141 and the detection coil 32 are regarded as dots (small points) is set as an ideal magnetic field strength, and the magnetic field strength when the magnetic field generation coil 141 and the detection coil 32 have actual sizes and shapes.
  • the detected magnetic field strength was used. Further, the detected magnetic field error was calculated from the difference between the detected magnetic field strength and the ideal magnetic field strength (detected magnetic field strength ⁇ ideal magnetic field strength).
  • the ideal magnetic field strength was obtained by calculating the magnetic field distribution assuming that there is a minute magnetic force source at each measurement point.
  • a model was set as follows for the detected magnetic field strength.
  • the detection coil 32 it sets the position as the center point in the radial direction and the length direction coincides with the origin, without considering helical shape of wound metal wire, circular detection of the diameter D S
  • the magnetic field strength at the origin was determined by assuming that the coils were gathered by the length L S.
  • the direction of the detection coil 32 was such that the rotation center axis of the detection coil 32 was vertical (parallel to the Z axis, that is, the opening end face was horizontal).
  • the shape of the detection coil 32, to set the diameter D S 10 mm, 20 mm, 30 mm, four types of 40 mm, for each diameter, and the length L S is varied in the range of 5 mm ⁇ 30 mm.
  • the position of the magnetic field generating coil 141 is set so that the center points in the radial direction and the length direction coincide with the coordinates of each measurement point, and the diameter D m is considered without considering the spiral shape of the wound metal wire.
  • circle current is to calculate the magnetic field distribution by dividing only gathered regarded as a set of length L m.
  • the direction of the magnetic field generating coil 141 at each measurement point is such that the rotation center axis of the magnetic field generation coil 141 is vertical (that is, the same direction as the detection coil 32) and the rotation center axis is parallel to the X axis ( That is, two patterns are formed (in the radial direction of the detection coil).
  • the diameter D m of the magnetic field generating coil 141 was smaller than either of the diameter D S of the detection coil 32.
  • the measurement points set in the detection target area were 50 mm pitch in the range of 0 mm to 450 mm in the + X direction and 50 mm pitch in the range of 50 to 500 mm in the + Z direction.
  • the ⁇ X direction and the ⁇ Y direction are omitted because they are symmetrical with the + X direction with respect to the arrangement of the detection coils 32.
  • FIG. 6A to 6F are schematic diagrams showing the results of the simulation, and show a case where the diameter D S of the detection coil 32 is 10 mm.
  • the horizontal axis indicates the coordinate in the radial direction (X direction) of the detection coil 32
  • the vertical axis indicates the coordinate in the axial direction (Z direction) of the detection coil 32.
  • the concentration at each coordinate in the graph indicates the absolute value of the detected magnetic field error. The darker the concentration at each coordinate, the larger the detected magnetic field error (absolute value), and the lower the concentration, the smaller the detected magnetic field error (absolute value). Represents.
  • the present inventor considers that the detection magnetic field error can be reduced by adjusting the balance between the diameter D S and the length L S of the detection coil 32, and obtains the optimum shape of the detection coil 32. Therefore, further examination was repeated.
  • the correlation between / D S (horizontal axis) and detected magnetic field error (vertical axis) is shown.
  • the ratio L S / D S of the diameter and length of the detection coil 32 may be set larger than 0 and 1.3 or less. Recognize.
  • the diameter / length ratio L S / D S may be set to 0.65 or more and 1.15 or less.
  • the ratio L S / D S of the diameter and the length may be set to 0.8 or more and 1.05 or less.
  • the detected magnetic field error of ⁇ 20% is an error (position detection error) between the position of the capsule endoscope 10 based on the magnetic field detected by the detection coil 32 and the actual position of the capsule endoscope 10. Is in a range of 2 mm or less.
  • the detected magnetic field error of ⁇ 10% is a range where the position detection error is 1 mm or less.
  • the present inventor further found from the simulation results that the detected magnetic field error can be approximately calculated by the ratio L S / D S of the diameter D S and the length L S of the detection coil 32.
  • the following expression (1) is an approximate expression representing the detected magnetic field error B.
  • Coefficients G 1, G 2, G 3 shown in equation (1) varies depending on the diameter D S of the detection coil 32.
  • the following expressions (2) to (4) are approximate expressions that give coefficients G 1 , G 2 , and G 3 , respectively.
  • the magnetic field detected error 10% it can be determined length L S of the detection coil 32 which can be below.
  • the ratio L S / D S of the diameter D S and the length L S of the detection coil 32 is greater than 0 and less than or equal to 1.3, preferably 0.65.
  • the detection magnetic field error at the position of the detection coil 32 can be sufficiently and stably reduced. Therefore, by using the detection coil 32 designed in this way, it is possible to execute accurate position detection with respect to the capsule endoscope 10.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing a configuration example of a capsule medical device guidance system according to Embodiment 2 of the present invention.
  • the capsule medical device guidance system 3 according to the second embodiment has a capsule endoscope 10A, a magnetic field detection device 30, and a magnetic field for guiding the capsule endoscope 10A.
  • the guidance magnetic field generator 50 to be generated and the control device 60 that detects the position or direction of the capsule endoscope 10A and controls the operation of the guidance magnetic field generator 50 are provided.
  • the configuration of the magnetic field detection device 30 is the same as that of the first embodiment.
  • FIG. 9 is a schematic diagram showing an example of the internal structure of the capsule endoscope 10A.
  • the capsule endoscope 10A further includes a permanent magnet 16 with respect to the capsule endoscope 10 shown in FIG.
  • the configuration and operation of each part of the capsule endoscope 10A other than the permanent magnet 16 are the same as those in the first embodiment.
  • the permanent magnet 16 is for enabling the magnetic guidance of the capsule endoscope 10A by the magnetic field generated by the guiding magnetic field generator 50, and the magnetization direction is inclined with respect to the long axis La of the housing 100. It is fixedly arranged inside the housing 100 so as to have it. In FIG. 9, the magnetization direction of the permanent magnet 16 is indicated by an arrow. In the second embodiment, the permanent magnet 16 is arranged so that the magnetization direction is orthogonal to the long axis La. The permanent magnet 16 operates following a magnetic field applied from the outside. As a result, magnetic guidance of the capsule endoscope 10A by the guidance magnetic field generator 50 is realized.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing a configuration example of the guidance magnetic field generator 50.
  • the guidance magnetic field generation device 50 determines the position of the capsule endoscope 10A introduced into the subject 2, the inclination angle of the long axis La with respect to the vertical direction, and the azimuth angle from the subject 2.
  • the guidance magnetic field generation device 50 includes an extracorporeal permanent magnet 51 as a guidance magnetic field generation unit, and a magnet drive unit 52 that changes the position and posture of the extracorporeal permanent magnet 51.
  • the magnet driving unit 52 includes a plane position changing unit 521, a vertical position changing unit 522, an elevation angle changing unit 523, and a turning angle changing unit 524.
  • the extracorporeal permanent magnet 51 is preferably realized by a bar magnet having a rectangular parallelepiped shape, and the capsule endoscope 10A is placed in a region in which one of four surfaces parallel to its magnetization direction is projected onto a horizontal plane. to bound.
  • an electromagnet that generates a magnetic field when a current flows may be provided.
  • the magnet drive unit 52 operates according to a control signal output from a guidance magnetic field control unit 62 described later. Specifically, the planar position changing unit 521 translates the extracorporeal permanent magnet 51 in the XY plane. That is, the movement is performed in the horizontal plane while the relative positions of the two magnetic poles magnetized in the extracorporeal permanent magnet 51 are secured.
  • the vertical position changing unit 522 translates the extracorporeal permanent magnet 51 along the Z direction. That is, the movement is performed along the vertical direction while the relative positions of the two magnetic poles magnetized in the extracorporeal permanent magnet 51 are secured.
  • the elevation angle changing unit 523 changes the angle of the magnetization direction with respect to the horizontal plane by rotating the extracorporeal permanent magnet 51 in a vertical plane including the magnetization direction of the extracorporeal permanent magnet 51.
  • the turning angle changing unit 524 turns the extracorporeal permanent magnet 51 with respect to a vertical axis passing through the center of the extracorporeal permanent magnet 51.
  • control device 60 further includes an operation input unit 61 and a guidance magnetic field control unit 62 with respect to the control device 40 shown in FIG.
  • the configuration and operation of each part of the control device 60 other than the operation input unit 61 and the guidance magnetic field control unit 62 are the same as those in the first embodiment.
  • the operation input unit 61 includes input devices such as various buttons, switches, and keyboards, pointing devices such as a mouse and a touch panel, a joystick, and the like, and is used for inputting various information and commands to the control device 60.
  • the operation input unit 61 inputs various information to the calculation unit 45 in accordance with an input operation by the user.
  • the information input by the operation input unit 61 includes, for example, information for guiding the capsule endoscope 10A to a user desired position and posture (hereinafter referred to as guidance operation information).
  • the guiding magnetic field control unit 62 performs control for guiding the capsule endoscope 10A. Specifically, when the guidance operation information is input from the operation input unit 61, the guidance magnetic field control unit 62, the guidance operation information, the position of the capsule endoscope 10A calculated by the position detection calculation unit 452, and Based on the direction, the operation of each part of the magnet drive unit 52 is controlled so that the capsule endoscope 10A faces the user-desired direction at the position desired by the user. That is, by changing the position, elevation angle, and turning angle of the extracorporeal permanent magnet 51, the magnetic field in the space including the position of the capsule endoscope 10A is changed to guide the capsule endoscope 10A.
  • Embodiments 1 and 2 of the present invention described above are merely examples for carrying out the present invention, and the present invention is not limited to these. Further, it is obvious from the above description that the present invention can be variously modified in accordance with specifications and the like, and that various other embodiments are possible within the scope of the present invention.

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Abstract

　磁界を発生する磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを検出する位置検出システムであって、磁界発生部が発生した磁界を検出する複数の検出コイル３２と、複数の検出コイル３２が検出した磁界に基づいて、磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを算出する演算部４５とを備え、各検出コイル３２は円筒状をなし、各検出コイル３２の直径に対する長さの比が０より大きく１．３以下である。これにより、位置又は方向の検出対象である磁界発生部が発生する磁界に対し、検出コイルにおける検出磁界誤差を十分且つ安定的に低減することができる位置検出システムを提供する。

Description

位置検出システム及びカプセル型医療装置誘導システム
　本発明は、被検体内に導入されるカプセル型医療装置から発生する磁界を被検体外において検出することによりカプセル型医療装置の位置又は方向を検出する位置検出システム、及びこのカプセル型医療装置を誘導するカプセル型医療装置誘導システムに関する。
　従来、被検体内に導入されて被検体内に関する種々の情報を取得する、或いは、被検体内に薬剤等を投与することを目的とするカプセル型医療装置が開発されている。一例として、被検体の消化管内（管腔内）に導入可能な大きさに形成されたカプセル型内視鏡が知られている。カプセル型内視鏡は、カプセル形状をなす筐体の内部に撮像機能及び無線通信機能を備えたものであり、被検体に嚥下された後、消化管内を移動しながら撮像を行い、被検体の臓器内部の画像（以下、体内画像ともいう）の画像データを順次無線送信する。
　このようなカプセル型医療装置の被検体内における位置や方向を検出するシステムが開発されている。例えば特許文献１には、電力供給を受けて磁界を発生するコイル（以下、磁界発生コイルという）をカプセル型医療装置内に設け、この磁界発生コイルから発生した磁界を被検体外に設けられた複数の磁界検出用コイル（以下、検出コイルという）で検出し、検出した磁界の強度に基づいてカプセル型医療装置の位置検出演算を行う位置検出システムが開示されている。
特開２００８－１３２０４７号公報
　従来の位置検出システムにおいては、磁界発生コイル及び検出コイルを大きさのない点と見做し、検出コイルが検出した磁界を、磁界発生コイルが発生した理論的な（即ち、理想的な）磁界分布の一部として扱うことにより位置検出演算を行っている。しかしながら、実際の磁界発生コイル及び検出コイルは大きさを持つため、これらのコイルの大きさや形状に応じて、検出コイルが検出した磁界の強度と理論的な磁界の強度との間に誤差（検出磁界誤差）が生じる。このような誤差を含む磁界の強度に基づいて位置検出演算を行うと、検出磁界誤差に応じてカプセル型医療装置の位置検出誤差が生じてしまう。
　検出磁界誤差を低減するためには、磁界発生コイル及び検出コイルを極力小さくして、理想的な点に近づければ良い。しかしながら、磁界発生コイルを小さくすると磁界の出力性能が低下してしまい、検出コイルを小さくすると磁界の検出性能が低下してしまう。その結果、磁界の検出信号におけるノイズの影響が相対的に大きくなり、位置検出誤差の時間的なばらつきが大きくなってしまう。従って、コイルを小さくすることにより検出磁界誤差の低減を図るには限界がある。つまり、カプセル型医療装置に対する精度の良い位置検出を実行するためには、コイルを小さくする以外の方法で、検出コイルにおける検出磁界誤差を十分且つ安定的に低減する必要がある。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、位置又は方向の検出対象である磁界発生部が発生する磁界に対し、検出コイルにおける検出磁界誤差を十分且つ安定的に低減することができる位置検出システム及びカプセル型医療装置誘導システム提供することを目的とする。
　上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係る位置検出システムは、磁界を発生する磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを検出する位置検出システムであって、前記磁界発生部が発生した磁界を検出する複数の検出コイルと、前記複数の検出コイルが検出した磁界に基づいて、前記磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを算出する演算部と、を備え、前記複数の検出コイルの各々は円筒状をなし、各検出コイルの直径に対する長さの比が０より大きく１．３以下である、ことを特徴とする。
　上記位置検出システムにおいて、前記各検出コイルの直径に対する長さの比が０．６５以上１．１５以下である、ことを特徴とする。
　本発明に係る位置検出システムは、磁界を発生する磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを検出する位置検出システムであって、前記磁界発生部が発生した磁界を検出する複数の検出コイルと、前記複数の検出コイルが検出した磁界に基づいて、前記磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを算出する演算部と、を備え、前記複数の検出コイルの各々は、式（１）を満たし、式（１）における係数Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３は式（２）、（３）、（４）によってそれぞれ与えられる、ことを特徴とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　上記位置検出システムは、前記磁界発生部をさらに備え、前記磁界発生部は、磁界を発生する円筒状をなす磁界発生コイルを含み、前記各検出コイルの直径は、前記磁界発生コイルの直径よりも大きい、ことを特徴とする。
　上記位置検出システムは、前記磁界発生部を内蔵するカプセル型医療装置をさらに備える、ことを特徴とする。
　本発明に係るカプセル型医療装置誘導システムは、前記位置検出システムを備え、前記カプセル型医療装置は、さらに磁石を内蔵し、前記磁石に作用させることにより前記カプセル型医療装置を誘導するための磁界を発生する誘導用磁界発生装置をさらに備える、ことを特徴とする。
　本発明によれば、磁界発生部が発生した磁界を、直径に対する長さの比が０より大きく１．３以下である複数の検出コイルにより検出するので、各検出コイルにおける検出磁界誤差を十分且つ安定的に低減することが可能となる。
図１は、本発明の実施の形態１に係る位置検出システムの一構成例を示す模式図である。 図２は、図１に示すカプセル型内視鏡の内部構造の一例を示す模式図である。 図３は、図１に示す検出コイルの形状を示す模式図である。 図４は、図１に示す磁界検出装置のパネルにおける検出コイルの配置例を示す平面図である。 図５は、図１に示す磁界検出装置のパネルにおける検出コイルの別の配置例を示す平面図である。 図６Ａは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝３０ｍｍ）を示す模式図である。 図６Ｂは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝２５ｍｍ）を示す模式図である。 図６Ｃは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝２０ｍｍ）を示す模式図である。 図６Ｄは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝１５ｍｍ）を示す模式図である。 図６Ｅは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝１０ｍｍ）を示す模式図である。 図６Ｆは、検出磁界誤差を求めるシミュレーションの結果（ＤＳ＝１０ｍｍ、ＬＳ＝５ｍｍ）を示す模式図である。 図７は、検出コイルの直径と長さとの比と、検出磁界誤差との相関を示すグラフである。 図８は、本発明の実施の形態２に係るカプセル型医療装置誘導システムの一構成例を示す模式図である。 図９は、図８に示すカプセル型内視鏡の内部構造の一例を示す模式図である。 図１０は、図８に示す誘導用磁界発生装置の一構成例を示す模式図である。
　以下に、本発明の実施の形態に係る位置検出システムについて、図面を参照しながら説明する。なお、以下の説明においては、本実施の形態に係る位置検出システムが検出対象とするカプセル型医療装置の一形態として、被検体内に経口にて導入されて被検体内（管腔内）を撮像するカプセル型内視鏡を例示するが、この実施の形態によって本発明が限定されるものではない。即ち、本発明は、例えば被検体の食道から肛門にかけて管腔内を移動するカプセル型内視鏡や、被検体内に薬剤等を配送するカプセル型医療装置や、被検体内のＰＨを測定するＰＨセンサを備えるカプセル型医療装置など、カプセル型をなす種々の医療装置の位置検出に適用することが可能である。
　また、以下の説明において、各図は本発明の内容を理解でき得る程度に形状、大きさ、及び位置関係を概略的に示してあるに過ぎない。従って、本発明は各図で例示された形状、大きさ、及び位置関係のみに限定されるものではない。なお、図面の記載において、同一部分には同一の符号を付している。
（実施の形態１）
　図１は、本発明の実施の形態１に係る位置検出システムの一構成例を示す模式図である。図１に示すように、本実施の形態１に係る位置検出システム１は、被検体２の管腔内に導入されるカプセル型医療装置の一例として、被検体２内を撮像することにより取得した画像データを無線信号に重畳して送信するカプセル型内視鏡１０と、被検体２が載置されるベッド２ａの下方に設けられ、カプセル型内視鏡１０が発生する交番磁界を検出する磁界検出装置３０と、磁界検出装置３０により検出された交番磁界に基づいてカプセル型内視鏡１０の位置とカプセル型内視鏡１０が向いている方向（姿勢）とのうちの少なくともいずれかを検出する制御装置４０とを備える。
　以下においては、ベッド２ａの上面、即ち、被検体２の載置面をＸＹ平面（水平面）とし、該ＸＹ平面と直交する方向をＺ方向（鉛直方向）とする。
　図２は、図１に示すカプセル型内視鏡１０の内部構造の一例を示す模式図である。図２に示すように、カプセル型内視鏡１０は、被検体２の管腔内に導入し易い大きさに形成されたカプセル型をなす筐体１００と、該筐体１００内に収納され、被検体２内を撮像して撮像信号を取得する撮像部１１と、撮像部１１を含むカプセル型内視鏡１０の各部の動作を制御すると共に、撮像部１１により取得された撮像信号に対して所定の信号処理を施す制御部１２と、信号処理が施された撮像信号を無線送信する送信部１３と、当該カプセル型内視鏡１０の位置検出用の交番磁界を発生する磁界発生部１４と、カプセル型内視鏡１０の各部に電力を供給する電源部１５とを備える。
　筐体１００は、被検体２の臓器内部に導入可能な大きさに形成された外装ケースである。筐体１００は、円筒形状をなす筒状筐体１０１と、ドーム形状をなすドーム状筐体１０２、１０３とを有し、筒状筐体１０１の両側開口端を、ドーム形状をなすドーム状筐体１０２、１０３によって塞ぐことによって実現される。筒状筐体１０１は、可視光に対して略不透明な有色の部材によって形成されている。また、ドーム状筐体１０２、１０３の少なくとも一方（図２においては撮像部１１側であるドーム状筐体１０２）は、可視光等の所定波長帯域の光に対して透明な光学部材によって形成されている。なお、図２においては、一方のドーム状筐体１０２側にのみ撮像部１１を１つ設けているが、撮像部１１を２つ設けても良く、この場合、ドーム状筐体１０３も透明な光学部材によって形成される。このような筐体１００は、撮像部１１と、制御部１２と、送信部１３と、磁界発生部１４と、電源部１５とを液密に内包する。
　撮像部１１は、ＬＥＤ等の照明部１１１と、集光レンズ等の光学系１１２と、ＣＭＯＳイメージセンサ又はＣＣＤ等の撮像素子１１３とを有する。照明部１１１は、撮像素子１１３の撮像視野に白色光等の照明光を発光して、ドーム状筐体１０２越しに撮像視野内の被検体を照明する。光学系１１２は、この撮像視野からの反射光を撮像素子１１３の撮像面に集光して結像させる。撮像素子１１３は、撮像面において受光した撮像視野からの反射光（光信号）を電気信号に変換し、画像信号として出力する。
　制御部１２は、所定の撮像フレームレートで撮像部１１を動作させると共に、撮像フレームレートと同期して、照明部１１１を発光させる。また、制御部１２は、撮像部１１が生成した撮像信号に対し、Ａ／Ｄ変換や、その他所定の信号処理を施して画像データを生成する。さらに、制御部１２は、電源部１５から磁界発生部１４に電力を供給させることにより、磁界発生部１４から交番磁界を発生させる。
　送信部１３は、送信アンテナを備え、制御部１２によって信号処理が施された画像データ及び関連情報を取得して変調処理を施し、送信アンテナを介して外部に順次無線送信する。
　磁界発生部１４は、共振回路の一部をなし、電流が流れることにより磁界を発生する磁界発生コイル１４１と、該磁界発生コイル１４１と共に共振回路を形成するコンデンサ１４２とを含み、電源部１５からの電力供給を受けて所定の周波数の交番磁界を発生する。磁界発生コイル１４１は、金属線を一定方向に巻回した円筒状をなすコイルである。
　電源部１５は、ボタン型電池やキャパシタ等の蓄電部であって、磁気スイッチや光スイッチ等のスイッチ部を有する。電源部１５は、磁気スイッチを有する構成とした場合、外部から印加された磁界によって電源のオンオフ状態を切り替え、オン状態の場合に蓄電部の電力をカプセル型内視鏡１０の各構成部（撮像部１１、制御部１２、及び送信部１３）に適宜供給する。また、電源部１５は、オフ状態の場合に、カプセル型内視鏡１０の各構成部への電力供給を停止する。
　再び図１を参照すると、磁界検出装置３０は、平面状のパネル３１と、該パネル３１の主面上に配置され、各々がカプセル型内視鏡１０から発生した交番磁界を受信して検出信号を出力する複数の検出コイル３２とを有する。
　図３は、各検出コイル３２の形状を示す模式図である。各検出コイル３２は、金属線を一定方向に巻回したものであり、図３に示すように、全体として円筒状をなしている。以下、円筒状をなす検出コイル３２の直径（円筒の直径）をＤＳ、巻線方向の長さ（円筒の高さ）をＬＳとし、直径ＤＳに対する長さＬＳの比ＬＳ／ＤＳを検出コイル３２の形状を表すパラメータとして扱う。
　図４及び図５は、パネル３１における検出コイル３２の配置例を示す平面図である。検出コイル３２の配置としては、図４に示すように、隣接する検出コイル３２同士の間隔が均一なマトリックス状としても良いし、図５に示すように、パネル３１の中心からの距離に応じて、隣接する検出コイル３２同士の間隔を広くしても良い。また、検出コイル３２の向きについては、図４に示すように、全ての検出コイル３２を、回転中心軸Ａ（図３参照）がＺ軸と平行になるように配置しても良いし、検出コイル３２の位置に応じて、回転中心軸ＡがＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸のいずれかと平行になるように、検出コイル３２の向きを変えても良い。ここで、検出コイル３２は、回転中心軸Ａと平行な方向における磁界の変化を精度良く検出することができる。そこで、それぞれの回転中心軸ＡがＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸と平行になるように配置された３つの検出コイル３２を１単位（コイルセット３３）として配置することにより、当該位置における磁界の変化を３次元的に検出することが可能となる。図５は、パネル３１の内周側に、回転中心軸ＡがＺ軸と平行になるように複数の検出コイル３２を配置し、パネル３１の端部に複数の上記コイルセット３３を配置した例を示している。
　このような磁界検出装置３０は、検査中の被検体２の近傍に配置される。実施の形態１において、磁界検出装置３０は、ベッド２ａの下方に、パネル３１の主面が水平になるように配置される。
　この磁界検出装置３０によりカプセル型内視鏡１０の位置又は方向を検出可能な領域が、検出対象領域Ｒである。この検出対象領域Ｒは、被検体２内でカプセル型内視鏡１０が移動可能な範囲（即ち、観察対象の臓器の範囲）を含む３次元的な閉じた領域であり、磁界検出装置３０における複数の検出コイル３２の配置や、カプセル型内視鏡１０内の磁界発生部１４が発生可能な磁界の強度等に応じて予め設定されている。
　再び図１を参照すると、制御装置４０は、カプセル型内視鏡１０から送信された無線信号を、受信アンテナ４１ａを介して受信する受信部４１と、当該制御装置４０によって処理された種々の情報等を表示装置等に出力して表示させる出力部４２と、記憶部４３と、各検出コイル３２から出力された検出信号に対して種々の信号処理を施して磁界情報を生成する信号処理部４４と、受信部４１によって受信された画像データに基づく画像生成や、信号処理部４４によって生成された磁界情報に基づくカプセル型内視鏡１０の位置又は方向の検出等の各種演算処理を行う演算部４５を備える。
　カプセル型内視鏡１０による検査を行う際、被検体２の体表には、カプセル型内視鏡１０から送信された無線信号を受信する複数の受信アンテナ４１ａが貼り付けられる。受信部４１は、これらの受信アンテナ４１ａのうち、無線信号に対して最も受信強度の高い受信アンテナ４１ａを選択し、選択した受信アンテナ４１ａを介して受信した無線信号に対して復調処理等を施すことにより、体内画像の画像データ及び関連情報を取得する。
　出力部４２は、液晶や有機ＥＬ等の各種ディスプレイを含み、被検体２の体内画像や、体内画像の撮像時におけるカプセル型内視鏡１０の位置や方向に関する情報等を画面表示する。
　記憶部４３は、フラッシュメモリ又はハードディスク等の書き換え可能に情報を保存する記憶媒体及び書込読取装置を用いて実現される。記憶部４３は、演算部４５が制御装置４０の各部を制御するための各種プログラムや各種パラメータや、カプセル型内視鏡１０によって撮像された体内画像の画像データや、被検体２内におけるカプセル型内視鏡１０の位置や方向に関する情報等を記憶する。
　信号処理部４４は、磁界検出装置３０から出力された検出信号の波形を整形するフィルタ部４４１と、増幅器４４２と、検出信号にＡ／Ｄ変換処理を施すＡ／Ｄ変換部４４３とを有する。
　演算部４５は、例えばＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）等を用いて構成され、記憶部４３からプログラムを読み出し、制御装置４０を構成する各部に対する指示やデータの転送等を行って制御装置４０の動作を統括的に制御する。また、演算部４５は、画像処理部４５１と、位置検出演算部４５２とを備える。
　画像処理部４５１は、受信部４１から入力された画像データに対してホワイトバランス処理、デモザイキング、ガンマ変換、平滑化（ノイズ除去等）等の所定の画像処理を施すことにより、表示用の画像データを生成する。
　位置検出演算部４５２は、信号処理部４４から出力された検出信号に基づいて、カプセル型内視鏡１０の位置を表す情報や方向を表す情報（以下、これらをまとめて位置情報という）を取得する。より詳細には、位置検出演算部４５２は、信号処理部４４から出力された検出データに高速フーリエ変換処理（以下、ＦＦＴ処理という）を施すことにより、交番磁界の振幅及び位相等の磁界情報を抽出するＦＦＴ処理部４５２ａと、ＦＦＴ処理部４５２ａによって抽出された磁界情報に基づいて、カプセル型内視鏡１０の位置及び方向の少なくともいずれかを算出する位置算出部４５２ｂとを有する。
　次に、磁界検出装置３０に配設された検出コイル３２の形状について説明する。カプセル型内視鏡１０の位置検出誤差は、磁界発生コイル１４１の位置を磁界発生源とする理論的な磁界（以下、理想磁界という）の分布と、複数の検出コイル３２によって実際に検出された磁界（以下、検出磁界という）に基づく磁界分布との誤差に起因することが多い。これは、磁界発生コイル１４１及び検出コイル３２の大きさや形状を考慮せずに、磁界発生コイル１４１及び検出コイル３２を点と見做した理想条件における磁界分布を用いて、位置算出部４５２ｂが位置や方向を算出しているためである。
　そこで、本発明者は、検出磁界の強度と理想磁界の強度との誤差（検出磁界誤差）を求めるシミュレーションを、次の方法で行った。即ち、検出コイル３２の配置面内の１箇所に検出コイル３２が配置されているものとし、この検出コイル３２の径方向及び長さ方向の中心点（幾何学中心点）を原点（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝（０，０，０）とした。そして、検出対象領域内の所定の測定点に磁界発生コイル１４１を配置した際の検出コイル３２が検出する磁界強度を算出した。磁界発生コイル１４１及び検出コイル３２を点（微小点）と見做した場合の磁界強度を理想磁界強度とし、磁界発生コイル１４１及び検出コイル３２の実際の大きさ及び形状を有する場合の磁界強度を検出磁界強度とした。さらに、上記検出磁界強度と理想磁界強度との差分（検出磁界強度－理想磁界強度）から、検出磁界誤差を算出した。
　理想磁界強度は、各測定点に微小な磁力発生源が存在するものと仮定して磁界分布を算出することにより取得した。
　一方、検出磁界強度については、次のようにモデルを設定した。検出コイル３２については、径方向及び長さ方向の中心点が原点と一致するように位置を設定し、巻回された金属線の螺旋形状は考慮せずに、直径ＤＳの円形状の検出コイルが長さＬＳの分だけ集まった集合と見做して、原点における磁界強度を求めた。検出コイル３２の向きは、該検出コイル３２の回転中心軸が鉛直（Ｚ軸と平行、即ち、開口端面が水平）になる向きとした。また、検出コイル３２の形状については、直径ＤＳを１０ｍｍ、２０ｍｍ、３０ｍｍ、４０ｍｍの４種類に設定し、各直径に対し、長さＬＳを５ｍｍ～３０ｍｍの範囲で変化させた。
　磁界発生コイル１４１については、径方向及び長さ方向の中心点が各測定点の座標と一致するように位置を設定し、巻回された金属線の螺旋形状は考慮せずに、直径Ｄｍの円電流が長さＬｍの分だけ集まった集合と見做して磁界分布を算出した。各測定点における磁界発生コイル１４１の向きは、該磁界発生コイル１４１の回転中心軸が鉛直になる向き（即ち、検出コイル３２と同じ向き）、及び回転中心軸がＸ軸と平行になる向き（即ち、検出コイルの径方向）との２パターンとした。また、磁界発生コイル１４１の直径Ｄｍについては、上記検出コイル３２の直径ＤＳのいずれよりも小さいこととした。
　検出対象領域内に設定する測定点としては、＋Ｘ方向について０ｍｍ～４５０ｍｍの範囲で５０ｍｍピッチ、＋Ｚ方向について５０～５００ｍｍの範囲で５０ｍｍピッチとした。なお、－Ｘ方向及び±Ｙ方向については、検出コイル３２の配置に関して＋Ｘ方向と対称であるため省略した。
　図６Ａ～図６Ｆは、上記シミュレーションの結果を示す模式図であり、検出コイル３２の直径ＤＳ＝１０ｍｍの場合を示している。検出コイル３２の長さＬＳは、図６Ａの場合３０ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝３．０）、図６Ｂの場合２５ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝２．５）、図６Ｃの場合２０ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝２．０）、図６Ｄの場合１５ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝１．５）、図６Ｅの場合１０ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝１．０）、図６Ｆの場合５ｍｍ（ＬＳ／ＤＳ＝０．５）である。
　図６Ａ～図６Ｆに示す各グラフにおいて、横軸は検出コイル３２の径方向（Ｘ方向）の座標を示し、縦軸は検出コイル３２の軸方向（Ｚ方向）の座標を示す。また、グラフ内の各座標における濃度は検出磁界誤差の絶対値を示し、各座標における濃度が濃いほど検出磁界誤差（絶対値）が大きく、濃度が薄いほど検出磁界誤差（絶対値）が小さいことを表す。
　このようなシミュレーションの結果から、本発明者は以下の知見を得た。図６Ａ～図６Ｆを対比すると、図６Ｅに示すＬＳ／ＤＳ＝１．０の場合に、検出磁界誤差が良好に抑制されている（濃度の濃い領域が少ない）ことがわかる。つまり、検出コイル３２の直径ＤＳと長さＬＳが近いほど、検出磁界誤差が小さくなると言える。
　また、測定点が同じ場合（即ち、理想磁界強度が同じ場合）、検出コイル３２の直径ＤＳが大きいほど、検出磁界強度が小さくなることがわかった。従って、この場合、理想磁界強度との差分はマイナス方向に推移する。一方、測定点が同じ場合（同上）、検出コイルの長さＬＳが長いほど検出磁界強度が大きくなることがわかった。従って、この場合、理想磁界強度との差分はプラス方向に推移する。これらの結果から、本発明者は、検出コイル３２の直径ＤＳと長さＬＳとのバランスを調整することにより検出磁界誤差を低減可能であると考え、検出コイル３２の最適な形状を求めるべく、さらに検討を重ねた。
　図７は、上記４種類の検出コイル３２（ＤＳ＝１０ｍｍ、２０ｍｍ、３０ｍｍ、４０ｍｍ）に関するシミュレーションの結果をまとめたものであり、検出コイルの直径ＤＳと長さＬＳとの比ＬＳ／ＤＳ（横軸）と検出磁界誤差（縦軸）との相関を示す。
　図７に示すように、検出磁界誤差を±２０％以内に収める場合には、検出コイル３２の直径と長さの比ＬＳ／ＤＳを０より大きく１．３以下にすれば良いことがわかる。また、検出磁界誤差を±１０％以内の収める場合には、直径と長さの比ＬＳ／ＤＳを０．６５以上１．１５以下にすれば良い。さらに、検出磁界誤差を±５％以内にするためには、直径と長さの比ＬＳ／ＤＳを０．８以上１．０５以下にすれば良い。ここで、検出磁界誤差が±２０％とは、検出コイル３２が検出した磁界に基づくカプセル型内視鏡１０の位置と、実際のカプセル型内視鏡１０の位置との誤差（位置検出誤差）が２ｍｍ以下となる範囲である。また、検出磁界誤差が±１０％とは、位置検出誤差が１ｍｍ以下となる範囲である。
　本発明者はさらに、上記シミュレーションの結果から、検出コイル３２の直径ＤＳと長さＬＳとの比ＬＳ／ＤＳによって検出磁界誤差を近似的に算出できることを見出した。次式（１）は、検出磁界誤差Ｂを表す近似式である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　式（１）に示す係数Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３は、検出コイル３２の直径ＤＳに応じて変化する。次式（２）～（４）は、それぞれ、係数Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３を与える近似式である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　従って、検出磁界誤差Ｂを所望の値以下とするためには、次式（５）を満たす比ＬＳ／ＤＳを求めれば良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　検出磁界誤差を例えば１０％以下にしたい場合、検出コイル３２の直径ＤＳが決まっているときには、式（５）の右辺をＢ＝０．１としてこれを解くことにより、検出磁界誤差を１０％以下にすることができる検出コイル３２の長さＬＳを求めることができる。反対に、検出コイル３２の長さＬＳが決まっているときには、式（５）の右辺をＢ＝０．１としてこれを解くことにより、検出磁界誤差を１０％以下にすることができる検出コイル３２の直径ＤＳを求めることができる。
　以上説明したように、本発明の実施の形態１によれば、検出コイル３２の直径ＤＳと長さＬＳの比ＬＳ／ＤＳを０より大きく１．３以下、好ましくは０．６５以上１．１５以下、さらに好ましくは０．８以上１．０５以下とすることにより、検出コイル３２の位置における検出磁界誤差を十分且つ安定的に低減することが可能になる。従って、このように設計された検出コイル３２を用いることにより、カプセル型内視鏡１０に対する精度の良い位置検出を実行することが可能になる。
（実施の形態２）
　次に、本発明の実施の形態２について説明する。図８は、本発明の実施の形態２に係るカプセル型医療装置誘導システムの一構成例を示す模式図である。図８に示すように、本実施の形態２に係るカプセル型医療装置誘導システム３は、カプセル型内視鏡１０Ａと、磁界検出装置３０と、カプセル型内視鏡１０Ａを誘導するための磁界を発生する誘導用磁界発生装置５０と、カプセル型内視鏡１０Ａの位置又は方向を検出すると共に誘導用磁界発生装置５０の動作を制御する制御装置６０とを備える。このうち、磁界検出装置３０の構成は、実施の形態１と同様である。
　図９は、カプセル型内視鏡１０Ａの内部構造の一例を示す模式図である。図９に示すように、カプセル型内視鏡１０Ａは、図２に示すカプセル型内視鏡１０に対して永久磁石１６をさらに備える。永久磁石１６以外のカプセル型内視鏡１０Ａの各部の構成及び動作は、実施の形態１と同様である。
　永久磁石１６は、誘導用磁界発生装置５０が発生した磁界によるカプセル型内視鏡１０Ａの磁気誘導を可能にするためのものであり、磁化方向が筐体１００の長軸Ｌａに対して傾きを持つように、筐体１００の内部に固定配置される。なお、図９においては、永久磁石１６の磁化方向を矢印で示している。実施の形態２においては、永久磁石１６を、磁化方向が長軸Ｌａに対して直交するように配置している。永久磁石１６は、外部から印加された磁界に追従して動作し、この結果、誘導用磁界発生装置５０によるカプセル型内視鏡１０Ａの磁気誘導が実現する。
　図１０は、誘導用磁界発生装置５０の一構成例を示す模式図である。図１０に示すように、誘導用磁界発生装置５０は、被検体２内に導入されたカプセル型内視鏡１０Ａの位置、鉛直方向に対する長軸Ｌａの傾斜角、及び方位角を、被検体２に対して相対的に変化させるための磁界を発生する。より詳細には、誘導用磁界発生装置５０は、誘導用磁界発生部としての体外永久磁石５１と、該体外永久磁石５１の位置及び姿勢を変化させる磁石駆動部５２とを備える。このうち、磁石駆動部５２は、平面位置変更部５２１、鉛直位置変更部５２２、仰角変更部５２３、及び旋回角変更部５２４を有する。
　体外永久磁石５１は、好ましくは、直方体形状を有する棒磁石によって実現され、自身の磁化方向と平行な４つの面の内の１つの面を水平面に投影した領域内にカプセル型内視鏡１０Ａを拘束する。なお、体外永久磁石５１の代わりに、電流が流れることにより磁界を発生する電磁石を設けても良い。
　磁石駆動部５２は、後述する誘導用磁界制御部６２から出力される制御信号に従って動作する。具体的には、平面位置変更部５２１は、体外永久磁石５１をＸＹ面内において並進させる。即ち、体外永久磁石５１において磁化された２つの磁極の相対位置が確保された状態のままで水平面内に移動を行う。鉛直位置変更部５２２は、体外永久磁石５１をＺ方向に沿って並進させる。即ち、体外永久磁石５１において磁化された２つの磁極の相対位置が確保された状態のままで鉛直方向に沿って移動を行う。仰角変更部５２３は、体外永久磁石５１の磁化方向を含む鉛直面内において、体外永久磁石５１を回転させることにより、水平面に対する磁化方向の角度を変化させる。旋回角変更部５２４は、体外永久磁石５１の中心を通る鉛直方向の軸に対して体外永久磁石５１を旋回させる。
　再び図８を参照すると、制御装置６０は、図１に示す制御装置４０に対し、操作入力部６１及び誘導用磁界制御部６２をさらに備える。操作入力部６１及び誘導用磁界制御部６２以外の制御装置６０の各部の構成及び動作は、実施の形態１と同様である。
　操作入力部６１は、各種ボタン、スイッチ、キーボード等の入力デバイスや、マウス、タッチパネル等のポインティングデバイスや、ジョイスティック等によって構成され、制御装置６０に対する種々の情報や命令の入力に用いられる。操作入力部６１は、ユーザによる入力操作に応じて、各種情報を演算部４５に入力する。操作入力部６１により入力される情報として、例えば、カプセル型内視鏡１０Ａをユーザ所望の位置及び姿勢に誘導するための情報（以下、誘導操作情報という）が挙げられる。
　誘導用磁界制御部６２は、カプセル型内視鏡１０Ａを誘導するための制御を行う。詳細には、誘導用磁界制御部６２は、操作入力部６１から誘導操作情報が入力された場合に、この誘導操作情報と、位置検出演算部４５２が算出したカプセル型内視鏡１０Ａの位置及び方向とに基づき、カプセル型内視鏡１０Ａがユーザ所望の位置においてユーザ所望の方向を向くように、磁石駆動部５２の各部の動作を制御する。即ち、体外永久磁石５１の位置、仰角、及び旋回角を変化させることにより、カプセル型内視鏡１０Ａの位置を含む空間における磁界を変化させてカプセル型内視鏡１０Ａを誘導する。
　以上説明した本発明の実施の形態１、２は、本発明を実施するための例にすぎず、本発明はこれらに限定されるものではない。また、本発明は、仕様等に応じて種々変形することが可能であり、さら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　位置検出システム
　２　被検体
　２ａ　ベッド
　３　カプセル型医療装置誘導システム
　１０、１０Ａ　カプセル型内視鏡
　１１　撮像部
　１２　制御部
　１３　送信部
　１４　磁界発生部
　１５　電源部
　１６　永久磁石
　３０　磁界検出装置
　３１　パネル
　３２　検出コイル
　３３　コイルセット
　４０、６０　制御装置
　４１　受信部
　４２　出力部
　４３　記憶部
　４４　信号処理部
　４５　演算部
　５０　誘導用磁界発生装置
　５１　体外永久磁石
　５２　磁石駆動部
　６１　操作入力部
　６２　誘導用磁界制御部
　１００　筐体
　１０１　筒状筐体
　１０２、１０３　ドーム状筐体
　１１１　照明部
　１１２　光学系
　１１３　撮像素子
　１４１　磁界発生コイル
　１４２　コンデンサ
　４４１　フィルタ部
　４４２　増幅器
　４４３　Ａ／Ｄ変換部
　４５１　画像処理部
　４５２　位置検出演算部
　４５２ａ　ＦＦＴ処理部
　４５２ｂ　位置算出部
　５２１　平面位置変更部
　５２２　鉛直位置変更部
　５２３　仰角変更部
　５２４　旋回角変更部

Claims (6)

  1. 　磁界を発生する磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを検出する位置検出システムであって、
    　前記磁界発生部が発生した磁界を検出する複数の検出コイルと、
    　前記複数の検出コイルが検出した磁界に基づいて、前記磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを算出する演算部と、
    を備え、
    　前記複数の検出コイルの各々は円筒状をなし、各検出コイルの直径に対する長さの比が０より大きく１．３以下である、
    ことを特徴とする位置検出システム。
  2. 　前記各検出コイルの直径に対する長さの比が０．６５以上１．１５以下である、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. 　磁界を発生する磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを検出する位置検出システムであって、
    　前記磁界発生部が発生した磁界を検出する複数の検出コイルと、
    　前記複数の検出コイルが検出した磁界に基づいて、前記磁界発生部の位置と方向とのうちの少なくともいずれかを算出する演算部と、
    を備え、
    　前記複数の検出コイルの各々は、式（１）を満たし、
    　式（１）における係数Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３は式（２）、（３）、（４）によってそれぞれ与えられる、
    ことを特徴とする位置検出システム。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  4. 　前記磁界発生部をさらに備え、
    　前記磁界発生部は、磁界を発生する円筒状をなす磁界発生コイルを含み、
    　前記各検出コイルの直径は、前記磁界発生コイルの直径よりも大きい、ことを特徴とする請求項１～３のいずれか１項に記載の位置検出システム。
  5. 　前記磁界発生部を内蔵するカプセル型医療装置をさらに備える、ことを特徴とする請求項４に記載の位置検出システム。
  6. 　請求項５に記載の位置検出システムを備え、
    　前記カプセル型医療装置は、さらに磁石を内蔵し、
    　前記磁石に作用させることにより前記カプセル型医療装置を誘導するための磁界を発生する誘導用磁界発生装置をさらに備える、
    ことを特徴とするカプセル型医療装置誘導システム。
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109717821B (zh) * 2018-12-18 2021-01-26 江南大学 一种多旋转永磁体驱动微磁器件的系统及方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004255174A (ja) * 2003-02-04 2004-09-16 Olympus Corp 医療装置誘導システム
JP2005087726A (ja) * 2003-07-31 2005-04-07 Biosense Webster Inc 外部アンテナを備えたカプセル化されたセンサ
JP2005121573A (ja) * 2003-10-20 2005-05-12 Japan Science & Technology Agency ワイヤレス磁気マーカの位置および方向の検出方法およびそのシステム
JP2005245963A (ja) * 2004-03-08 2005-09-15 Olympus Corp カプセル型医療装置磁気誘導システム
JP2009039356A (ja) * 2007-08-09 2009-02-26 Olympus Medical Systems Corp 医療装置誘導システム、医療装置誘導方法および医療装置誘導システムで用いるルックアップテーブルの作成方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4153852B2 (ja) * 2003-09-18 2008-09-24 オリンパス株式会社 エネルギー供給用コイルおよびこれを用いた無線型被検体内情報取得システム
CN101080198B (zh) * 2004-12-17 2010-12-08 奥林巴斯株式会社 位置检测系统、引导系统、位置检测方法、医用装置、和医用磁感应及位置检测系统
CN101282677B (zh) * 2005-10-05 2010-07-28 奥林巴斯医疗株式会社 胶囊式医疗装置、其引导系统和引导方法、及被检体内插入装置
US8073551B2 (en) * 2006-04-04 2011-12-06 University Health Network Coil electrode apparatus for thermal therapy
JP2008178544A (ja) * 2007-01-24 2008-08-07 Olympus Corp 無線給電システム、カプセル内視鏡、及びカプセル内視鏡システム
FR2976672B1 (fr) * 2011-06-20 2014-11-28 Airbus Operations Sas Dispositif de detection de defauts dans un renfoncement
GB201211704D0 (en) * 2012-07-02 2012-08-15 Univ Leeds Magnetometer for medical use
JP5797362B1 (ja) * 2013-12-10 2015-10-21 オリンパス株式会社 位置検出システム
CN106470591B (zh) * 2014-11-10 2018-05-18 奥林巴斯株式会社 位置检测系统

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004255174A (ja) * 2003-02-04 2004-09-16 Olympus Corp 医療装置誘導システム
JP2005087726A (ja) * 2003-07-31 2005-04-07 Biosense Webster Inc 外部アンテナを備えたカプセル化されたセンサ
JP2005121573A (ja) * 2003-10-20 2005-05-12 Japan Science & Technology Agency ワイヤレス磁気マーカの位置および方向の検出方法およびそのシステム
JP2005245963A (ja) * 2004-03-08 2005-09-15 Olympus Corp カプセル型医療装置磁気誘導システム
JP2009039356A (ja) * 2007-08-09 2009-02-26 Olympus Medical Systems Corp 医療装置誘導システム、医療装置誘導方法および医療装置誘導システムで用いるルックアップテーブルの作成方法

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