CN101179979B - 胶囊型医疗装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供能够高精度地对在活体内通过摄像等获取到活体信息的位置进行检测的胶囊型医疗装置。胶囊型医疗装置包括：胶囊型体内装置，其插入活体内并具有天线；无线发送部，其能够以无线方式从胶囊型体内装置的天线发送电磁波的信号；配置在活体外的多个体外天线；推断部，其使用包含考虑了活体内的电磁波的衰减的衰减系数的数式，根据由多个体外天线接收到的电磁波的信号推断天线的位置和/或方向；更新校正部，其将根据由推断部推断出的位置和/或方向的值计算的推断值和实际检测的检测值进行比较，对推断部得出的位置和/或方向反复进行更新校正，使得根据该比较后的值计算出的位置和/或方向的更新值在预定值以下，从而进行高精度的位置推断。

Description

胶囊型医疗装置

技术领域

本发明涉及插入活体内进行摄像等的胶囊型医疗装置。 

背景技术

通过将插入部插入体腔内而能够对体腔内进行诊断或者根据需要进行处置的内窥镜，在医疗用领域等中已广泛普及。 

并且，近来，通过从口吞入而能够对体腔内摄像并进行内窥镜检查的呈胶囊形状的胶囊型医疗装置，也显现出实用化的状况。 

胶囊型医疗装置在插入到体腔内的情况下，通常通过蠕动运动等而在体腔内移动。因此，有时使用者希望了解通过胶囊型医疗装置得到的信息是相当于体腔内的哪个位置的信息。 

因此，例如日本特开2003-135389号公报中已公开了这样的装置：用配置在体外的多个天线接收从体腔内的胶囊通过天线无线发送出的信号，并根据该接收信号的强度等计算出胶囊的位置。 

并且，在日本专利第3571675号公报中公开了这样的装置以及方法：在插入体腔内的内窥镜的插入部的长度方向上配置多个源线圈，使用使用配置在体外的多个线圈，在由这些源线圈所产生的磁场中检测其位置或/和方向。 

但是，在日本特开2003-135389号公报中未公开具体地检测胶囊的位置的方法，此外，也未再公开根据无线发送出的信号来检测胶囊或者胶囊内的天线方向的方法。 

并且，日本专利第3571675号公报中所公开的方法，被利用于在具有插入体腔内的插入部的内窥镜中的该插入部的形状检测，而不是适用于胶囊型医疗装置。 

发明内容

本发明就是鉴于上述情况而完成的，其目的在于提供一种能够高精度地检测在活体内获取所摄像的被摄体的像等的活体信息的位置和/或方向的胶囊型医疗装置。 

本发明的胶囊型医疗装置的特征在于，该胶囊型医疗装置包括：胶囊型体内装置，其插入活体内并具有天线；无线发送部，其能够以无线方式从上述胶囊型体内装置的天线发送电磁波的信号；多个体外天线，它们配置在上述活体外；推断部，其使用包含考虑了上述活体内的电磁波的衰减的衰减系数的数式，根据由上述多个体外天线所接收到的上述电磁波的信号推断上述天线的位置和/或方向；以及更新校正部，其将根据由上述推断部所推断出的位置和/和方向的值计算的推断值和实际检测的检测值进行比较，对上述推断部得出的位置和/或方向反复进行更新校正，使得根据该比较后的值计算出的上述位置和/或方向的更新值在预定值以下。 

根据上述结构，通过对内置于胶囊型体内装置中的天线的位置和/或方向反复进行更新上述推断值的校正，从而能够高精度地推断该天线的位置和/或方向。 

图1A是表示本发明的第一实施方式的胶囊型医疗装置所具有的主要部分的一个示例的图。 

图1B是表示图1A的体外装置经由支座连接在终端装置上的状态的图。 

图2是表示图1A的胶囊型内窥镜的内部结构的图。 

图3是表示构成图1A的天线单元的多个天线的配置例和对该天线设定的坐标系的图。 

图4是表示图1A的胶囊型内窥镜装置的概要内部结构的方框图。 

图5A是表示在1帧(frame)期间中从图1的胶囊型内窥镜所发送的信号的一个示例的图。 

图5B是表示在1帧期间中从图1的胶囊型内窥镜所发送的信号的与图5A的不同的示例的图。 

图6是表示以图2的天线所在的位置为原点时的、任意位置P的电磁场的分量的图。 

图7是用正交坐标系的分量表示图6中的电场的分量的图。 

图8是表示电磁波在介质中传输时衰减的状况的图。 

图9是表示用安装在体表的杆状的天线接收到由图6的天线产生的电场时检测出的电动势的图。 

图10是表示对图2的天线所在的位置和方向的推断处理的步骤的图。 

图11A是表示将图1A的胶囊型内窥镜所摄像的图像和推断出的位置的轨迹合并来表示的情况下的一个表示例的图。 

图11B是表示将图1A的胶囊型内窥镜所摄像的图像和推断出的位置的轨迹合并来表示的情况下的另一个表示例的图。 

图12是表示本发明的第三实施方式中的天线单元所采用的天线的形状的图。 

图13是表示第三实施方式的第二变形例中的胶囊型内窥镜的概要的内部结构的图。 

图14A是表示从图13的胶囊型内窥镜所发送的信号的一个示例的图。 

图14B是表示从图13的胶囊型内窥镜所发送的信号的与图14A不同的示例的图。 

具体实施方式

下面，参照附图对本发明的实施方式进行说明。 

(第一实施方式) 

图1至图11是本发明的第一实施方式的图。图1A是表示本发明的第一实施方式的胶囊型医疗装置所具有的主要部分的一个示例的图。图1B是表示图1A的体外装置经由支座连接在终端装置上的状态的图。图2是表示胶囊型内窥镜的内部结构的图。图3是表示构成天线单元的多个 天线的配置例和对该天线设定的坐标系的图。图4是表示图1A的胶囊型内窥镜装置的概要内部结构的方框图。 

图5A是表示在1帧期间中从图1的胶囊型内窥镜所发送的信号的一个示例的图。图5B是表示在1帧期间中从图1的胶囊型内窥镜所发送的信号的与图5A的不同示例的图。图6是表示以图2的天线所在的位置为原点时的、任意位置P的电磁场的分量的图。图7是用正交坐标系的分量来表示图6中的电场的分量的图。图8是表示电磁波在介质中传输时衰减的状况的图。图9是表示用安装在体表的杆状的天线接收到由图6的天线产生的电场时检测出的电动势的图。 

图10是表示对图2的天线所在的位置和方向的推断处理的步骤的图。图11A是表示将图1A的胶囊型内窥镜摄像的图像和推断出的位置的轨迹合并来表示的情况下的一个表示例的图。图11B是表示将图1A的胶囊型内窥镜摄像的图像和推断出的位置的轨迹合并来表示的情况下的另一个表示例的图。 

如图1A所示，本发明的第一实施方式的胶囊型内窥镜装置1的主要部分包括：作为胶囊型体内装置的胶囊型内窥镜3，其通过患者2吞入口中来对体腔内进行检查；天线单元4，其配置在该患者2的体外，以无线方式发送由胶囊型内窥镜3所摄像的图像信息；以及与天线单元4连接的体外装置(或外部装置)5。 

如图1B所示，该体外装置5安装在支座(cradle)6上，从而与由个人计算机等构成的终端装置7电连接。并且，终端装置7能够将存储在体外装置5中的图像通过键盘8a和鼠标8b等输入/操作器件的操作而取入该终端装置7内，并能够使取入的图像显示在监视器部8c上等。 

如图1A所示，在吞入胶囊型内窥镜3进行内窥镜检查的情况下所使用的、患者2穿着的外套10上，设有安装了多个天线11的天线单元4。 

用胶囊型内窥镜3所摄像并从内置于胶囊型内窥镜3中的天线23(参照图2)所发送的信号，由天线单元4的多个天线11接收。并且，使体外装置5在与天线单元4连接的状态下，能够保存由胶囊型内窥镜3所摄像的图像。 

并且，该体外装置5是例如箱形状，在其前表面设有进行图像显示的液晶监视器12和进行指示操作等的操作部13。 

另外，在体外装置5上，也可以采取仅设有与电池剩余量有关的警告显示用的LED(发光二极管)和作为操作部13的电源开关等的结构。并且，作为第二体外装置，还可以连接有未图示的便携式显示装置(观察器)，该便携式显示装置对从胶囊型内窥镜3发送来的图像信息进行处理，并用其具备的液晶监视器显示图像。 

如图2所示，胶囊型内窥镜3具有：具有封闭圆筒后端侧的形状的外装部件14；和大致呈半球形状地带圆的圆顶型盖14a，其通过粘接剂与该圆筒的前端侧连接并将该前端侧封闭，整个胶囊型内窥镜3是胶囊形状并成为水密结构。 

在该透明的圆顶型盖14a内，在圆筒的中央附近，物镜15安装并配置在透镜框16上，该物镜15对经由圆顶型盖14a入射的像进行成像。并且，在物镜15的成像位置上，作为摄像元件在本实施方式中配置有CCD成像器(电荷耦合器件)17。 

另外，在物镜15的周围，作为照明系统在本实施方式中在同一平面上配置有4个白色LED18。并且，例如在CCD成像器17的背面侧，在外装部件14的内部配置有如下部件：处理电路19，其驱动白色LED18使其发光，并且驱动CCD成像器17，从而进行根据CCD成像器17输入的摄像信号生成图像信号的信号处理；收发电路20，其具有在发送图像信号的同时接收来自体外装置5的信号的功能；以及纽扣型电池21，其向处理电路19和收发电路20供电。 

另外，在纽扣型电池21的后端侧，即另一方的半球形状内侧配置有圆形线圈(圆形的闭合线圈)状的天线23，该天线23与收发电路20连接，收发电波。另外，CCD成像器17、白色LED18、处理电路19以及收发电路20各部分设在未图示的基板上，各基板由挠性基板连接。 

胶囊型内窥镜3的处理电路19产生对CCD成像器17的摄像定时进行控制的控制信号，在通常的摄像中每秒钟摄像2帧图像。另外，对在像食道那样、胶囊型内窥镜3比较快速地移动的部位上，处理电路19例 如在每秒中摄像15～30帧的图像。 

另外，天线23接收从体外装置5送来的信号。并且，天线23所接收到的信号通过收发电路20进行处理，并发送给处理电路19。处理电路19根据送来的信号控制CCD成像器17摄像的定时和白色LED18的点亮开/关等。也可以组装入当有磁铁等磁性体靠近胶囊型内窥镜3的处理电路19时胶囊型内窥镜3内的电源可实现开/关的电路，并在患者吞下胶囊型内窥镜3之前接通胶囊型内窥镜3的电源来对图像进行摄影。 

如果图1A所示的患者2穿着的外套10上安装的天线单元4被放大来表示，则如图3所示由天线11a、11b、…、11i构成。 

胶囊型内窥镜3和体外装置5中的收发部分的结构如图4所示。如图4所示，胶囊型内窥镜3具有由白色LED18和CCD成像器17构成的摄像电路31。并且，由摄像电路31摄像并由处理电路19处理的信号，经由收发电路20调制成高频，利用电波从由圆形闭合线圈构成的天线23进行发送。 

由该天线23所发送的信号由构成体外的天线单元4的多个天线11a、11b、…、11i接收，通过与多个天线11a、11b、…、11i连接的收发电路33进行解调，并输入信号处理电路34。输入到信号处理电路34中的信号，变换成图像信号并显示在液晶监视器12上。另外，基于输入到信号处理电路34中信号的图像数据等，存储在存储器35中。 

另外，存储在存储器35中的图像数据，能够通过使用者对操作部13的指示操作发送到液晶监视器12。由此，能够使过去的图像显示在液晶监视器12的显示面上。 

另外，在本实施方式中，在体外装置5中设有例如使用CPU36构成的天线位置和方向推断部。作为天线位置和方向推断部的CPU36，进行推断内置于胶囊型内窥镜3中的天线23的位置和方向的推断处理，算出其位置和方向。 

如后述那样，该推断处理是，在初始状态下适当地设定位置和方向，并利用Gauss-Newton(高斯-牛顿法)法对它们反复进行位置和方向的推断处理。此时，通过推断处理，反复推断直到推断值与推断前的值的偏 差量在充分小的值以下为止。 

换言之，CPU36包括：进行推断处理的推断部；以及更新校正部，其将该推断部所推断的推断值(具体来说是位置和方向)与推断前的值进行比较，并更新校正推断值使其差分值在预定值以下。另外，不限于如后述那样算出位置和方向的实施方式，也可以仅算出位置或仅算出方向。 

另外，当对设在体外装置5上的操作部13进行操作，从而将使摄像周期变更等的指示信号输入信号处理电路34时，该信号处理电路34向收发电路33发送指示信号，收发电路33调制指示信号，并从天线11a、11b、…、11i发送出去。从天线11a、11b、…、11i发送的信号由天线23进行接收，并由收发电路20进行解调。并且，收发电路20与指示信号对应地进行例如变更摄像周期的动作等。 

在本实施方式中，在从胶囊型内窥镜3的天线23向体外装置5发送利用摄像电路31摄像的图像信号的情况下，例如如图5A所示那样，与图像信号一起，发送容易检测接收强度的接收强度检测信号。 

即，在每1帧期间中设置发送强度检测信号的检测期间Ta和发送图像信号的图像信号期间Tb，在强度检测期间Ta中发送强度(振幅)恒定的接收强度检测用信号。另外，在本实施方式中，例如如图5B所示，摄像电路31也可以在每1帧期间中仅发送图像信号。 

并且，该接收强度检测用信号由天线单元4的天线11a、11b、…、11i进行接收，输入到接收电路33中。收发电路33对接收强度检测用信号进行解调并发送至信号处理电路34。另外，信号处理电路34将由各天线11s(s＝a、b、…、i)所接收的接收强度检测用信号的强度进行比较，从比较结果中选择适合用于接收胶囊型内窥镜3所发送的图像信号的天线并进行接收。 

另外，信号处理电路34将由适合进行接收的天线所得到的图像信号和各天线s的接收强度检测用信号发送到与信号处理电路34连接的compact flash(注册商标，闪存)等的非易失性的存储器35中，并保存(存储)在存储器35中。 

在该情况下，作为接收图像信号的天线，信号处理电路34也可以选择多个例如两个天线，同时将相同内容的图像信号在存储器35中记录两次。另外，此时，信号处理电路34也可以进行如下的处理：对所记录的图像信号的强度以1帧的量累计，并将该累计结果的较大一方留在存储器35中，删除另一方。 

另外，信号处理电路34将由最适合接收的天线所得到的图像信号发送到与信号处理电路34连接的液晶监视器12上。由此，用胶囊型内窥镜3摄影的图像显示在液晶监视器12上。 

在本实施方式中，如上述那样在体外装置5中设有作为天线位置和方向推断部的CPU36。并且，通过该天线位置和方向推断部，算出内置于胶囊型内窥镜3中的天线23的位置和方向。该天线位置和方向的推断部如后所述那样设定天线23的初始状态的位置和方向的初始值(例如将测量空间的中心位置和XYZ轴方向中的任一方向设定为初始值)。 

并且，CPU36使用该初始值(第0次更新值)推断体外天线11a、11b、…、11i产生的电磁场的检测值，从其与实际检测(测定)到的检测值的差的平方和算出第0次的位置和方向的更新值。另外，CPU36从第0次的位置、方向的更新值算出第1次的位置和方向。CPU36对该第1次的位置和方向反复进行同样的推断处理，并进行将推断后的更新值成为了充分小的值以下(例如，在位置的更新值(Δx、Δy、Δz)的大小|Δd|＝(Δx²+Δy²+Δz²)^1/2显示充分小的值的情况下)的更新值作为天线23的位置和方向的推断值校正处理。这样，CPU36算出高精度的位置和方向。 

接着说明本实施方式的作用。 

对本实施方式中的、根据用天线单元4的多个天线11a、11b、…、11i检测到的接收强度信号推断胶囊型内窥镜3的位置和方向的推断方法进行说明。 

如图6所示，在以配置在胶囊型内窥镜3内的圆形线圈或者圆形闭合的天线23为基准的坐标系X_LY_LZ_L中，任意的位置P(x_L、y_L、z_L、)中的电磁场(包括静电场、放射电磁场以及感应电磁场的分量)H_r、H_θ、 E_Ψ用下列各式表示。 

H_r＝(IS/2π)(jk/r²+1/r³)exp(-jkr)cosθ 

H_θ＝(IS/4π)(-k²/r+jk/r²+1/r³)exp(-jkr)sinθ(1) 

E_φ＝-(jωμIS/4π)(jk/r+1/r²)exp(-jkr)sinθ 

这里，H_r和H_θ表示磁场分量，E_Ψ表示电场分量，并且I是在天线23中流过的电流，S是构成该天线23的圆形线圈的面积。另外，r是天线23与任意位置之间的距离r＝(x²+y²+z²)^1/2，k是k＝ω(εμ)^1/2(ε是介电常数，μ是导磁率)，j是虚数单位。 

由配置在胶囊型内窥镜3内的天线23产生的电磁场的频率高，如图1A所示，在胶囊型内窥镜3和安装在患者2体表的天线11s之间的距离足够离开的情况下，到达天线11s的电磁场(电磁波)的放射电磁场的分量最大。因此，静电场和感应电磁场的分量比放射电磁场的分量小，能够将它们忽略。因此，式(1)的各式变为下式(2)。 

H_r＝0 

H_θ＝(IS/4π)(-k²/r)exp(-jkr)sinθ         (2) 

E_φ＝-(jωμIS/4π)(jk/r)exp(-jkr)sinθ 

如果取安装在患者2体表上的天线11s为检测电场的电场检测用的天线，则在式(2)的各式中，该检测所需的式子是电场E_Ψ。 

式(2)中的电场E_Ψ表示放射电场，考虑是交流理论的结果。因此，电场E_Ψ的瞬时值是通过在式(2)的电场E_Ψ的两边乘以exp(jωt)后提取实部而求得的。 

E_φexp(jωt)＝-(jωμIS/4π)(jk/r)exp(-jkr)sinθexp(jωt) 

            ＝(ωμISk/4πr)(cosU+jsinU)sinθ        (3) 

其中，U＝ωt-kr。 

这里，如果提取式(3)的实部，则电场的瞬时值E′_Ψ成为下面这样。 

E′_φ＝(ωμISk/4πr)cosUsinθ                       (4) 

并且，如果如图7所示，将式(4)从极坐标系(r，θ，Ψ)变换为正交坐标系(X_L，Y_L，Z_L)时，则其X_L，Y_L，Z_L的电场分量E_Lx、E_Ly、E_Lz成为下式(5)。 

E_Lx＝E′_φsinφ＝(ωμISk/4πr²)cosU·(-y_L) 

E_Ly＝E′_φcosφ＝(ωμISk/4πr²)cosU·x_L(5) 

E_Lz＝0 

如图8所示，在电磁波在介质中传输的情况下，因介质的特性(电导率等)，电磁波的能量随着被传输而被介质吸收。随着电磁波沿例如x方向传输，以衰减系数α_d成指数函数地衰减的情况可以由下式(6)表示。 

A_r＝exp(-α_dr)             (6) 

α_d＝(ω²εμ/2)^1/2[(1+κ²/(ω²ε²))^1/2-1]^1/2

其中，ε＝ε_oε_r(ε_o：真空中的介电常数、ε_r：介质的介电常数)、μ＝μ_oμ_r(μ_o：真空中的导磁率、μ_r：介质的导磁率)、ω是角频率、κ是电导率。 

因此，考虑了活体内的特性时的电场的瞬时值E_L如下。 

E_Lx＝A_rE′_φsinφ＝exp(-α_dr)(ωμISk/4πr²)cosU·(-y_L) 

E_Ly＝A_rE′_φcosφ＝exp(-α_dr)(ωμISk/4πr²)cosU·x_L      (7) 

E_Lz＝0 

另外，在以胶囊型内窥镜3的天线23为基准的坐标系X_LY_LZ_L中，将位置P(x_L、y_L、z_L)变换为以患者2的身体为基准的坐标系X_WY_WZ_W的式子为式(8)。 

$\left(\begin{array}{c}{x}_{\mathrm{LP}}\\ y_{\mathrm{LP}}\\ z_{\mathrm{LP}}\end{array}\right)=R^{-1}[\left(\begin{array}{c}{x}_{\mathrm{WP}}\\ y_{\mathrm{WP}}\\ z_{\mathrm{WP}}\end{array}\right)-\left(\begin{array}{c}{x}_{\mathrm{WG}}\\ y_{\mathrm{WG}}\\ z_{\mathrm{WG}}\end{array}\right)]=\left(\begin{array}{ccc}{R}_{00}& R_{01}& R_{02}\\ R_{10}& R_{11}& R_{12}\\ R_{20}& R_{21}& R_{22}\end{array}\right)[\left(\begin{array}{c}{x}_{\mathrm{WP}}\\ y_{\mathrm{WP}}\\ z_{\mathrm{WP}}\end{array}\right)-\left(\begin{array}{c}{x}_{\mathrm{WG}}\\ y_{\mathrm{WG}}\\ z_{\mathrm{WG}}\end{array}\right)]---\left(8\right)$

其中，(x_WP、y_WP、z_WP)和(x_WG、y_WG、z_WG)分别表示在坐标系X_WY_WZ_W中的位置P和天线23的位置。并且，在式(8)中的右边第一项中使用的R表示坐标系X_WY_WZ_W和坐标系X_LY_LZ_L的转置矩阵，由下式求得。 

$\left(\begin{array}{ccc}{R}_{00}& R_{10}& R_{20}\\ R_{01}& R_{11}& R_{21}\\ R_{02}& R_{12}& R_{22}\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}\cos \mathrm{\α}\cos \mathrm{\β}& -\sin \mathrm{\α}& \cos \mathrm{\α}\sin \mathrm{\β}\\ \sin \mathrm{\α}\cos \mathrm{\β}& \cos \mathrm{\α}& \sin \mathrm{\α}\sin \mathrm{\β}\\ -\sin \mathrm{\β}& 0& \cos \mathrm{\β}\end{array}\right)---\left(9\right)$

其中，α、β是极坐标系的旋转量。 

因此，在以患者2的身体为基准的坐标系X_WY_WZ_W中的任意位置P(x_WP、y_WP、z_WP)的电场E_W为式(10)， 

$\left(\begin{array}{c}{E}_{\mathrm{Wx}}\\ E_{\mathrm{Wy}}\\ E_{\mathrm{Wz}}\end{array}\right)=R\left(\begin{array}{c}{E}_{\mathrm{Lx}}\\ E_{\mathrm{Ly}}\\ E_{\mathrm{Lz}}\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}{R}_{00}& R_{10}& R_{20}\\ R_{01}& R_{11}& R_{21}\\ R_{02}& R_{12}& R_{22}\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{E}_{\mathrm{Lx}}\\ E_{\mathrm{Ly}}\\ E_{\mathrm{Lz}}\end{array}\right)---\left(10\right)$

将式(7)、(8)、(9)代入式(10)中可得如下的电场E_W的式(11)。 

$\left(\begin{array}{c}{E}_{\mathrm{Wx}}\\ E_{\mathrm{Wy}}\\ E_{\mathrm{Wz}}\end{array}\right)=\frac{k_1}{r^2}{e}^{-{\mathrm{\α}}_{d}r}\left(\begin{array}{ccc}0& (z_{\mathrm{WP}}-z_{\mathrm{WG}})& -(y_{\mathrm{WP}}-y_{\mathrm{WG}})\\ -(z_{\mathrm{WP}}-z_{\mathrm{WG}})& 0& (x_{\mathrm{WP}}-x_{\mathrm{WG}})\\ (y_{\mathrm{WP}}-y_{\mathrm{WG}})& -(x_{\mathrm{WP}}-x_{\mathrm{WG}})& 0\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{g}_x\\ g_y\\ g_z\end{array}\right)---\left(11\right)$

其中，k₁是常数，(g_x、g_y、g_z)表示天线23的方向。 

用构成天线单元4的例如天线11a、例如图9所示那样的杆状的天线、即偶极天线接收到上述天线23所产生的电场E_W时所检测的电动势Va可由下式算出。 

Va＝k₂E_Wcosγ＝k₂((E_WxD_xa+E_WyD_ya+E_WzD_za)       (12) 

其中，k₂是常数，Da(参照图9)表示以患者为基准的坐标系中的天线单元4的天线11a的方向(D_xa、D_ya、D_za)。 

如图3所示，在天线单元4的各天线11s在患者的身体上配置有多个的状态下，通过反复改良求得天线23的位置和方向(使用Garss-Newton法)。将x设为在天线23的位置(x_WG、y_WG、z_WG)时方向(g_x、g_y、g_z) 的参数，将其参数的初始值设为x⁽⁰⁾。 

现在，通过反复改良可得到k次的推断值x^(k)，如果将在天线11s的线圈中所产生的电动势的模函数V(x)在x^(k)的周围泰勒(Taylor)展开，其一次近似为式(13)。 

$V\left(x\right)=V\left(x^{\left(\text{k}\right)}\right)\text{+}{\left[\frac{\∂V\left(x\right)}{\∂x}\right]}_{x=x^{\left(k\right)}}(x-x^{\left(k\right)})---\left(13\right)$

此时，若将Vm设为通过天线11s的线圈所测量出的电动势，则观测方程式表示为式(14)。 

$\mathrm{Vm}\≅V\left(x^{\left(k\right)}\right)+{\left[\frac{\∂V\left(x\right)}{\∂x}\right]}_{x=x^{\left(k\right)}}(x-x^{\left(k\right)})$ 误差σ(14) 

这里，近似等号包括误差σ。 

如果将等式(8)的右边第一项移动到左边，则成为式(15)。 

$\mathrm{\Δ}{\mathrm{Vm}}^{\left(k\right)}\≅A^{\left(k\right)}\mathrm{\Δx}\left(k\right)$ 误差σ(15) 

其中 

ΔVm^(k)＝Vm-V(x^(k))＝Vm-Vm^(k)        (16) 

Δx^(k)＝x-x^(k)                       (17) 

$A_{\mathrm{js}}={{[\∂V_j\left(x\right)/\∂x_s]}_{x=x}}^{\left(k\right)}$ (j＝1～n、s＝1～i)(18) 

(行方向)：未知数的数量为n，列方向：天线11s的线圈数为i。由式(18)解Δx^(k)而表示为。 

Δx^(k)＝(A^t(k)WA^(k))^-1A^t(k)WΔVm^(k)  (19) 

其中，A^t为A的转置行列，W为权阵。 

由此，由式(14)所改良的参数的推断值可求得为式(20)。 

x^(k+1)＝x^(k)+Δx^(k)                  (20) 

如图3所示，在将9个天线11a、11b、...、11i设置在患者2上时，矩阵A为式(21)。 

$A=\left[\begin{array}{cccccc}\frac{\∂V_a}{x_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_a}{y_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_a}{z_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_a}{g_x}& \frac{\∂V_a}{g_y}& \frac{\∂V_a}{g_z}\\ \frac{\∂V_b}{x_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_b}{y_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_b}{z_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_b}{g_x}& \frac{\∂V_b}{g_g}& \frac{\∂V_b}{g_z}\\ .& .& .& .& .& .\\ .& .& .& .& .& .\\ .& .& .& .& .& .\\ \frac{{\∂V}_i}{x_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_i}{y_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_i}{z_{\mathrm{Wg}}}& \frac{\∂V_i}{g_x}& \frac{\∂V_i}{g_g}& \frac{\∂V_i}{g_z}\end{array}\right]---\left(21\right)$

权阵W表示为式(22)。 

其中，权阵W的σ_j(j＝0、1、…、8)是天线11的测量电压的变动量，例如环境噪声等。 

另外，第k次ΔVm为式(23)， 

$\mathrm{\ΔVm}=\left[\begin{array}{ccc}{\mathrm{Vm}}_a& -& V_a\left(x^{\left(k\right)}\right)\\ {\mathrm{Vm}}_b& -& V_b\left(x^{\left(k\right)}\right)\\ {\mathrm{Vm}}_c& -& V_c\left(x^{\left(k\right)}\right)\\ & .& \\ & .& \\ & .& \\ {\mathrm{Vm}}_i& -& V_i\left(x^{\left(k\right)}\right)\end{array}\right]---\left(23\right)$

所以胶囊型内窥镜3内的天线23的位置和方向由下面的步骤(a)～(d)求得。 

(a)、当k＝0时，天线23的初始值为位置(x_Wg ⁽⁰⁾、y_Wg ⁽⁰⁾、z_Wg ⁽⁰⁾)，方向(g_x ⁽⁰⁾、g_y ⁽⁰⁾、g_z ⁽⁰⁾)(例如设为测量天线23的空间的中心位置和Z轴方向的矢量(0、0、1))。 

(b)、通过式(21)、(22)和(23)计算第k个矩阵。 

(c)、通过式(19)计算第k个更新量Δx^(k)。 

(d)、反复进行从(b)到(d)的处理直到更新量Δx^(k)减小。 

通过进行这样的推断处理，能够推断(算出)高精度的位置和方向。 

该推断处理的流程如图10所示。 

如步骤S1所示，CPU36进行天线23的初始值的位置和方向的设定。并且，CPU36将表示在进行天线23的位置和方向的推断处理时的第k次推断处理的参数k设定为k＝0，将通过胶囊型内窥镜3得到的图像的帧编号Nf设定为Nf＝1。另外，CPU36将构成可装卸地安装在患者2的体表上的天线单元4的多个天线11a～11i的位置信息也先存储在存储器35等中。 

并且，在下一步骤S2中，CPU36使用与由天线11s得到的最初的图像的帧F1对应的电动势Vm，如上述(b)那样进行如下的计算处理(第k次推断处理)：计算矩阵A、权阵W、电动势的更新量矩阵ΔVm，以及计算式(19)的更新量Δx^(k)。 

并且，在下一步骤S3中，CPU36对算出的例如更新量Δx^(k)的绝对值是否在预先设定的小值Vth以下进行判定。另外，作为在该判定中使用的Vth也可以设定为针对位置和方向是不同的值。 

并且，在不满足该条件的情况下，如步骤S4所示，CPU36将参数k加1并返回步骤S2，反复进行推断处理直到满足步骤S3的条件为止。 

这样，在得到了满足步骤S3的条件的更新量Δx^(k)的情况下，如步骤S5所示，CPU36将在该参数k的情况下的天线23的位置和方向的信息(附图中天线的位置信息和略记)与帧编号Nf带关联地存储在存储器35中。 

另外，胶囊型内窥镜3也可以将进行摄像的时刻的数据和帧编号Nf一起进行记录，并也将该数据发送。另外，体外装置5也可以将实际接收信号的时刻的数据存储于存储器中。在摄像的时刻和发送的时刻几乎相同的情况下，也可以仅存储一方的信息。也可以从该时刻的信息中检测胶囊型内窥镜3的概略的(局部的)移动速度，用于位置推断。 

在下一步骤S6中，CPU36使帧编号Nf增大1，并且将步骤S5中所得到的天线23的位置和方向的信息设定为天线23的初始值的位置和方向，然后返回步骤S2，使用与下一帧相当的情况下的电动势Vm来反复进行同样的处理。 

这样，该天线23的位置和方向的信息与由胶囊型内窥镜3摄像的图像数据和各图像数据的帧编号Nf一起，顺次(历时地)存储在体外装置5的存储器35中。根据顺次被存储的天线23的位置，能够推断(计算出)天线23在活体内的移动轨迹。该天线23的位置能够看作是胶囊型内窥镜3的位置，用于推断胶囊型内窥镜3在活体内的移动轨迹的信息存储于存储器35中。 

因此，如图1B所示，在体外装置5与支座6连接的状态下，存储在该体外装置5的存储器35中的图像数据、帧编号Nf以及天线23的各位置和方向的信息的各种信息被转送到终端装置7中。由此，终端装置7能够使上述各信息显示在监视器部8c上。 

图11A和图11B表示监视器部8c上的显示例。在图11A中，在监视器部8c的显示面的左侧，显示在体腔内移动的胶囊型内窥镜3的轨迹，作为由体外装置5所推断的、用直线将胶囊型内窥镜3在体腔内的各位置连接起来的状态。另一方面，在监视器部8c的显示面的右侧，显示在(例如在左侧通过光标等)所指定的推断位置Pi上摄像的图像。 

另外，显示面的左侧的、由所推断的位置形成的轨迹的右侧所示的符号A、B和C，表示体腔内的脏器的概略位置。具体来说，符号A表示食道，B表示小肠，C表示大肠。 

除了图11A所示的显示法之外，也可以显示为例如图11B所示那样。在该情况下，在邻接的各位置之间进行样条插补那样的插补处理，显示为在各帧中所推断的胶囊型内窥镜3的各位置由平滑的曲线连接起来的状态。 

如上所述，在监视器部8c上显示有：通过体外装置5推断的、胶囊型内窥镜3的体腔内的各位置；以及在与该各位置对应的位置上所摄像的图像。因此，无论胶囊型内窥镜3所摄像的图像是在体腔内的哪个 位置摄像的，使用者都能够容易地进行判断，其结果是，能够高效地进行诊断。 

另外，所得到的图像中可能有病变部位，在需要对该部位进行更加详细的内窥镜检查的情况下，由于能够高精度地对该位置进行推断，也能够顺畅地在短时间内接近该部位，从而能够有效地进行再检查或处置等。 

因此，本实施方式具有以下的效果。 

根据本实施方式，能够正确地推断出存在于体腔内的胶囊型内窥镜3的位置。进而，在本实施方式中，在电磁波在活体内传输的情况下，由于将考虑了电磁波能量被吸收的影响的电场的式子变为固定的形式来推断位置和方向，所以能够以高精度推断或者计算出胶囊型内窥镜3的位置和方向。 

另外，在本实施方式中，通过根据体外装置5所推断出的各位置来求出胶囊型内窥镜3的轨迹，并显示该轨迹，从而使用者容易判断是在体腔内的脏器内的哪个部位摄像的图像。其结果是，在使用者需要诊断病变部、进而更详细地检查的情况下，能够有效地进行该诊断或者该检查。 

另外，在本实施方式中，由于使用仅对设在作为胶囊型体内装置的胶囊型内窥镜3中的天线23所产生的电磁场中的电场分量进行检测的杆状的天线，所以能够更加简单地进行推断天线23(或胶囊型内窥镜3)的位置和方向的处理(与使用用于检测电场和磁场的天线的情况相比)。 

另外，胶囊型内窥镜3在进行摄像的同时在活体内脏器中移动，将该活体内脏器、具体来说是食道、胃、大肠和小肠等的典型的形状数据，例如预先记录在存储器35中，并显示胶囊型内窥镜3的移动的轨迹，在该情况下也容易进行比较。 

另外，上述的说明是在对天线23(或胶囊型内窥镜3)的位置和方向进行推断的情况下进行的，但也可以仅对位置和方向中的一方进行推断(计算)。也就是说，作为第一实施方式的变形例，也可以仅对天线23(或胶囊型内窥镜3)的位置或者方向进行推断(计算)。 

在该情况下，通过上述的方法能够高精度地算出位置或方向。由于在该情况下比计算位置和方向时的运算量少，所以能够快速地算出天线23(或胶囊型内窥镜3)的位置。因此，也可以包含第一实施方式和其变形例的情况，进行天线23(或胶囊型内窥镜3)的位置和/或方向的推断。在该情况下，图4所示的CPU36作为天线位置和/或方向推断部发挥功能。 

另外，在以下说明的其他实施方式中也是在推断位置和方向的情况下进行说明，不过也可以同样地对位置和/或方向进行推断。 

(第二实施方式) 

下面对本发明的第二实施方式进行说明。本实施方式的硬件方面的结构与第一实施方式相同。本实施方式是在第一实施方式中，进一步使用考虑了胶囊型内窥镜3与安装在患者2的体表上的天线11s的距离接近时的影响的电场的实施方式。 

下面说明本实施方式的作用。 

由配置在胶囊型内窥镜3内的天线23所产生的电磁场的频率高，而且如图1A所示，在胶囊型内窥镜3和安装在患者2体表上的天线11s的距离足够离开的情况下，到达天线11s的电磁场的放射电磁场的分量变得最大。但是，如果胶囊型内窥镜3与天线11s的距离接近(即距离变小)，则会受到感应电磁场的影响，不能忽略该感应电磁场。 

因此，在式(1)中，如果仅无视静电场的影响(即，保留放射电磁场和感应电磁场的分量)，则式(1)中的各式如下式(24)所示。 

H_r＝(IS/2π)(jk/r²)exp(-jkr)cosθ 

H_θ＝(IS/4π)(-k²/r+jk/r²)exp(-jkr)sinθ (24) 

E_φ＝-(jωμIS/4π)(jk/r+1/r²)exp(-jkr)sinθ 

如果将安装在患者2体表上的天线11s设为是检测电场的天线，则在式(24)中，必要的式子是电场E_Ψ(由于不检测磁场分量)。该电场E_Ψ表示感应电场和放射电场的各分量，看作是交流理论的结果。 

因此，电场E_Ψ的瞬时值通过在式(24)的电场E_Ψ的两边乘以exp(jωt)取得实部的分量来求得。即： 

E_φexp(jωt) 

＝-(jωμIS/4π)(jk/r+l/r²)exp(-jkr)sinθexp(jωt) 

＝(ωμISk/4πr²){sinU+RcosU-j(cosU-RsinU)}sinθ       (25) 

其中，U＝ωt-kr，R＝kr。 

这里，若提取式(25)的实部，则电场的瞬时值E′_Ψ如下。 

E′_φ＝(ωμISk/4πr²){sinU+RcosU}sinθ                (26) 

并且，如图7所示，如果将式(26)从极坐标系(r，θ，ψ)变换为正交坐标系(X_L，Y_L，Z_L)，则该X_L、Y_L、Z_L的电场分量E_Lx、E_Ly、E_Lz成为 

E_Lx＝E′_φsinφ＝(ωμISk/4πr³){sinU+RcosU}(-y_L) 

E_Ly＝E′_φcosφ＝(ωμISk/4πr³){sinU+RcosU}x_L         (27) 

E_Lz＝0 

另外，在像第一实施方式那样电磁波在活体介质中传输的情况下，在考虑到电磁波在介质中的衰减时，式(27)的各式成为下面的式(28)那样。 

E_Lx＝exp(-α_dr)(ωμISk/4πr³){sinU+RcoSU}(-y_L) 

E_Ly＝exp(-α_dr)(ωμISk/4πr³){sinU+RcoSU}x_L           (28) 

E_Lz＝0 

对于式(27)或者式(28)，如在第一实施方式中说明的那样，使用旋转矩阵R来求得以患者2的身体为基准的坐标系X_WY_WZ_W中的任意位置P(x_WP，y_WP，z_WP)的电场E_W的式子。 

于是，能够得到与第一实施方式的式(11)对应的电场E_W。另外，用由图9所示的杆状的天线形成的天线11a来接收电场E_W时的电动势Va由式(12)表示。通过使用在该式(12)中检测出的电动势Va并与第一实施方式同样地应用Gauss-Newton法，从而能够高精度地计算出胶囊型内窥镜3(或其内部的天线23)的位置和方向。 

根据本实施方式，即使在作为胶囊型体内装置的胶囊型内窥镜3和安装在患者2体表上的天线11s的距离接近的情况下，由于将考虑了感应 

根据本实施方式，即使在作为胶囊型体内装置的胶囊型内窥镜3和安装在患者2体表上的天线11s的距离接近的情况下，由于将考虑了感应电磁场的影响的电场的式子变为固定的形式，所以在该情况下也能够高精度地计算出推断胶囊型内窥镜3的位置和方向。 

(第三实施方式) 

根据图12说明本发明的第三实施方式。首先，说明本实施方式的结构。本实施方式的胶囊型内窥镜装置的结构与在第一实施方式中的天线单元4中使用的天线11的结构(形状)不同。 

并且，因此，由天线11所检测的电场的式子不同。具体来说，用于本实施方式的天线11使用如图12所示的被切分开的圆形天线(非闭合圆形天线)11。其他结构与第一实施方式相同。 

下面对本实施方式的作用进行说明。 

在第一实施方式中由直线状的偶极天线11检测到了电场，而在本实施方式中如图12所示使用弯成圆形的天线，对内置于胶囊型内窥镜3中的天线23所产生的电场进行检测。 

在使用图12所示的圆形的天线11的情况下，可以直接应用第一实施方式中的式(1)到式(11)。并且，作为通过第一实施方式中的天线11a所检测的电动势Va，代替式(12)成为如下所示的式(29)。 

Va＝k₃Esinγ＝k₃E|E×D|/|E||D| (29) 

这里，k₃是相当于式(12)的k₂的常数。 

通过进行顺着第一实施方式的式(13)～式(23)的处理，从而此后的处理能够高精度地对天线23的位置和方向进行推断。在本实施方式中，通过使第一实施方式中的直线状的天线11成为圆形，从而能够缓和其取向性。 

因而，本实施方式具有以下的效果。 

在接收由天线23产生的电场的情况下，通过使天线成为圆形，能够使天线23的方向带来的影响比第二实施方式那样的直线状的天线小。 

下面说明本实施方式的第一变形例。在上述说明中，根据成为接收侧的天线单元4的多个天线11感应的电动势，对内置于胶囊型内窥镜3中的天线23的位置和方向进行了推断。在本变形例中进行使用由天线11感应的、实际检测到的能量(电力)来推断天线23的位置和方向的处理。 

使用本变形例的天线11所检测的能量如下所示。 

Va²＝k₃ ²E²sin²γ＝k₃ ²E²|E×D|²/|E|²|D|²

＝k₃ ²|E×D|²   (30) 

该式(30)成为比使用式(29)时更简单的表达式。并且容易偏微分，通过使用该式(30)进行位置推断，从而具有能够更高速地进行位置推断的处理的效果。 

另外，下面对本实施方式的第二变形例进行说明。 

图13示出了本实施方式的第二变形例中的胶囊型内窥镜3B。本变形例的胶囊型内窥镜3B是在图2所示的胶囊型内窥镜3中，除了构成天线23的圆形线圈23a之外，例如还设置成为第二天线的圆形线圈23b，该圆形线圈23b的轴向设定在例如与该圆形线圈23a的轴向(与圆形线圈面正交的方向)的垂直方向上。另外，圆形线圈23a的轴向配置为例如与胶囊型内窥镜3B的中心轴的方向大致一致。 

上述圆形线圈23b的轴向在外装部件14内配置为例如与CCD成像器17的摄像面中预定的方向、具体来说是上下方向(在图13中将摄像面的上方向用Up表示)一致。 

另外，仅从圆形线圈23b的轴向的信息无法确定是CCD成像器17的摄像方向的上方向或者是相反的下方，而通过参照两线圈23a、23b间的位置信息能够确定摄像方向。换言之，通过参照两线圈23a、23b间的位置信息，能够检测绕胶囊型内窥镜3B长度方向的轴的(自基准角起的)旋转量或者旋转角。在该情况下，例如如图14A所示，由圆形线圈23b和23a来发送位置和方向推断用的信号，此后例如由圆形线圈23a发送图像信号。 

另一方面，体外装置5通过两个圆形线圈23a、23b，根据所接收的信号强度来选择适合接收图像信号的天线。 

另外，通过使用两个正交的圆形线圈23a、23b，体外装置5能够高精度地算出胶囊型内窥镜3B的位置和方向。另外，圆形线圈23a、23b的各位置和方向的推断处理，能够与算出一个圆形线圈23a的情况同样地进行。 

另外，体外装置5能够根据本变形例中的两个圆形线圈23a、23b的位置、特别是圆形线圈23b的轴向的信息中，确定摄像面的上方向。体外装置5将该信息与图像联系起来进行记录。由此，在显示所摄像的图像的情况下，以将例如摄像面的上方向始终是上方向的方式显示为将所摄像的图像的方向对齐在某个方向上的状态下。 

例如，在相对于可装卸地安装在体表上的天线11的面，使胶囊型内窥镜3B在食道内等移动的情况下，假设胶囊型内窥镜3B绕轴向旋转的情况下，所摄像的图像也旋转。但是，在本变形例中，体外装置5能够检测摄像面的例如上方向。因此，即使通过胶囊型内窥镜3B所摄像的图像存在上述那样的旋转，体外装置5也能够控制成当作是不存在该旋转的状态下那样来显示该图像。 

换言之，在显示通过胶囊型内窥镜3B摄像的图像时，体外装置5控制成将该图像显示为绕胶囊型内窥镜3B的长度方向的轴的旋转角恒定的状态。如果像这样显示，则即使在如上述那样胶囊型内窥镜3B伴随旋转在体内移动的情况下，由于图像的方向一致进行地显示，所以会成为使用者易观察或者易诊断的图像。 

这样，根据本变形例，使用者可以实现比诊断等更易进行的图像的显示。另外，如图14B所示，通过圆形线圈23b和23a交替地发送图像信号，或者也可以将相同的图像信号一回发送两次，从而可以代替如图14A那样在用圆形线圈23b和23a发送位置和方向推断用的信号之后通过例如圆形线圈23a发送图像信号，在此时进行位置和方向推断。 

另外，本变形例也适用于第一实施方式或者第二实施方式。再有，将上述各实施方式部分地组合起来而构成的实施方式也属于本发明。另外，在上述实施方式中，作为活体内的活体信息，已对在体腔内获取光学地摄像的图像信息的情况进行了说明，但本发明不限于此，也适用于例如设置pH传感器并计算pH值那样的胶囊型医疗装置。除此之外，也可以设置药水和洒药水的装置来进行医疗行为。 

另外，本发明不限于上述实施方式，当然，在不脱离发明的主旨的范围内可以进行各种变更和应用。 

本申请是以2005年5月26日在日本国申请的特愿2005-154371号和2006年1月24日在日本国申请的特愿2006-15612号作为主张优先权的基础而申请的，上述的公开内容被引用到本申请的说明书、权利要求以及附图中。 

产业上的可利用性 

在通过从口吞入而在体内进行摄像等来获取活体信息的胶囊型医疗装置中，构成为通过从设在内部的天线利用电磁波向体外发送信号、使用设在体外的多个天线接收该信号，从而能够高精度地推断获取到的活体信息在体内的位置等，因此能够有效地用于诊断。 

Claims (4)

1.一种胶囊型医疗装置，其特征在于，

该胶囊型医疗装置包括：

胶囊型体内装置，其插入活体内并具有天线；

无线发送部，其能够以无线方式从上述胶囊型体内装置的天线发送电磁波的信号；

多个体外天线，它们配置在上述活体外；

推断部，其根据由上述多个体外天线所接收到的上述电磁波的信号推断上述天线的位置和/或方向；以及

更新校正部，其将根据由上述推断部所推断出的位置和/或方向的值计算的推断值和实际检测的检测值进行比较，对上述推断部得出的位置和/或方向反复进行更新校正，使得根据该比较后的值计算出的上述位置和/或方向的更新值在预定值以下，

上述推断部根据由上述多个体外天线所接收到的上述电磁波的信号，并使用考虑了电磁波在上述活体内衰减的理论式来推断上述天线的位置。

2.根据权利要求1所述的胶囊型医疗装置，其特征在于，

上述胶囊型体内装置具有用于获取活体信息的活体信息获取部，上述无线发送部用上述信号发送由上述活体信息获取部所获取的活体信息。

3.根据权利要求1所述的胶囊型医疗装置，其特征在于，

该胶囊型医疗装置具有轨迹计算部，该轨迹计算部从由上述更新校正部推断出的上述天线的位置，计算上述胶囊型体内装置在上述活体内移动的轨迹。

4.根据权利要求1所述的胶囊型医疗装置，其特征在于，

上述多个体外天线是检测上述电磁波中的电场分量的电场检测用天线。

Images