醫用裝置、和醫用磁感應及位置檢測系統的製作方法

2023-04-24 06:46:51

專利名稱：醫用裝置、和醫用磁感應及位置檢測系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及位置檢測系統、引導系統、位置檢測方法、醫用裝置、以及醫用磁感應及位置檢測系統。
背景技術：
近來，已經研究並開發了以囊狀內窺鏡等為代表的由患者吞下以進入患者體內的可吞咽囊狀醫用裝置，在患者體內，它們穿過體腔中的通道以捕捉體腔中的通道內部的目標位置的圖像。上述囊狀內窺鏡具有這樣的構造:其中設置有可以執行上述醫學過程的圖像形成裝置(例如可以獲取圖像等的CXD (電荷耦合器件))，並且在體腔中的通道內部的目標位置處執行圖像獲取。然而，上述囊狀醫用裝置簡單地隨著蠕動而沿消化道移動，不能控制該囊狀醫用裝置的位置和取向。為了使這種囊狀醫用裝置可靠地到達體腔中的通道內的目標位置、或者使其停留在目標位置處以執行詳細的檢查等(這需要一段時間)，必須執行對該囊狀醫用裝置的引導控制而不是依賴於體腔中的通道的蠕動。因而，已經提出了這樣一種解決方案:通過在囊狀醫用裝置內部安裝磁體並從外部施加磁場來引導該裝置，以控制該裝置的位置等。此外，還已經提出了用於在體腔中的通道內部驅動囊狀醫用裝置的技術(例如，參見日本特開2002-187100號公報(下文中稱為文獻I))。為了易於使用囊狀醫用裝置進 行診斷，必須引導這種囊狀醫用裝置以檢測該囊狀醫用裝置位於體腔內的通道中的什麼位置；由此，已經提出了在已將囊狀醫用裝置引導到不能用視覺確認其位置的部位(如體腔中的通道內部)時對該裝置的位置進行檢測的技術(例如，參見國際公報2004/014225號小冊子(下文中稱為文獻2)、日本特許3321235號公報(下文中稱為文獻3)、日本特開2004-229922號公報(下文中稱為文獻4)、以及日本特開2001-179700號公報(下文中稱為文獻5))。磁位置檢測方法也是一種用於檢測醫用裝置的位置的公知方法。作為用磁性方式檢測位置的一種方法，存在通過向其中安裝有線圈的檢測對象施加外部磁場並檢測因其感應電動勢而產生的磁場來識別檢測對象的位置的公知技術(例如，參見日本特開昭6-285044號公報(下文中稱為文獻6)，以及Tokunaga，Hashi, Yabukami, Kouno, Toyoda, Ozawa, Okazaki,和 Arai 的「High-resolution positiondetection system using LC resonant magnetic marker」， Magnetics Society ofJapan, 2005，29，p.153-156 (下文中稱為文獻 7))。上述文獻2公開了這樣一種技術:通過使用多個外部檢測器來檢測從設置有其中AC電源連接到LC諧振電路的磁場產生電路的囊狀醫用裝置發出的電磁，從而檢測該囊狀醫用裝置的位置。然而，在上述LC諧振電路中使用的線圈的頻率特性因在製造該線圈時出現的變化而在預定範圍內出現變化。此外，LC諧振電路的頻率特性還受線圈和電容器的特性的變化的影響，導致在預定範圍內出現變化的問題。針對上述問題的一種公知解決方案是使用可以調節其電容的電容器(可變電容器)、可以調節其頻率特性的線圈(可以調節線圈的芯的位置的線圈)等的技術。然而，因為對元件設置調節機構(例如這些可調電容器和線圈)，所以存在難以減小囊狀醫用裝置的尺寸的問題。此外，還公知可以通過對具有不同電容的多個電容器進行選擇以匹配線圈特性來抑制LC諧振電路的頻率特性的變化的技術。然而，如果根據單獨LC諧振電路來選擇電容器的電容，則LC諧振電路的製造步驟的數量增加，導致囊狀醫用裝置的製造成本增加的問題。此外，因為必須在囊內部使用電源，並且因為必須增加電源容量，所以難以減小囊尺寸。此外，還存在囊的工作時間減少的問題
發明內容
構想了本發明以解決上述問題，本發明的目的是提供一種位置檢測系統、引導系統和位置檢測方法，其不需要對諸如囊狀醫用裝置等的裝置的位置檢測中使用的交變磁場進行頻率調節，並且可以減小該裝置的尺寸和成本。為了實現上述目的，本發明提供了下面的解決方案。本發明的第一方面是一種位置檢測系統，該位置檢測系統包括:配備有磁感應線圈的裝置；驅動線圈，用於產生交變磁場；多個磁場傳感器，用於檢測當磁感應線圈接收到交變磁場時產生的感應磁場；頻率確定部，用於確定基於磁感應線圈的諧振頻率的位置計算頻率；以及位置分析單元，用於基於在僅施加交變磁場時磁場傳感器的輸出與在施加交變磁場和感應磁場時磁場傳感器的輸出之間的差，在位置計算頻率計算裝置的位置和取向中的至少一個，其中，基於位置計算頻率，限制交變磁場的頻率範圍和磁場傳感器的輸出頻率範圍中的至少一個。根據這個方面，因為可以通過檢測感應磁場來確定磁感應線圈的頻率特性(諧振頻率就是這樣一個頻率特性)，所以即使單個磁感應線圈的頻率特性改變，頻率確定部也可以基於這些改變的頻率特性來確定位置計算頻率。因此，即使磁感應線圈的頻率特性改變，這個方面的位置檢測系統也始終可以基於位置計算頻率來計算裝置的位置和取向。結果，不需要安裝用於調節磁感應線圈等的頻率特性的元件，這使得可以減小裝置的尺寸。更具體地說，為了調節諧振頻率，不必對諸如與磁感應線圈一起組成諧振電路的電容器的元件進行選擇或調節，這可以防止裝置的製造成本增加。因為在計算裝置的位置和取向時僅僅使用按位置計算頻率的交變磁場，所以與例如交變磁場的頻率在預定範圍內發生擺動的方法相比，可以縮短用於計算位置和取向所需要的時間。此外，其中磁感應線圈的諧振頻率改變的情況的示例是這樣一種情況:在用於控制裝置的運動的構造中，通過將磁體內置到裝置中並且施加外部磁場以控制該內置磁體的移動，因該內置磁體的影響而使得磁感應線圈的諧振頻率改變。同樣在這種情況下，因為頻率確定部可以基於受內置磁體影響的諧振頻率來確定位置計算頻率，所以可以計算裝置的位置和取向而不需要使用用於調節諧振頻率等的元件。在上述的本發明的第一方面中，優選的是，頻率確定部基於在施加感應磁場時從磁場傳感器的輸出來確定位置計算頻率。根據這個構造，基於因感應磁場而來自磁場傳感器的輸出來確定磁感應線圈的諧振頻率，並且基於該諧振頻率來確定位置計算頻率。因此，可以使用恰當的位置計算頻率來計算單獨裝置的位置和取向。結果，可以防止對裝置的位置和取向的計算精度的下降，並且可以防止計算所需要的時間的增加。此外，上述第一方面優選地還包括:磁場頻率改變部，該磁場頻率改變部用於周期性地改變交變磁場的頻率，其中，頻率確定部基於在施加通過接收頻率隨時間改變的交變磁場而產生的感應磁場時來自磁場傳感器的輸出，確定位置計算頻率。根據這個構造，因為使用頻率隨時間改變的交變磁場來確定磁感應線圈的諧振頻率，所以即使磁感應線圈的諧振頻率的變化很大,也可以確定諧振頻率。因此,可以使用恰當的位置計算頻率來計算單獨裝置的位置和取向，這使得能夠防止對裝置的位置和取向的計算精度的下降，並且能夠防止計算所需要 的時間增加。上述的第一方面優選地還包括:脈衝磁場產生部，該脈衝磁場產生部用於向驅動線圈施加脈衝驅動電壓以產生脈衝磁場，其中，頻率確定部基於在施加通過接收脈衝磁場而產生的感應磁場時來自磁場傳感器的輸出，確定位置計算頻率。根據這個構造，因為脈衝磁場具有許多頻率分量，所以與例如磁場的頻率發生擺動的方法相比，可以在較短的時段內確定磁感應線圈的頻率特性，此外，可以在較寬的頻率範圍上確定諧振頻率。結果，可以使用恰當的位置計算頻率來計算單獨裝置的位置和取向，這使得可以防止對裝置的位置和取向的計算精度的降低，並且使得可以防止計算所需要的時間增加。上述第一方面優選地還包括:混合磁場產生部，該混合磁場產生部用於產生混合了多個不同頻率的交變磁場；和可變頻帶限制部，該可變頻帶限制部用於限制磁場傳感器的輸出頻率範圍，並且用於改變限制的範圍，其中，頻率確定部基於通過可變頻帶限制部從在施加通過接收混合了所述多個不同頻率的交變磁場而產生的感應磁場時所述多個磁場傳感器的多個輸出中獲得的輸出，來確定位置計算頻率。根據這個構造，因為使用混合有多個不同頻率的交變磁場來確定磁感應線圈的諧振頻率，所以即使磁感應線圈的諧振頻率的變化很大，與使用具有隨時間改變的預定頻率的交變磁場的情況相比，也可以較容易地確定諧振頻率。此外，通過使用可變頻帶限制部，可以基於在向所述多個磁場傳感器施加通過接收上述交變磁場而產生的感應磁場時所述多個磁場傳感器的多個輸出中的預定頻率範圍內的輸出，來確定位置計算頻率。上述第一方面優選地還包括:存儲器部，該存儲器部用於存儲關於磁感應線圈的諧振頻率的信息，其中，頻率確定部接收該信息，並且基於該信息來確定位置計算頻率。根據這個構造，通過基於保持在存儲器部中的關於磁感應線圈的諧振頻率的信息來確定位置計算頻率，與每次執行對裝置的位置檢測時都測量諧振頻率以確定位置計算頻率的方法相比，可以減小計算裝置的位置和取向所需要的時間。上述第一方面還可以包括驅動線圈控制部，該驅動線圈控制部用於基於位置計算頻率來控制驅動線圈。根據這個構造，因為可以基於位置計算頻率來控制驅動線圈，所以可以控制由驅動線圈產生的交變磁場的頻率。在上述第一方面中，位置檢測系統優選地還包括頻帶限制部，該頻帶限制部用於基於位置計算頻率來限制磁場傳感器的輸出頻帶。根據這個構造，可以基於位置計算頻率來控制磁場傳感器檢測的感應磁場等的輸出頻帶。因此，可以在低噪聲的情況下獲得在包括位置計算頻率在內的頻率範圍中的磁場傳感器輸出，並且可以基於此來計算裝置的位置和取向。在上述第一方面中，頻帶限制部優選地使用傅立葉變換。根據這個構造，頻帶限制部通過使用傅立葉變換而使得能夠更有效地消除噪聲。在上述第一方面中，所述多個磁場傳感器優選地被設置為面對裝置的工作區域的多個取向。根據這個構造，無論裝置的位置如何，具有可檢測強度的感應磁場都會作用在按上述多個方向設置的所述多個磁場傳感器中的按至少一個方向設置的磁場傳感器上。作用於磁場傳感器上的感應磁場的強度受裝置與磁場傳感器之間的距離、以及裝置與驅動線圈之間的距離的影響。因此，即使裝置處於作用於沿一個方向設置的磁場傳感器上的感應磁場很弱 的位置，在沿其他方向設置的磁場傳感器中，作用於其的感應磁場也並不弱。結果，無論裝置的位置如何，磁場傳感器都始終可以檢測到感應磁場。因為獲取的磁場信息的條數與設置在不同位置處的磁場傳感器的數量相同，所以可以根據這些條數的磁場信息來獲取裝置的位置信息等。例如，關於裝置獲取的信息包含總計6條信息，即，該裝置的X、Y、Z坐標，關於與內置線圈的中心軸正交並且還彼此正交的兩個軸的旋轉相位Φ和Θ，以及感應磁場的強度。因此，如果獲取了 6條或更多條磁場信息，則可以確定上述6條位置信息，並且可以確定裝置的位置和取向以及感應磁場的強度。上述第一方面優選地還包括:磁場傳感器選擇單元，該磁場傳感器選擇單元用於選擇信號輸出在所述多個磁場傳感器的輸出信號中很強的磁場傳感器。根據這個構造，因為可以通過選擇具有強信號輸出的磁場傳感器來獲取噪聲分量相對於信號強度來說很小的信號輸出，所以可以減小要進行計算處理的信息量，這使得能夠減小計算負荷。此外，因為減小了計算負荷，所以可以縮短計算所需要的時間。在上述第一方面中，驅動線圈和所述多個磁場傳感器優選地設置在裝置的工作區域的任一側上的相對位置處。根據這個構造，因為驅動線圈和磁場傳感器設置在上述工作區域的任一側上的相對位置處，所以可以將驅動線圈和磁場傳感器定位為以使他們在結構上不發生幹擾。上述第一方面還可以包括:相對位置測量單元，該相對位置測量單元用於測量驅動線圈與磁場傳感器之間的相對位置；信息存儲部，該信息存儲部用於將作為在僅施加交變磁場時來自磁場傳感器的輸出值的基準值與此時來自相對位置檢測單元的輸出彼此關聯地存儲；以及當前基準值產生部，該當前基準值產生部用於基於相對位置測量單元的輸出和信息存儲部中的信息，產生在僅施加交變磁場時磁場傳感器的當前輸出值作為當前基準值。根據這個構造，即使驅動線圈和磁場傳感器可以發生相對移動，也可以確定裝置的位置和取向。因為存儲了裝置的基準值和相對位置，所以即使驅動線圈和磁場傳感器的相對位置在檢測裝置的位置時出現不同，也不需要重新測量基準值等。在上述第一方面中，當前基準值產生部優選地產生與最接近於相對位置測量單元的當前輸出的相對位置相關聯的基準值，作為當前基準值。根據這個構造，因為將與最接近於相對位置測量單元的輸出的相對位置相關聯的基準值定義為當前基準值，所以可以縮短產生當前基準值所需要的時間。在上述第一方面中，當前基準值產生部優選地確定將相對位置與基準值相關聯的預定近似式，並且基於該預定近似式和來自相對位置測量單元的當前輸出而產生當前基準值。根據這個構造，因為基於預定近似式來產生當前基準值，所以與例如由基準值直接限定當前基準值的方法相比，可以產生更準確的當前基準值。在上述第一方面中，所述裝置被優選地用作囊狀醫用裝置。此外，本發明的第二方面是一種引導系統，該引導系統包括:根據上述第一方面的位置檢測系統；安裝 在裝置中的引導磁體；引導磁場產生單元，該引導磁場產生單元用於產生要施加到引導磁體的引導磁場；以及引導磁場方向控制單元，該引導磁場方向控制單兀用於控制引導磁場的方向。根據本發明的第二方面，通過對施加到內置於裝置中的引導磁體的磁場的方向進行控制，可以控制施加在引導磁體上的力的方向，並且可以控制裝置的運動方向。此外，同時，可以檢測裝置的位置並且將裝置引導到預定位置。在上述第二方面中，優選的是，引導磁場產生單元包括按相互正交的方向彼此相對地設置的三對框形電磁體；在這些電磁體的內側設置有患者可以位於其中的空間；並且驅動線圈和磁場傳感器設置在患者可以位於其中的所述空間的周圍。根據該構造，通過對從按相互正交方向相對設置的三對框形電磁體產生的各個磁場強度進行控制，可以按預定方向控制在這些電磁體的內側產生的平行磁場的方向。因此，可以向裝置施加預定方向的磁場，這使得裝置可以沿預定方向移動。此外，在裝置為囊狀醫用裝置的情況下，電磁體的內側的空間是患者可以位於其中的空間，驅動線圈和磁場傳感器設置在該空間周圍；因此，可以將裝置(囊狀醫用裝置)引導到患者體內的預定位置。在上述第二方面中，優選地在裝置的外表面上設置有螺旋部，該螺旋部用於將圍繞裝置的縱軸的旋轉力轉換為沿縱軸方向的推力。根據這個構造，當將圍繞縱軸的旋轉力施加到裝置時，通過該螺旋部的作用而產生沿裝置縱向推動該裝置的力。因為螺旋部產生了推力，所以通過對圍繞縱軸的旋轉方向進行控制，可以控制作用於裝置上的推力的方向。
在上述第二方面中，如果裝置為囊狀醫用裝置，則引導系統優選地還包括:圖像捕捉單元，該圖像單元位於所述裝置(囊狀醫用裝置)中，具有沿該裝置的縱軸的光軸；顯示單元，該顯示單元用於顯示由圖像捕捉單元捕捉的圖像；以及圖像控制單元，該圖像控制單元基於通過引導磁場方向控制單元對於裝置縱軸的旋轉信息，沿相反方向旋轉由圖像捕捉單元捕捉的圖像，並且將它們顯示在顯示單元上。根據這個構造，因為基於旋轉信息(關於縱軸的旋轉相位信息)對上述獲取的圖像進行處理以使其沿與裝置(囊狀醫用裝置)的旋轉方向相反的方向旋轉，所以無論裝置的旋轉相位如何，都始終可以在顯示單元上顯示它們，就像它們是按預定旋轉相位獲得的圖像一樣。例如，當在操作員觀看顯示在顯示單元上的圖像的同時對囊狀醫用裝置進行引導時，與顯示圖像和囊狀醫用裝置的旋轉一起旋轉的情況相比，如上所述的將顯示圖像轉換為具有預定旋轉相位的圖像使得更容易將囊狀醫用裝置引導到預定位置。本發明的第三方面是一種用於裝置的位置檢測方法，該位置檢測方法包括以下步驟:特性獲取步驟，該特性獲取步驟獲取安裝在裝置中的磁感應線圈的特性；頻率確定步驟，該頻率確定步驟根據所述特性確定位置計算頻率；限制步驟，該限制步驟基於位置計算頻率來限制交變磁場的頻率範圍和磁傳感器的頻率範圍中的至少一個；交變磁場產生步驟，該交變磁場產生步驟產生包括位置計算頻率分量的交變磁場；測量步驟，該測量步驟獲取來自磁場傳感器的輸出；以及位置計算步驟，該位置計算步驟確定磁感應線圈的位置和取向中的至少一個。根據上述第三方面，不必設置用於調節磁感應線圈的諧振頻率的元件等，這使得可以減小裝置的尺寸。更具體地說，不必為了調節諧振頻率而對與磁感應線圈一起組成諧振電路的諸如電容器等的元件進行選擇或調節，這防止了裝置的製造成本增加。因為僅僅使用位置計算頻率的交變磁場來計算裝置的位置和取向，所以與例如每次執行對裝置的位置檢測時交變磁場的頻率都在預定範圍內擺動的方法相比，可以縮短計算位置和取向所需要的時間。此外，根據上述第三方面，因為可以例如通過檢測感應磁場來確定磁感應線圈的特性，所以即使磁感應線圈的特性存在一些變化，也可以基於具有這種變化的特性來確定位置計算頻率。因此，即使磁感應線圈的特性改變，也始終可以基於位置計算頻率來計算裝置的位置和取向。此外，根據上述第三方面，可以例如基於預先存儲在裝置中的磁感應線圈的特性來確定位置計算頻率。因此，與每次執行對裝置的位置檢測時都獲取該特性以確定位置計算頻率的方法相比，可以縮短計算裝置的位置和取向所需要的時間。在上述第三方面中，優選地重複進行測量步驟和位置計算步驟。根據這個構造，通過重複進行測量步驟和位置計算步驟，可以重複地確定磁感應線圈的位置和取向中的至少一個。根據上述第一到第三方面中所述的本發明的位置檢測系統、引導系統和裝置位置檢測方法，因為頻率確定部可以基於其變化的諧振頻率來確定計算頻率，並且可以基於該計算頻率來計算裝置的位置和取向 ，所以提供的優點在於可以不需要對在裝置位置檢測中使用的交變磁場等的頻率調節。
由此，不必設置用於調節磁感應線圈的諧振頻率的元件等，這是有利的，因為可以減小裝置的尺寸。更具體地說，不必為了調節諧振頻率而對與磁感應線圈一起組成諧振電路的諸如電容器等的元件進行選擇或調節，由此提供如下優點:可以減小裝置的製造成本。本發明的第四方面是一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括:醫用裝置，該醫用裝置被插入患者體內，並且具有至少一個磁體和包括內置線圈的電路；第一磁場產生部，該第一磁場產生部用於產生第一磁場；磁場檢測部，該磁場檢測部用於檢測由於第一磁場而在內置線圈中感應出的感應磁場；以及一組或更多組相對線圈(opposing coil),所述一組或更多組相對線圈用於產生要施加到磁體的第二磁場,其中，組成相對線圈的兩個線圈被分開驅動。根據第四方面，通過分開地驅動組成相對線圈的兩個相應的線圈，即使在相對線圈的線圈之一中感應出針對第一磁場的互感應的情況下,也可以防止因互感應而造成的電動勢所引起的電流從一個線圈流動到另一線圈。因此，另一線圈不產生與互感應磁場(其與第一磁場反相)同相的磁場，僅產生第二磁場。結果，因為可以防止從另一線圈產生抵消第一磁場的磁場，所以可以防止形成第一磁場大致變為零的區域，這使得可以避免在內置線圈中形成沒有產生感應磁場的區域。本發明的第五方面是一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括:醫用裝置，該醫用裝置被插入患者體內，並且具有至少一個磁體和包括內置線圈的電路；第一磁場產生部，該第一磁場產生部用於產生第一磁場；磁場檢測部，該磁場檢測部用於檢測由於第一磁場而在內置線圈中感應出的感應磁場；一組或更多組相對線圈，所述一組或更多組相對線圈用於產生要施加到磁體的第二磁場；以及開關部，該開關部電連接到相對線圈，其中，開關部僅在磁場檢測部檢測內置線圈的位置時進入斷開狀態。根據上述第五方面，通過僅在磁場檢測部正在檢測內置線圈的位置時斷開開關部，即使在相對線圈中感應出針對第一磁場的互感應的情況下，也可以防止形成互感應磁場。另一方面，通過在磁場檢測部沒有對內置線圈的位置進行檢測時接通開關部，可以在相對線圈中產生第二磁場。`本發明的第六方面是一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括:醫用裝置，該醫用裝置被插入患者體內，並且具有至少一個磁體和包括內置線圈的電路；第一磁場產生部，該第一磁場產生部用於產生第一磁場；磁場檢測部，該磁場檢測部用於檢測由於第一磁場而在內置線圈中感應出的感應磁場；以及一組或更多組相對線圈，所述一組或更多組相對線圈用於產生要施加到磁體的第二磁場，其中，組成相對線圈的兩個線圈被並聯驅動。根據上述第六方面，通過對組成相對線圈的兩個線圈進行並聯驅動，即使在兩個線圈中的一個線圈中感應出針對第一磁場的互感應的情況下，也可以防止因互感應而造成的電動勢所引起的電流從一個線圈流動到另一線圈。因此，另一線圈不產生與互感應磁場(其與第一磁場反相)同相的磁場，僅產生第二磁場。結果，因為可以防止從另一線圈產生抵消第一磁場的磁場，所以可以防止形成第一磁場大致變為零的區域，並且可以防止在內置線圈中形成沒有產生感應磁場的區域。在上述第四方面到第六方面中，優選的是，在磁體所在的區域周圍設置有至少三組相對線圈；第一磁場產生部包括磁場產生線圈，該磁場產生線圈設置在至少一組相對線圈中的一個線圈附近；磁場檢測部包括磁場傳感器，該磁場傳感器設置在所述至少一組相對線圈中的另一線圈附近；並且在所述至少三組相對線圈中，至少一組相對線圈的中心軸的方向被設置為與由另兩組相對線圈的中心軸形成的平面相交的方向。根據這個方面，磁場產生線圈產生第一磁場，第一磁場在醫用裝置中包括的內置線圈中感應出感應磁場。磁場傳感器檢測從內置線圈產生的感應磁場，使用該感應磁場來檢測具有該內置線圈的醫用裝置的位置和取向。此外，在所述至少三組相對線圈中產生的第二磁場施加到醫用裝置中包括的磁體，以控制該醫用裝置的位置和取向。因此，因為至少一組相對線圈的中心軸的方向被設置為對應於與由另兩組相對線圈的中心軸形成的表面相交的方向，所以第二磁場的磁力線可以三維地取向為任何方向。由此，可以三維地控制具有該磁體的醫用裝置的位置和取向。此外，通過從設置在相對線圈中的一個線圈附近的磁場產生線圈產生的第一磁場，即使在相對線圈中的所述一個線圈中感應出互感應的情況下，至少另一線圈不會產生與互感應磁場(其與第一磁場反相)同相的磁場，僅產生第二磁場。結果，因為可以防止從相對線圈中的另一線圈產生抵消第一磁場的磁場，所以可以防止形成第一磁場大致變為零的區域。使用根據上述的本發明第四方面到第六方面的醫用磁感應及位置檢測系統，即使在組成相對線圈的兩個線圈中的一個線圈中感應出互感應的情況下，因為可以防止在至少另一線圈中產生互感應磁場，所以可以防止形成抵消第一磁場並且磁場強度大致變為零的區域，這提供如下優點:可以防止用於位置檢測的磁場強度下降。本發明的第七方面是一種醫用裝置，該醫用裝置包括至少一個磁體和包括內置線圈的電路，所述內置線圈具有由磁性材料形成的芯，其中，通過設置在患者體外的磁位置檢測單元來檢測內置線圈的位置，並且其中，芯設置在由磁體產生的磁場沒有形成磁飽和的位置處。根據上述第七方面，通過內置線圈中使用由磁性材料製成的芯，可以改進內置線圈的性能，由此可以防止在對醫用裝置的位置檢測期間出現問題。例如，當向內置線圈施加用於位置檢測的外部磁場(例如，交變磁場)時，與在內置線圈中不使用由磁性材料製成的芯的情況相比，內置線圈產生的磁場的強度較強。因此，位置檢測單元可以更容易地檢測到內置線圈產生的磁場，這防止在檢測醫用裝置的位置時出現問題。此外，因為將芯設置在由磁體產生的磁場在芯內部造成的磁通量密度沒有磁飽和的位置處，所以可以防止內置線圈的性能劣化。例如，當向內置線圈施加用於位置檢測的交變磁場和用於位置控制的穩定磁場時，與將芯設置在內部磁通量密度磁飽和的位置處的情況相比，內置線圈響應於交變磁場的強度變化而產生的磁場強度的變化量更大。因此，位置檢測單元可以更容易地檢測到上述的磁場強度的變化量，可以防止在對醫用裝置的位置進行檢測時出現問題。在上述第七方面中，優選的是，芯具有如下形狀:使得在芯中對於內置線圈的中心軸方向的去磁因數小於對於其他方向的去磁因數，並且磁體在芯位置處產生的磁場的方向是與中心軸方向相交的方向。

根據這個構造，因為芯具有使得內置線圈的中心軸方向的去磁因數小於其他方向的去磁因數並且在芯位置處的磁體的磁場方向與中心軸方向相交的形狀，所以可以進一步改進內置線圈的性能。更具體地說，因為磁體的磁場從不同於去磁因數最小的方向的方向作用於芯，所以可以增大使芯磁飽所需要的磁場強度。因此，即使將外部磁場施加到內置線圈，也可以防止芯磁飽和。在上述第七方面中，優選的是，磁體在內置線圈的位置處產生的磁場的方向不同於芯中的去磁因數最小化的方向。根據這個構造，因為磁體在內置線圈的位置處的磁場方向不同於芯中的去磁因數最小化的方向，所以磁體的磁場從不同於去磁因數最小的方向的方向作用於芯。因此，可以增大使該芯磁飽和所需要的磁場強度。由此，即使將外部磁場施加到內置線圈，也可以防止芯磁飽和。在上述第七方面中，特別優選的是，磁體在內置線圈的位置處產生的磁場的方向與芯中的去磁因數最小化的方向之間形成的角度為約90度。根據這個構造，因為磁體的在內置線圈的位置處的磁場方向與在芯中的去磁因數最小化的方向形成大致90度的角度，所以磁體的磁場從不同於去磁因數最小化的方向的方向作用於芯。例如，當芯 的形狀為板形或杆形時，因為磁體的磁場從去磁因數最大化的方向作用於芯，所以可以最大化在芯內部產生的去磁場。因此，可以最小化芯內部的有效磁場，並且可以防止芯磁飽和。在上述第七方面，優選的是，芯被定位為使得對於中心軸方向的去磁因數小於對於其他方向的去磁因數，並且磁體在內置線圈的位置處產生的磁場的方向與中心軸方向大致正交。根據這個構造，因為將芯設置為使得對於中心軸方向的去磁因數小於對於其他方向的去磁因數，並且因為磁體的磁場方向與中心軸方向大致正交，所以磁體的磁場從不同於去磁因數最小化的方向的方向作用於芯。因此，可以防止芯內部產生的去磁場被最小化，並且可以防止芯內部的有效磁場被最大化，這使得能夠防止芯的磁飽和。優選的是，磁體按照如下方式設置在上述位置處:使得重心位於中心軸上，並且磁體的磁化方向與中心軸大致正交。根據這個構造，因為磁體的重心位於中心軸上並且磁體的磁化方向與中心軸大致正交，所以磁體在芯的位置處的磁場方向與中心軸大致正交。在上述第七方面中，優選的是，內置線圈設置在使得由於磁體的磁場而在芯的內部產生的磁通量密度是芯的飽和磁通量密度的1/2或更小的位置處。根據這個構造，因為內置線圈設置在使得由於磁體的磁場而在芯的內部形成的磁通量密度是芯的飽和磁通量密度的一半或更小的位置處，所以可以抑制芯中的可逆磁化率的下降。因此，對於磁體的另一磁場來說，即使在芯的位置處形成了在對內置線圈的位置檢測中使用的交變磁場，也可以防止在芯內部形成的磁通量密度超出飽和磁通量密度，並且可以防止內置線圈的性能的劣化。在上述第七方面中，優選的是，電路為諧振電路。根據這個方面，通過在對內置線圈的位置檢測中例如使用頻率等於該諧振電路的諧振頻率的交變磁場，可以增加從內置線圈產生的磁場的強度等。更具體地說，可以減小電路的電功耗。在上述第七方面中，內置線圈可以具有中空結構，芯可以形成為與中心軸方向垂直的剖面為大致C形，並且芯可以設置在中空結構的內部。根據這個構造，通過將芯設置在內置線圈的中空結構的內部，與沒有施加磁場的情況相比，可以增加在內置線圈中產生的磁場的強度。更具體地說，內置線圈可以接收具有較弱強度的磁場。此外，通過將芯的剖面形狀大致形成為字母C的形狀，可以防止在芯的剖面中產生大致按環的形式流動的屏蔽電流(渦流)。因此，可以防止因屏蔽電流而屏蔽磁場，並且可以防止在內置線圈中產生磁場或者抑制對磁場的接收。因為芯的剖面為大致C形，所以與剖面形狀為實心的芯相比，可以減小使用的磁性材料的體積。在芯內部可以設置其他元件，這使得可以減小醫用裝置的尺寸。例如，通過減小芯的大致C形剖面中的徑向的厚度以形成薄層，可以抑制產生沿層的厚度方向流動的渦流。或者，即使出現渦流，也可以將渦流抑制到使其不會影響對內置線圈的位置檢測的程度。例如，當磁體的磁場作用於芯的方向為芯的大致C形剖面中的厚度方向時，因為對於芯的厚度方向的去磁因數較大，所以形成在芯內部的去磁場得到最大化。因此，可以最小化芯內部的有效磁場，並且可以防止芯磁飽和。在上述第七方面中，在其中內置線圈設置在使得由磁體的磁場在芯內部產生的磁通量密度為芯的飽和磁通 量密度的一半或更小的位置處的結構中，醫用裝置可以包括生物信息獲取單元，該生物信息獲取單元用於獲取關於患者身體內部的信息，磁體可以具有中空結構，並且生物信息獲取單元的至少一部分可以設置在中空結構的內部。根據這個構造，因為生物信息獲取單元設置在中空結構的內部，所以可以減小醫用裝置的尺寸。在上述第七方面中，優選的是，磁體是由多個磁片的組件形成的，並且在所述多個磁片之間設置有絕緣體。根據這個構造，因為在所述多個磁片之間設置有絕緣體，所以可以使得屏蔽電流難以在由多個磁片的組件形成的磁體中流動。因此，可以防止內置線圈產生或接收的磁場被在磁體中流動的屏蔽電流屏蔽。更具體地說，可以減小屏蔽電流對內置線圈的影響，這使得可以防止內置線圈的性能劣化。在上述第七方面中，所述磁體被優選地形成為大致板形。根據這個構造，因為所述多個磁片形成為板形，所以可以容易地通過層疊所述多個磁片來形成其組件。此外，因為將它們形成為板形，所以可以容易地在這些磁片之間夾入絕緣體。在上述第七方面中，可以使得形成為大致板形的所述多個磁片沿其厚度方向極化。根據這個構造，通過使所述多個磁片沿其厚度方向發生極化，因為所述多個磁片吸引在一起，所以更容易層疊這些磁片，並且容易構成作為其組件的磁體。
在上述第七方面中，可以使得形成為大致板形的所述多個磁片按沿其表面的方向極化。根據這個構造，因為使所述多個磁片按沿其表面的方向極化，所以與使所述多個磁片沿其厚度方向極化的情況相比，可以加強所述多個磁片的磁力，並且可以加強作為其組件的磁體的磁力。在上述第七方面中，作為所述多個磁片的組件的磁體優選地形成為大致圓柱狀。根據這個構造，例如，可以將醫用裝置的其他構成元件設置在上述的大致圓柱狀磁體內部，這使得可以減小該醫用裝置的尺寸。在上述第七方面中，可以設置有兩個內置線圈，並且可以將這兩個內置線圈定位為使得其各自的中心軸對準，此外，可以將它們定位為在其中心軸方向上分離，並且可以將磁體設置在這兩個內置線圈之間。根據這個構造，因為磁體設置在醫用裝置中央的附近，所以例如當在對醫用裝置的驅動控制中使用磁體時，與磁體被設置 為朝向醫用裝置的一端的情況相比，可以有利於對醫用裝置的驅動。在上述情況中，可以設置兩個磁體，可以將這兩個磁體定位為在內置線圈的中心軸方向上分離，並且可以將內置線圈設置在這兩個磁體之間。根據這個構造，因為可以將內置線圈設置在醫用裝置中央的附近，所以與將內置線圈設置為朝向醫用裝置的一端的情況相比，可以更準確地檢測醫用裝置的位置。在上述第七方面中，優選的是，醫用裝置為放入患者體內的囊狀醫用裝置，並且具有用於獲取關於患者身體內部的信息的生物信息獲取單元。根據這個構造，因為醫用裝置具有生物信息獲取單元並且被放入患者體內，所以這種醫用裝置可以獲取關於患者身體內部的信息。在上述第七方面中，在醫用裝置為囊狀醫用裝置的情況下，內置線圈可以具有中空結構，生物信息獲取單元的至少一部分可以設置在該中空結構的內部。根據這個構造，因為生物信息獲取單元的至少一部分設置在內置線圈的中空結構的內部，所以可以減小醫用裝置的尺寸，並且可以更容易地將醫用裝置插入患者體內。在上述第七方面中，在醫用裝置為囊狀醫用裝置的情況下，可以設置有用於驅動電路和生物信息獲取單元中的至少一個的電源單元，內置線圈可以具有中空結構，電源單元可以設置在該中空結構的內部。根據這個構造，因為電源單元設置在內置線圈的中空結構的內部，所以可以減小醫用裝置的尺寸。在上述第七方面中，在醫用裝置為囊狀醫用裝置的情況下，可以設置有用於驅動電路和生物信息獲取單元中的至少一個的電源單元，磁體可以具有中空結構，電源單元可以設置在該中空結構的內部。根據這個構造，因為電源單元設置在磁體的中空結構的內部，所以可以減小醫用裝置的尺寸。本發明的第八方面是一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括:根據上述第七方面的醫用裝置；和位置檢測單元，該位置檢測單元包括用於在內置線圈中產生感應磁場的驅動部、以及用於檢測由內置線圈產生的感應磁場的磁場檢測部，其中，電路是產生從內置線圈指向位置檢測單元的磁場的磁場產生電路。根據本發明的第八方面，位置檢測單元可以基於驅動部在內置線圈中產生的感應磁場來檢測內置線圈的位置。更具體地說，使用設置在位置檢測單元中的磁場檢測部來檢測產生的磁場使得可以基於有關檢測到的磁場等的信息來估計內置線圈的位置。在上述第八方面中，優選的是，位置檢測單元的驅動部在內置線圈所在的區域中形成磁場，磁場產生單元通過內置線圈接收位置檢測單元產生的磁場，並從內置線圈產生感應磁場。根據這個構造，位置檢測單元可以基於從磁場產生單元的內置線圈產生的感應磁場來檢測內置線圈的位置。更具體地說，可以通過使用位置檢測單元的磁場檢測部檢測在內置線圈中產生的感應磁場來估計內置線圈的位置。在上述第八方面中，位置檢測單元優選地包括多個磁場檢測部、和基於所述多個磁場檢測部的輸出來計算內置線圈的位置和取向中的至少一個的計算裝置。根據這個構造，因為計算裝置基於所述多個磁場檢測部的輸出來計算內置線圈的位置和取向中的至少一個，所以可以估計內置線圈的位置和取向中的至少一個。因為存在多個磁場檢測部，所以在對內置線圈的位置和取向進行計算時還使用多個輸出。例如，通過對在計算裝置中的計算時使用的輸出進行選擇，可以增加對內置線圈的位置和取向的計算結果的精度。本發明 的第九方面是一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括:根據上述的第七方面的醫用裝置；和位置檢測單元，該位置檢測單元包括驅動部，該驅動部用於在內置線圈所在的區域中從多個方向形成磁場，其中，電路包括用於接收位置檢測單元形成的所述多個磁場的內部磁場檢測部、和用於向位置檢測單元發送關於接收到的所述多個磁場的信息的位置信息發送單元。根據本發明第九方面，位置檢測單元可以基於從位置信息發送單元發送來的多條磁場信息而檢測內置線圈的位置。更具體地說，內部磁場檢測部接收由驅動部從多個方向形成的磁場，通過位置信息發送部將從內部磁場檢測部輸出的多條磁場信息發送到位置檢測單元。位置檢測單元可以基於所述多條磁場信息來估計內置線圈的位置。在上述第九方面中，位置檢測單元優選地包括計算裝置，該計算裝置用於基於在內部磁場檢測部處的關於接收到的所述多個磁場的信息來計算內置線圈的位置和取向中的至少一個。根據這個構造，因為計算裝置可以基於通過內部磁場檢測部檢測到的磁場信息來計算內置線圈的位置和取向中的至少一個，所以可以估計內置線圈的位置和取向中的至少一個。因為存在多條磁場信息，所以可以例如通過對計算裝置中的計算所使用的磁場信息進行選擇來增加對內置線圈的位置和取向的計算結果的精度。在具有計算裝置的上述第八方面或上述第九方面中，優選的是，醫用磁感應及位置檢測系統包括:引導磁場產生單元，該引導磁場產生單元設置在醫用裝置的工作區域的外部，用於產生要施加到磁體的弓I導磁場；和磁場方向控制單兀，該磁場方向控制單兀用於控制引導磁場產生單元來控制引導磁場的方向。根據這個構造，通過設置引導磁場產生單元和磁場方向控制單元，醫用磁感應及位置檢測系統可以產生引導磁場並且可以控制引導磁場的方向。因此，可以將包括受引導磁場控制的磁體的醫用裝置引導到預定位置。根據上述的本發明第七到第九方面的醫用裝置以及醫用磁感應及位置檢測系統，可以通過在內置線圈中使用由磁性材料製成的芯來改進內置線圈的性能。因此，提供了如下優點:磁位置檢測系統可以更有效地工作，並且可以防止在醫用裝置的位置檢測期間出現問題。此外，因為將芯設置使得因磁體產生的磁場而在芯內部造成的磁通量密度沒有磁飽和的位置處，所以提供了如下優點:磁位置檢測系統可以更有效地工作，並且可以防止內置線圈的性能的下降。


圖1是根據本發明第一實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的示意圖。圖2是圖1中的醫用磁感應及位置檢測系統的立體圖。圖3是示出圖1中的醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。圖4是示出圖1中的感測線圈(sense-coil)接收電路的電路結構的示意圖。圖5是示出圖1中的囊狀內窺鏡的構造的示意圖。圖6是示出 根據本實施例的怎樣確定計算頻率和用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖7是示出根據本實施例的怎樣確定計算頻率和用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖8是示出諧振電路的頻率特性的曲線圖。圖9是不出驅動線圈和感測線圈的另一位直關係的圖。圖10是示出驅動線圈和感測線圈的另一位置關係的圖。圖11是示出驅動線圈和磁感應線圈的位置關係的圖。圖12是示出驅動線圈與感測線圈之間的位置關係的圖。圖13A是描繪施加到驅動線圈的脈衝驅動電壓的圖。圖13B是描繪脈衝磁場的圖。圖14是根據本發明第二實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的示意圖。圖15是示出圖14中的囊狀內窺鏡的構造的示意圖。圖16是示出用於確定磁感應線圈的頻率特性、直到存儲在存儲器部134A中為止的過程的流程圖。圖17是示出用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖18是示出用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖19是示出根據本發明第三實施例的驅動線圈和感測線圈的位置關係的圖。圖20是示出醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。圖21示出了根據本發明第四實施例的驅動線圈和感測線圈。圖22是示出根據本發明第四實施例的變型例的驅動線圈與感測線圈之間的位置關係的圖。圖23示出了根據本發明第五實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的概要圖。圖24是示出圖23中的驅動線圈單元、感測線圈等之間的位置關係的圖。圖25示出了圖24中的驅動線圈單元的構造的概要圖。圖26是示出根據本實施例的用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖27是示出根據本實施例的用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖28是示出根據本實施例的用於檢測囊狀內窺鏡的位置和取向的過程的流程圖。圖29是根據本發明的囊狀內窺鏡的位置檢測系統的概要圖。圖30是示意性地示出根據本發明第一變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的構造的圖。圖31是描繪圖30中的引導磁場產生線圈的構造的連接圖。圖32是示出圖30中的醫用磁感應及位置檢測系統的另一變型例的圖。圖33是用於說明圖30中的醫用磁感應及位置檢測系統中形成的磁場強度的圖。圖34是示意性地示出根據本發明第二變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的構造的圖。圖35是示出圖34中的引導磁場產生線圈的構造的連接圖。圖36是示出圖34中的醫用磁感應及位置檢測系統的另一變型例的圖。圖37是示意性地示出根據本發明第三變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的圖。圖38是用於說明圖37中的引導磁場產生線圈的構造的連接圖。圖39是示出圖37中的醫用磁感應及位置檢測系統的另一變型例的圖。圖40是示意性地示出根據本發明第四變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的構造的圖。圖41是示意性地描繪圖40中的引導磁場產生線圈的構造的框圖。圖42是描繪常規醫用磁感應及位置檢測系統中形成的磁場強度的圖。圖43是根據本發明第六實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的示意圖。圖44是醫用磁感應及位置檢測系統的立體圖。圖45是示出醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。圖46是示出圖43中的感測線圈接收電路的電路結構的示意圖。圖47是示出圖43中的囊狀內窺鏡的構造的示意圖。圖48A是圖47中的囊狀內窺鏡中的引導磁體的從端部觀看時的圖。圖48B是引導磁體的從側面觀看時的圖。圖49是描繪圖47中的囊狀內窺鏡中的感應磁場產生部的圖。圖50是示出圖47中的囊狀內窺鏡中的感應磁場產生部的頻率特性的曲線圖。圖51是不出驅動線圈和磁感應線圈的位直關係的圖。圖52是示出驅動線 圈和感測線圈的位置關係的圖。
圖53是不出驅動線圈和感測線圈的另一位直關係的圖。圖54是不出驅動線圈和感測線圈的另一位直關係的圖。圖55是描繪實際上使用的實驗裝置的概要的圖。圖56A是描繪磁感應線圈和電池的位置關係的圖。圖56B是描繪磁感應線圈、電池和弓I導磁體的位置關係的圖。圖57是示出圖55中的實驗裝置中的感測線圈的增益變化與相位變化之間的關係的圖。圖58是示出圖55中的實驗裝置中的感測線圈的增益變化與相位變化之間的關係的圖。圖59是示出圖55中的實驗裝置中的磁感應線圈與引導磁體的位置關係的圖。圖60A是描繪圖55中的實驗裝置中使用的實心芯引導磁體的構造的正面圖。圖60B是描繪圖55中的實驗裝置中使用的實心芯引導磁體的構造的側面圖。圖61A是描繪圖55中的實驗裝置中使用的中空引導磁體的構造的側面圖。圖61B是大中空引導磁體的側面圖。圖62是示出由五個單獨磁片形成的引導磁體中的感測線圈的頻率特性的圖。圖63是示出在引·導磁體由五個單獨磁片形成並且在這些單獨磁片之間夾有絕緣體的情況下的感測線圈的頻率特性的圖。圖64是示出在引導磁體由三個單獨磁片形成並且在這些單獨磁片之間夾有絕緣體的情況下的感測線圈的頻率特性的圖。圖65是示出在引導磁體由單個磁片形成的情況下的感測線圈的頻率特性的圖。圖66是示出在引導磁體與磁感應線圈之間的距離為Omm的情況下感測線圈的頻率特性的圖。圖67是示出在引導磁體與磁感應線圈之間的距離為5mm的情況下感測線圈的頻率特性的圖。圖68是示出在引導磁體與磁感應線圈之間的距離為IOmm的情況下感測線圈的頻率特性的圖。圖69是示出在中空引導磁體中的感測線圈的頻率特性的圖。圖70是示出在大中空引導磁體中的感測線圈的頻率特性的圖。圖71是示出引導磁體與磁感應線圈之間的距離與磁感應線圈的輸出振蕩的幅度之間的關係的圖。圖72是示出用於測量引導磁體產生的磁場強度的裝置的概要圖的圖。圖73是示出在磁感應線圈的中央由引導磁體產生的磁場的強度與磁感應線圈的輸出振蕩的強度之間的關係的圖。圖74是示出圖49中的坡莫合金層的磁滯曲線的圖。圖75是示出圖49中的坡莫合金層中的可逆磁化率的曲線圖。圖76是描繪坡莫合金層中的有效磁場的強度的示意圖。圖77是描繪坡莫合金層中的去磁因數的強度的示意圖。圖78是示出根據本發明第二實施例的囊狀內窺鏡的構造的圖。圖79A是示出圖78所示的囊狀內窺鏡中的引導磁體的構造的正面圖。圖79B是示出該引導磁體的構造的側面圖。圖80是示出根據本發明第八實施例的囊狀內窺鏡的構造的圖。圖81是示出根據本發明第九實施例的囊狀內窺鏡的構造的圖。圖82是示出根據本發明第十實施例的囊狀內窺鏡的構造的圖。圖83A是示出圖82所示的囊狀內窺鏡中的引導磁體的構造的正面圖。圖83B是示出引導磁體的構造的側面圖。圖84是示出根據本發明第十一實施例的囊狀內窺鏡的構造的圖。圖85是示出根據本發明第十二實施例的位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的位置的示意圖。圖86是示出醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。圖87是示出根據本發明第十三實施例的位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的位置關係的圖。圖88是示出根據本發明第十三實施例的變型例的位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的位置關係的示意圖。圖89是根據本發明第十四實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的示意圖。圖90是根據本發明第十五實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的示意圖。圖91是示出用做磁場產生單元的電磁體系統的構造的圖。`
具體實施例方式第一到第五實施例(醫用磁感應及位置檢測系統)第一實施例現在，參照圖1到13B對根據本發明的醫用磁感應及位置檢測系統的第一實施例進行說明。圖1是示意性地示出根據該實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的圖。圖2是醫用磁感應及位置檢測系統的立體圖。如圖1和2所示，醫用磁感應及位置檢測系統10主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡(醫用裝置)20，其以口服或肛入方式導入患者I的體腔中，以對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)50，其檢測囊狀內窺鏡20的位置；磁感應裝置70，其基於檢測到的囊狀內窺鏡20的位置和來自操作員的指令引導囊狀內窺鏡20 ;以及圖像顯示裝置80，其顯示從該囊狀內窺鏡20發送的圖像信號。如圖1所示，磁感應裝置70主要由以下部件形成:三軸引導磁場產生單元(引導磁場產生單元、電磁體)71，其產生用於驅動囊狀內窺鏡20的平行磁場；赫爾姆霍茨線圈驅動器72，其控制向三軸引導磁場產生單元71提供的電流的增益；旋轉磁場控制電路(磁場取向控制單元)73，其控制用於驅動囊狀內窺鏡20的平行磁場的方向；以及輸入裝置74，其向旋轉磁場控制電路73輸出操作員輸入的囊狀內窺鏡20的移動方向。儘管在這個實施例中採用假定滿足赫爾姆霍茨線圈條件的三軸引導磁場產生單元71，但是三軸引導磁場產生單元71不必嚴格地滿足赫爾姆霍茨線圈條件。例如，如圖1所示，線圈可以為大致矩形，而非圓形。此外，只要實現這個實施例的功能，相對線圈之間的間隙不滿足赫爾姆霍茨線圈條件也是可接受的。如圖1和2所示，三軸引導磁場產生單元71形成為大致矩形形狀。三軸引導磁場產生單元71包括三對相互面對的赫爾姆霍茨線圈(電磁體、相對線圈)71X、71Y和71Ζ，每一對赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ都設置為大致正交於圖1中的Χ、Υ和Z軸。將設置為大致正交於X、Y和Z軸的赫爾姆霍茨線圈分別表示為赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ。將赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ設置為在其內部形成大致矩形的空間S。如圖1所示，空間S用作囊狀內窺鏡20的工作空間，並且如圖2所示，空間S是患者I所處的空間。赫爾姆霍茨線圈驅動器72包括分別控制赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ的赫爾姆霍茨線圈驅動器72Χ、72Υ和ITL。將操作員從輸入裝置74輸入的針對囊狀內窺鏡20的移動方向指令與稍後說明的來自位置檢測裝置的表示囊狀內窺鏡20當前指向的方向(囊狀內窺鏡20的旋轉軸(縱軸)R的方向)的數據一起輸入到旋轉磁場控制電路73。接著，從旋轉磁場控制電路73輸出用於控制赫爾姆霍茨線圈驅動器72Χ、72Υ和72Ζ的信號，囊狀內窺鏡20的旋轉相位數據輸出到圖像顯示裝置80。將用於通過移動操縱杆來指定囊狀內窺鏡20的移動方向的輸入裝置用作輸入裝置74。如上所述，輸入裝置74可以使用操縱杆型裝置，或者可以使用另一類型的輸入裝置，如通過推動移動方向按鈕來指定移動的方向的輸入裝置。如圖1所示，位置檢測單元50主要由以下部件形成:驅動線圈(驅動線圈)51，其在囊狀內窺鏡20中的磁感應線圈(後面要說 明)中產生感應磁場；感測線圈(磁場傳感器、磁場檢測部)52，其檢測在磁感應線圈中產生的感應磁場；以及位置檢測裝置(位置分析單元、磁場頻率改變部、驅動線圈控制部)50Α，其基於感測線圈52檢測到的感應磁場來計算囊狀內窺鏡20的位置，並且控制由驅動線圈51形成的交變磁場。位置檢測裝置50Α設置有計算頻率確定部(頻率確定部)50Β，以接收來自後面要說明的感測線圈接收電路的信號。在位置檢測裝置50Α與驅動線圈51之間設置有以下部件:信號發生電路53，其基於來自位置檢測裝置50Α的輸出而產生AC電流；驅動線圈驅動器54，其基於來自位置檢測裝置50Α的輸出而放大從信號發生電路53輸入的AC電流；以及驅動線圈選擇器55，其將AC電流提供給基於來自位置檢測裝置50Α的輸出而選擇的驅動線圈51。在感測線圈52與位置檢測裝置50Α之間設置有以下部件:感測線圈選擇器(磁場傳感器選擇單元)56，其基於來自位置檢測裝置50Α的輸出，從感測線圈52中選擇包括囊狀內窺鏡20的位置信息等的AC電流；和感測線圈接收電路57，其從通過感測線圈選擇器56的AC電流提取幅值，並將該幅值輸出到位置檢測裝置50Α。圖3示出醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。在此，如圖1和3所示，驅動線圈51有角度地位於由赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ形成的大致矩形工作空間的四個上部(在Z軸的正向上)角處。驅動線圈51形成連接方形赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ的角的大致三角形線圈。通過按這種方式將驅動線圈51設置在頂部，可以防止驅動線圈51與患者I之間發生幹擾。如上所述，驅動線圈51可以為大致三角形線圈，或者可以使用多種形狀的線圈，如圓形線圈等。感測線圈52被形成為空氣芯線圈，由三個平面線圈支承部件58支承在赫爾姆霍茨線圈71X、71Y和71Z的內側，這三個平面線圈支承部件58被設置在面對驅動線圈51的位置以及沿Y軸方向彼此相對的位置，囊狀內窺鏡20的工作空間位於其間。在每一個線圈支承部件58中按矩陣形式排列有9個感測線圈52，由此在位置檢測單元50中設置有總計27個感測線圈52。可以自由排列感測線圈52。例如，可以將感測線圈52設置在與赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ相同的表面上，或者可以將其設置在赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ的外部。圖4是示出感測線圈接收電路57的電路結構的示意圖。如圖4所示，感測線圈接收電路57由以下部件形成:高通濾波器(HPF) 59，其去除包括囊狀內窺鏡20的位置信息的輸入AC電壓中的低頻分量；前置放大器60，其放大所述AC電壓；帶通濾波器(BPF、頻帶限制部)61，其去除放大的AC電壓中包括的高頻；放大器(ΑΜΡ)62，其放大已經去除了高頻的AC電壓；均方根檢測電路(真實RMS轉換器)63，其檢測AC電壓的振幅，並且提取並輸出幅值;A/D轉換器64，其將該幅值轉換為數位訊號；以及存儲器65，其用於臨時地存儲數位化的幅值。在此，高通濾波器(HPF) 59還用於消除由於赫爾姆霍茨線圈71X、71Y和71Ζ中出現的旋轉磁場而感應出的並且被感測線圈52檢測到的低頻信號。這樣，位置檢測單元50可以在操作磁感應裝置70的同時正常地工作。高通濾波器59由以下部件形成:設置在從感測線圈52延伸的一對導線66Α中的一對電容器68 ;連接到所述一對導線66Α並且大致在其中央處接地的導線66Β ;以及導線66Β中的接地點處於其間地彼此相對的電阻器67。在所述一對導線66Α中分別設置有前置放大器60,從前置放大器60輸出的AC電壓輸入到單個帶通濾波器61。存儲器65臨時存儲從9個感測線圈52獲得的幅值，並且將存儲的幅值輸出到位置檢測裝置50Α。除了上述元件以外，還可以設置能夠去除共模噪聲的共模濾波器。如上所述，帶通濾波器61可以去除AC電壓的高頻分量；然而，頻帶限制部也可以是執行傅立葉變換的部件。如上所述，可以使用均方根檢測電路63來提取AC電壓的幅值，可以通過使用整流電路來平滑磁場信息並檢測電壓從而檢測幅值，或者可以使用檢測AC電壓中的峰值的峰值檢測電路來檢測幅值。關於檢測到的AC電壓的波形，對於施加到驅動線圈51的波形的相位隨著磁感應線圈42的存在和位置而變化。可以使用鎖定放大器等來檢測這種相位變化。如圖1所示，圖像顯示裝置80由以下部件形成:圖像接收電路81，其接收從囊狀內窺鏡20發送來的圖像；和顯示部(顯示單元、圖像控制單元)82，其基於接收的圖像信號以及來自旋轉磁場控制電路73的信號而顯示圖像。圖5是示出囊狀內窺鏡的構造的示意圖。

如圖5所示，囊狀內窺鏡20主要由以下部件形成:外殼21，其在其內部容納了多種裝置；圖像形成部(生物信息獲取單元)30，其形成患者體腔中的通道的內表面的圖像；電池39，其用於驅動圖像形成部30 ;感應磁場產生部40，其通過上述驅動線圈51產生感應磁場；以及引導磁體(永磁體)45，其通過接收在磁感應裝置70中出現的磁場來驅動囊狀內窺鏡20。外殼21由以下部件形成:紅外線透射圓柱形囊狀主體(下文中簡寫為主體)22，其中心軸限定了囊狀內窺鏡20的旋轉軸(縱軸)R ;透明半球狀前端部23，其覆蓋主體22的前端部；以及半球狀後端部24，其覆蓋主體22的後端部，從而形成具有水密結構的密封囊狀容器。在外殼21的主體的外周面上設置有螺旋部(螺旋機構)25，在該螺旋部25中圍繞旋轉軸R按螺旋形式纏繞有剖面為圓形的導線。當引導磁體接收到磁感應裝置70中產生的旋轉磁場而旋轉時，該螺旋部也旋轉，以在患者體腔中的通道中沿旋轉軸R的方向引導囊狀內窺鏡20。圖像形成部30主要由以下部件形成:板36A，其被設置為與旋轉軸R大致正交；圖像傳感器31，其被設置在板36A的前端部23側的表面上；透鏡組32，其將患者體腔內的通道的內表面的像形成在圖像傳感器31上；LED (發光二極體)33，其照亮體腔內的通道的內表面；信號處理部34，其被設置在板36A的後端部24側的表面上；以及無線電裝置35，其向圖像顯示裝置80發送圖像信號。信號處理部34經由板36A、板36B、36C和36D以及柔性板37A、37B和37C而電連接到電池39，經由板36A而電連接到圖像傳感器31，並且經由板36A、柔性板37A以及支承部件38而電連接到LED33。此外，信號處理部34壓縮圖像傳感器31獲取的圖像信號，對其進行臨時存儲(存儲器)，並且將經壓縮的圖像信號從無線電裝置35向外部發送，此外，它基於來自後面要說明的開關部46的信號來控制圖像傳感器31和LED33的開/關狀態。

圖像傳感器31將經由前端部23和透鏡組32形成的像轉換為電信號(圖像信號)並且將它輸出到信號處理部34。例如可以將CMOS (互補型金屬氧化物半導體)器件或CXD(電荷耦合器件)用作這種圖像傳感器31。此外，在支承部件38上，圍繞旋轉軸R沿周向按其間設置有間隙的方式從板36A朝向前端部23地設置有多個LED33。在信號處理部34的後端部24側設置有引導磁體45。引導磁體45被設置或極化得使其磁化方向沿著與旋轉軸R正交的方向(例如，沿圖5中的垂直方向)。在引導磁體45的後端部24側設置有設置在板36B上的開關部46。開關部46具有紅外線傳感器47，經由板36B和柔性板37A而電連接到信號處理部34，並且經由板36B、36C和36D以及柔性板37B和37C而電連接到電池39。此外，按規則的間隔圍繞旋轉軸R沿周向設置有多個開關部46，紅外線傳感器47被設置為面對徑向的外側。在這個實施例中，已經描述了在其中設置有4個開關部46的示例，但是開關部46的數量不限於4個，而是可以設置任何數量。在開關部46的後端部24側，電池39被設置為由板36C和36夾住。在後端部24側的板36D的表面上設置有無線電裝置35。無線電裝置35經由板36A、36B、36C和36D以及柔性板37A、37B和37C而電連接到信號處理部34。在無線電裝置35的後端部24側設置有感應磁場產生部40。該感應磁場產生部40由以下部件形成:芯部件41，其由形成為圓柱形的鐵氧體製成，其中心軸與旋轉軸R大致相同；磁感應線圈42，其設置在芯部件41的外周部分；以及電容器(該圖中未示出)，其電連接到磁感應線圈42，並形成諧振電路43。電容器的電容是根據磁感應線圈42的電感來確定的，以使得諧振電路43的諧振頻率接近於由位置檢測單元50的驅動線圈51產生的交變磁場的頻率。此外，可以根據諧振電路43的諧振頻率來確定由驅動線圈51產生的交變磁場的頻率。除了鐵氧體以外，磁性材料也適用於芯部件；鐵、鎳、坡莫合金、鈷等也可以用於芯部件。接下來，對具有上述構造的醫用磁感應及位置檢測系統10的操作進行說明。首先，對醫用磁感應及位置檢測系統10的操作的概況進行說明。如圖1和2所示，囊狀內窺鏡20以口服或肛入方式插入躺在位置檢測單元50和磁感應裝置70內的患者I的體腔中。通過位置檢測單元50檢測插入的囊狀內窺鏡20的位置，並且通過磁感應裝置70將它引導到患者I的體腔中的通道內的感染區附近。囊狀內窺鏡20在被引導到感染區以及在感染區附近時，形成體腔中的通道的內表面的圖像。接著，將針對體腔內部通道的形成了圖像的內表面的數據和針對感染區附近的數據發送到圖像顯示裝置80。圖像顯示裝置80在顯示部82上顯示發送來的圖像。

現在，對獲得用於檢測囊狀內窺鏡20的位置和方向的計算頻率的過程以及檢測囊狀內窺鏡20的位置和方向的過程進行說明。圖6和7是例示獲得計算頻率的過程以及檢測囊狀內窺鏡20的位置和方向的過程的流程圖。首先，如圖6所示，執行對位置檢測單元50的校準(步驟I ;預備測量步驟)。更具體地說，測量在空間S中沒有設置囊狀內窺鏡20時感測線圈52的輸出，S卩，由於驅動線圈51形成的交變磁場的作用而導致的感測線圈52的輸出。圖1中例示了形成交變磁場的具體過程。即，信號發生電路53產生AC信號，該AC信號接著輸出到驅動線圈驅動器54。驅動線圈驅動器54對該AC信號進行功率放大，以經由驅動線圈選擇器55向驅動線圈51提供AC電流。所產生的AC電流的頻率處於從幾kHz到IOOkHz的頻率範圍內，並且該頻率在上述範圍內隨時間而變化(擺動)，從而包括後面要說明的諧振頻率。可以通過根據磁感應線圈42、電容器等的特性值進行估計來獲得在這個階段的諧振頻率。此外，如下所述，可以將這個頻率設置為任何值。擺動範圍不限於上述範圍；它可以是更窄的範圍或者可以是更寬的範圍，並沒有特別限制。在驅動線圈驅動器54中基於來自位置檢測裝置50A的指令而放大AC信號，並將其輸出到驅動線圈選擇器55作為AC電流。在驅動線圈選擇器55中，將放大的AC電流提供給由位置檢測裝置50A選擇的驅動線圈51。接著，提供給驅動線圈51的AC電流在囊狀內窺鏡20的工作空間S中產生交變磁場。如圖4所不，形成的父變磁場在感測線圈52中廣生感應電動勢，從而在感測線圈52中引起AC電壓。該AC電壓經由感測線圈選擇器56輸入到感測線圈接收電路57，在感測線圈接收電路57中提取AC電壓的幅值。如圖4所示，首先，通過高通濾波器59去除輸入到感測線圈接收電路57的AC電壓中包括的低頻分量，接著，通過前置放大器60放大該AC電壓。此後，通過帶通濾波器61去除高頻，並且通過放大器62將AC電壓放大。通過均方根檢測電路63提取已經按這種方式去除了不想要的分量的AC電壓的幅值。通過A/D轉換器64將提取的幅值轉換為數位訊號，並將該數位訊號存儲在存儲器65中。此時，對於每一次操作，將帶通濾波器61的通過頻率調節為交變磁場的頻率。存儲器65例如存儲與其中信號發生電路53中產生的信號擺動得接近諧振電路43的諧振頻率的一個時段對應的幅值，並且將對於一個時段的幅值一次輸出給位置檢測裝置50A的頻率確定部50B。將此時的輸出的值表示為Vc (f，N)，其中，Vc為交變磁場的頻率f和感測線圈的編號N的函數。接下來，將囊狀內窺鏡20放入空間S (步驟2)中。放置囊狀內窺鏡20的過程沒有進行具體限制。例如，如果在空間S中設置有用於支承囊狀內窺鏡的支架，則可以將囊狀內窺鏡20放置在該支架上。此外，該支架可以直接支承囊狀內窺鏡20，或者可以支承容納在封裝(圖中未示出)中的囊狀內窺鏡。這種構造是衛生的。接著，對囊狀內窺鏡20中安裝的磁感應線圈42的頻率特性進行測量(步驟3 ;測量步驟)。更具體地說，按照與步驟I相同的方式，使驅動線圈51產生頻率在預定頻帶內變化的交變磁場，並且在頻率改變(擺動)的同時，對該交變磁場和磁感應線圈42感應出的磁場所導致的感測線圈52的輸出進行測量。這時，將該輸出表示為VO (f，N)，其中，f是交變磁場的頻率，而N是感測線圈52的編號。因為磁感應線圈42和電容器一起形成了諧振電路43，所以當交變磁場的周期對應於諧振電路43的諧振頻率時，在諧振電路43 (磁感應線圈42)中流動的感應電流增大，並且產生的感應磁場變強。此外，因為在磁感應線圈42的中央設置有由電介質鐵氧體(dielectric ferr ite)構成的芯部件41,所以感應磁場更容易集中在芯部件41中，這使得產生的感應磁場甚至更強。此後，頻率確定部50B計算在步驟I中測量出的感測線圈52的輸出與在步驟3中測量出的感測線圈52的輸出之間的差，基於計算出的差獲得用於檢測囊狀內窺鏡20的位置和取向而使用的計算頻率(步驟4 ;頻率確定步驟)。圖8是描繪磁感應線圈42的頻率特性的圖，並且例示了與交變磁場的頻率變化相關的感測線圈52的輸出增益和相位的變化。這個曲線圖中的增益V Cf, N)表示為V Cf,N) =VO Cf,N) - Vc (f，N)。S卩，增益V (f，N)由在各個頻率下步驟I中的測量結果與步驟3中的測量結果之間的差來表示。如圖8所示，作為感測線圈52的輸出的AC電壓的幅值隨著由磁感應線圈42產生的交變磁場的頻率特性(即與諧振電路43的諧振頻率的關係)而很大地變化。圖8在橫軸上示出了交變磁場的頻率，在縱軸上示出了在諧振電路43中流動的AC電壓的增益(dBm)和相位(度)的變化。在圖8中，示出了由實線表示的增益變化在小於諧振頻率的頻率處出現最大值，在諧振頻率處為零，在高於諧振頻率的頻率處出現最小值。此外，它示出了由虛線表示的相位變化在諧振頻率處下降最多。在此，通過使用網絡分析器、阻抗分析器等來測量諧振電路的阻抗特性，已經確認了諧振電路43的諧振頻率對應於引起最大相位滯後的頻率並且對應於引起增益過O的頻率。
根據測量條件，可能存在增益在比諧振頻率低的頻率處出現最小值並且在比諧振頻率高的頻率處出現最大值的情況，以及相位在諧振頻率處達到峰值的情況。更具體地說，獲得上述感測線圈52的增益的變化出現最大值和最小值的頻率，並且將這兩個頻率用作計算頻率:較低的頻率用作低頻側計算頻率，較高的頻率用作高頻側計算頻率。如圖8所示，增益變化分別在大約18kHz和大約20.5kHz的頻率處出現最大值和最小值。前者是低頻側計算頻率，而後者是高頻側計算頻率。按這種方式，使用步驟I中的感測線圈52的輸出與步驟2中的感測線圈52的輸出之間的差，通過消除不利的影響(例如，與感測線圈接收電路57的溫度特性有關的輸出值的偏移)，使得可以獲得聞精度計算頻率。在此，將針對所有感測線圈的Vc (fLOff,N),Vc ^_，幻，(^感測線圈的編號1、2、
3、…)存儲為基準值，其中，f-表示低頻側計算頻率，&1(；11表示高頻側計算頻率。在步驟5和隨後的步驟中，通過下面的計算公式來計算針對用於位置計算的值而基於感測線圈52的輸出計算的Vs ( .Μ，Ν)和Vs (f_，N)，其中，V (fLOff,N) (N為感測線圈的編號)表示在低頻側計算頻率(f_)測量出的感測線圈52的輸出，V (fHIGH,N) (N為感測線圈的編號)表示在高頻側計算頻率(fHKH)測量出的感測線圈52的輸出。Vs (fLOff, N) =V (fLOff, N) — Vc (fLOff, N)Vs (fHIGH, N) =V (fHIGH, N) — Vc (fHIGH, N)由此，在隨後的步驟中，將Vs (fLOff, N)和Vs (f_，N)表示為「基於感測線圈52的輸出而計算出的值」。當要獲 得上述計算頻率時，至少一個感測線圈52的輸出足夠以獲得低頻側計算頻率和高頻側計算頻率。更具體地說，儘管在步驟I中測量所有感測線圈52的輸出頻率特性，但是在步驟3中針對特定感測線圈52進行測量並且執行步驟4的處理就足以獲得計算頻率。首先，選擇一個感測線圈52。接著，在頻率擺動的同時從驅動線圈51產生交變磁場。這時，連接到所選擇感測線圈52的帶通濾波器61的中心頻率根據由驅動線圈51產生的交變磁場的頻率而擺動(改變)。在由驅動線圈51產生的交變磁場發生擺動的同時測量感測線圈52的輸出(通過帶通濾波器61、放大器62，以及真實RMS轉換器63的輸出)。此後，將囊狀內窺鏡20置於空間S中。按照與上述相同的方式，在頻率擺動的同時從驅動線圈51產生交變磁場，連接到所選擇感測線圈52的帶通濾波器61的中心頻率根據從驅動線圈51產生的交變磁場的頻率而擺動，以測量感測線圈52的輸出。接著，獲得在沒有將囊狀內窺鏡20置於空間S中時的測量結果(感測線圈52的輸出)與在將囊狀內窺鏡20置於空間S中時的測量結果(感測線圈52的輸出)之間的差。該結果如上述圖8所示，由此可以獲得計算頻率。如下地執行對所有感測線圈52的校準。在確定了計算頻率之後，再次將囊狀內窺鏡20從空間S中去除，將帶通濾波器61的中心頻率調節成低頻側計算頻率。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率。驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，並且測量所有感測線圈52的輸出。將這些測量結果保存為Vc (fL0ff,N)o在隨後的步驟中，將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率，驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場。測量所有感測線圈52的輸出。將這些測量結果保存為Vc(fHKH，N)。在獲得了這些計算頻率之後，檢測囊狀內窺鏡20的位置和方向。首先，將帶通濾波器61的中心頻率調節成低頻側計算頻率(步驟5)。此外，將帶通濾波器61的通過頻率範圍設置為可以提取感測線圈52的增益變化的局部極值的範圍。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟6)。更具體地說，通過將信號發生電路53產生的AC電流的頻率控制成低頻側計算頻率，來控制驅動線圈51形成的交變磁場的頻率。接著，通過驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟7 ;檢測步驟)。簡單地說，測量感測線圈52的輸出，獲得Vs (fLOff, N)，這是基於感測線圈52的輸出而計算出的值，其中，N表示選擇的感測線圈52的編號。接下來，將帶通濾波器61 的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟8)。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟9)。通過驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟10 ;檢測步驟)。簡單地說，測量感測線圈52的輸出，以獲得Vs (fHKH，N)，這是基於感測線圈52的輸出而計算出的值，其中，N表示選擇的感測線圈52的編號。如上所述，可以首先執行使用低頻側計算頻率的檢測，隨後執行使用高頻側計算頻率的檢測。另選的是，可以首先執行使用高頻側計算頻率的檢測，隨後執行使用低頻側計算頻率的檢測。此後，位置檢測裝置50A計算Vs (fLOff, N) 一 Vs (fHIGH, N)，這表示各個感測線圈52在低頻側計算頻率與高頻側計算頻率之間的輸出差(振幅差)，接著，選擇要使用其輸出差來估計囊狀內窺鏡20的位置的感測線圈52 (步驟11)。選擇感測線圈52的方法不限於特定的方法，只要可以選擇具有大輸出差的感測線圈52即可。例如，如圖9所示，可以選擇面對驅動線圈51並且囊狀內窺鏡20位於驅動線圈51與其之間的感測線圈52。另選的是，如圖10所示，可以選擇設置在與驅動線圈51所在平面相鄰的相互面對平面中的感測線圈52。位置檢測裝置50A向感測線圈選擇器56發出從選擇的感測線圈52向感測線圈接收電路57輸入AC電流的命令，從而選擇感測線圈52。接著，位置檢測裝置50A基於選擇的感測線圈52的輸出差來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向(步驟12 ;位置計算步驟)，以確定位置和取向(步驟13)。更具體地說，位置檢測單元50A基於從選擇的感測線圈52計算出的振幅差，通過對包含囊狀內窺鏡20的位置、方向和磁場強度的聯立方程進行求解，獲得囊狀內窺鏡20的位置。由此，基於感測線圈52的輸出差，可以消除例如因環境條件(例如溫度)而造成的感測線圈接收電路的特性的變化，由此可以按可靠的精度獲得囊狀內窺鏡20的位置，而不會受環境條件的影響。關於囊狀內窺鏡20的位置等的信息包括6條信息，例如，X、Y和Z位置坐標，囊狀內窺鏡20的縱軸(旋轉軸)的方向Φ和Θ，以及磁感應線圈42產生的感應磁場的強度。
為了通過計算來估計這6條信息，需要至少6個感測線圈52的輸出。因此，優選的是，在步驟11的選擇中選擇至少6個感測線圈52。接著，如圖7中所示，選擇用於後繼控制的感測線圈52 (步驟14)。更具體地說，位置檢測裝置50A基於在步驟13中計算出的囊狀內窺鏡20的位置和取向，通過計算來獲得從磁感應線圈42產生的磁場在各個感測線圈52的位置處的強度，並且選擇設置在磁場強度高的位置處的必要數量的感測線圈52。當重複獲取囊狀內窺鏡的位置和取向時，基於在後面要說明的步驟22中計算出的囊狀內窺鏡20的位置和取向來選擇感測線圈52。儘管在這個實施例中，選擇的感測線圈52的數量應當為至少6個，但是，在最小化位置計算誤差的方面，選擇大約10到15個感測線圈52是有利的。另選的是，可以按如下方式來選擇感測線圈52:基於在步驟13 (或者後面要說明的步驟22)中獲得的囊狀內窺鏡20的位置和取向來計算由於從磁感應線圈42產生的磁場而導致的所有感測線圈52的輸出，接著選擇具有大輸出的必要數量的感測線圈52。此後，將帶通濾波器61的中心頻率重新調節成低頻側計算頻率(步驟15)。接著，將驅動線圈51 形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟16)。接著，由驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用步驟14中選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟17 ;檢測步驟)。採用與步驟7相同的方式，獲得Vs (fM，N)，其是基於感測線圈52的輸出而計算出的值。接下來，將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟18)。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟19)。接著，由驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用步驟13中選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟20 ;檢測步驟)。接著，採用與步驟10相同的方式，獲得Vs (fHrcH，N)，其是基於感測線圈52的輸出而計算出的值。接著，位置檢測裝置50A基於在步驟14中選擇的感測線圈52的輸出差來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向(步驟21 ;位置計算步驟)，以確定位置和取向(步驟22)。在步驟22中，可以將針對計算出的囊狀內窺鏡裝置20的位置和取向的數據輸出到另一裝置或顯示部82。此後，如果繼續檢測囊狀內窺鏡裝置20的位置和取向，則流程返回到步驟14，其中執行對位置和取向的檢測。此外，位置檢測裝置50A與上述控制操作並行地選擇用於產生磁場的驅動線圈51，並且向驅動線圈選擇器55輸出用於向選擇的驅動線圈51提供AC電流的指令。如圖11所示，在選擇驅動線圈51的方法中，排除連接其和磁感應線圈42的直線(驅動線圈51的取向)與磁感應線圈42的中心軸(囊狀內窺鏡20的旋轉軸R)大致正交的驅動線圈51。此外，如圖12所示，選擇驅動線圈51以使得按作用於磁感應線圈42上的磁場的取向線性無關的方式向三個驅動線圈51提供AC電流。更優選的方法是如下的方法:省略由其產生的磁力線的取向與磁感應線圈42的中心軸大致正交的驅動線圈51。如上所述，可以使用驅動線圈選擇器55來限制形成交變磁場的驅動線圈51的數量，或者，可以不使用驅動線圈選擇器55，而將驅動線圈51的數量初始設置為三個。
如上所述，可以選擇三個驅動線圈51來形成交變磁場，或者，如圖9所示，可以通過全部的驅動線圈51來產生交變磁場。現在，更具體地對驅動線圈51的切換進行說明。執行在驅動線圈中進行切換的操作，作為防止如下的可能問題的措施:如果在囊狀內窺鏡20的位置處驅動線圈51產生的磁場的方向與磁感應線圈42的取向正交，則磁感應線圈42產生的感應磁場變小，由此降低位置檢測的精度。可以從位置檢測裝置50A的輸出來識別磁感應線圈42的方向，即囊狀內窺鏡20的方向。此外，可以通過計算獲得在囊狀內窺鏡20的位置處由驅動線圈51產生的磁場的方向。因此，可以通過計算獲得囊狀內窺鏡20的取向與在囊狀內窺鏡20的位置處由驅動線圈51產生的磁場的方向之間的角度。按相同的方式，還可以通過計算獲得在囊狀內窺鏡20的位置處的磁場(即按不同位置和取向設置的單獨驅動線圈51產生的磁場)的方向。按相同的方式，可以通過計算獲得囊狀內窺鏡20的取向與在囊狀內窺鏡20的位置處由各個驅動線圈51產生的磁場的方向之間的角度。這樣，可以通過僅僅選擇在囊狀內窺鏡20的位置處在囊狀內窺鏡20的取向與由其產生的磁場的方向之間為銳角的驅動線圈51，來使得磁感應線圈42產生的感應磁場保持為較大。這對於位置檢測是有利的。為了執行在驅動線圈51中進行切換的操作，在步驟I的校準中執行下述處理。首先，選擇一個驅動線圈51，並且在頻率改變(擺動)時由該驅動線圈51產生交變磁場。這時，在將設置在各個感測線圈52的下遊的帶通濾波器61的中心頻率調節成由該驅動線圈51產生的交變磁場的頻率時測量所有感測線圈52的輸出，以獲得這些感測線圈52與該驅動線圈51相關聯的頻率特性。接著，將所有感測線圈的頻率特性與所選擇的驅動線圈51相關聯地存儲。接下來，選擇另一驅動線圈51，並且在頻率改變(擺動)時由該驅動線圈51產生交變磁場。這時，在將設置在各個感測線圈52的下遊的帶通濾波器61的中心頻率調節成由該驅動線圈51產生的交變磁場的頻率時測量所有感測線圈52的輸出，以獲得這些感測線圈52與該驅動線圈51相關聯的頻率特性。接著，將所有感測線圈的頻率特性與新選擇的驅動線圈51相關聯地存儲。可以針對所有驅動線圈重複進行這個操作，以存儲針對驅動線圈51和感測線圈52的所有組合的感測線圈52的頻率特性。接下來，如上所述，將囊狀內窺鏡20放入空間S中(步驟2)，並且在囊狀內窺鏡20位於空間S中時測量頻率特性。為了在這時進行測量，在選擇任一驅動線圈51和任一感測線圈52之後，針對該組合計算感測線圈52的輸出的頻率特性(步驟3)。在各個頻率分量，獲得在步驟3中獲取的結果與在步驟I中針對在步驟3中選擇的驅動線圈51和感測線圈52的組合而存儲的感測線圈52的頻率特性之間的差。該結果如圖8中所示。接著,如上所述地選擇計算頻率。接著，從在步驟1中獲得的針對驅動線圈51和感測線圈52的所有組合的感測線圈52的頻率特性，提取在囊狀內窺鏡20處於空間S之外時感測線圈針對驅動線圈51和感測線圈52的所有組合在計算頻率的輸出。儘管這對應於上述的Vc (fLOff,N),Vc (fHIGH,N),但是考慮到與所有驅動線圈的關聯，在此使用符號Vc (fLOff, N, Μ)和Vc (fHIGH, N, M)，其中N表示感測線圈的編號,而M表示驅動線圈的編號。步驟5已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。在步驟6中，將信號發生電路的頻率設置為低頻側計算頻率，此外，通過位置檢測裝置50A操作驅動線圈選擇器55，以選擇作為輸出用驅動線圈的驅動線圈51。在步驟7中，測量所有感測線圈52的輸出。如上所述地執行這時的測量。接著，獲得Vs (fLOff, N) =V (fLOff, N) — Vc (fLOff, N，M)，這是基於感測線圈 52 的輸出而計算出的值，其中M是步驟6中選擇的驅動線圈的編號。步驟5已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。在步驟9中，按照原樣，使用步驟6中選擇的驅動線圈52執行上述操作。在步驟10中，測量所有感測線圈的輸出。這時的測量結果與上述V (fHIGH, N)相同。接著，獲得Vs (fHIGH, N) =V (f_，N) — Vc (fHIGH, N, M)，這是基於感測線圈 52 的輸出而計算出的值，其中M是步驟6中選擇的驅動線圈的編號。步驟11、步驟12以及步驟13已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。在步驟14中，選擇用於後繼位置計算的感測線圈，並且選擇用於後繼測量的驅動線圈。對感測線圈的選擇與上述情況相同，由此不再重複。現在，對選擇驅動線圈的過程進行說明。`首先，通過計算獲得在囊狀內窺鏡20的位置處由驅動線圈51產生的磁場的方向。接著，計算囊狀內窺鏡20的取向與在囊狀內窺鏡20的位置處由驅動線圈51產生的磁場的方向之間的角度。按相同的方式，還可以通過計算獲得在囊狀內窺鏡20的位置處的磁場(即按不同位置和取向設置的單獨驅動線圈51產生的磁場)的方向。按相同的方式，可以通過計算獲得囊狀內窺鏡20的取向與在囊狀內窺鏡20的位置處由各個驅動線圈51產生的磁場的方向之間的角度。根據這些計算結果，選擇在囊狀內窺鏡20的位置處在囊狀內窺鏡20的取向與由其產生的磁場的方向之間具有最銳的角的驅動線圈51。通過按這種方式選擇驅動線圈51，可以使由磁感應線圈42產生的感應磁場保持為較大，確保了位置檢測的優良條件。步驟15已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。在步驟16，將信號發生電路的頻率設置為低頻側計算頻率，此外，通過位置檢測裝置50A操作驅動線圈選擇器55，以選擇作為輸出用驅動線圈的驅動線圈51。在步驟17中，對步驟14中選擇的所有感測線圈52的輸出進行測量。這對應於V(fOT，N)。接著，如下地計算獲得的Vc (fLOff, N, Μ)(這是在囊狀內窺鏡20處於空間S之外時感測線圈在計算頻率針對驅動線圈51和感測線圈52的所有組合的輸出)與表示對應的感測線圈和驅動線圈的組合的數據之間的差，以獲得Vs (fLOff, N)。Vs (fLOff, N) =V (fLOff, N) — Vc (fLOff, N，M)步驟18已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。
在步驟19中，將信號發生電路的頻率設置為高頻側計算頻率，而不對步驟16中設置的驅動線圈55進行切換。在步驟20中，測量在步驟14中選擇的所有感測線圈52的輸出。這對應於V(fHKH，N)。接著，如下地計算獲得的Vc (fHIGH, N, Μ)(這是在囊狀內窺鏡20處於空間S之外時感測線圈在計算頻率針對驅動線圈51和感測線圈52的所有組合的輸出)與表示對應的感測線圈和驅動線圈的組合的數據之間的差，以獲得Vs (fHIGH, N)。Vs (fHIGH, N) =V (fHIGH, N) — Vc (fHIGH, N，M)在步驟21中，位置檢測裝置50A計算Vs (fLOff,N) 一 Vs (fHIGH,N)(這表示各個選擇的感測線圈52在低頻側計算頻率與高頻側計算頻率之間的輸出差(振幅差))，以基於該值執行用於估計囊狀內窺鏡20 (B卩，磁感應線圈42)的位置和方向的計算。步驟22和23已經說明過了，因此，這裡不再進行說明。根據上述處理(選擇驅動線圈51和感測線圈52)，在確保來自磁感應線圈42的感應磁場儘可能大的情況下，可以通過感測線圈52有效地檢測由磁感應線圈42產生的感應磁場。這減小了對囊狀內窺鏡20 (磁感應線圈42)的位置計算所使用的數據量，而不會犧牲精度。因此可以減小計算量，並且可以按較低的成本構建系統。還提供了其他優點，如系統速度加快。此外，在選擇驅動線圈51時，可以選擇兩個或更多個驅動線圈51。在這種情況下，計算所有選擇的驅動線圈在囊狀內窺鏡20 (磁感應線圈42)的位置處產生的磁場，並且將各個驅動線圈51的輸出調節成使得合成磁場的方向與囊狀內窺鏡20 (磁感應線圈42)的方向之間的角度為銳角。作為代替，可以將通過對所選擇感測線圈52的校準而獲得的值計算為輸出驅動線圈51的輸出值與通過將基於單獨驅動線圈的輸出的因數乘以Vc (fLOff, N,Μ)而獲得的值的和，以及·計算為輸出驅動線圈51的輸出值與通過將基於單獨驅動線圈的輸出的因數乘以Vc (fHrcH，N，M)而獲得的值的和，其中，Vc (fM，N，M)和Vc (fHrcH，N，M)是上述的測量結果。此外，可以準備驅動線圈的輸出率已經確定了的一些輸出模式，從而在步驟I中可以基於這些輸出模式來執行校準。按這種方式，可以更靈活地設置囊狀內窺鏡20(磁感應線圈42)的位置處的磁場的取向。因此，可以實現更加準確和有效的位置檢測。此外，可以將驅動線圈51的輸出調節成使得由驅動線圈51產生的在囊狀內窺鏡20(磁感應線圈42)的位置處的磁場落入磁場強度的預定或確定範圍內。同樣，在這種情況下，可以代替地將通過對所選擇感測線圈52的校準而獲得的值計算為輸出驅動線圈51的輸出值與通過將基於單獨驅動線圈的輸出的因數乘以Vc (fOT，N，M)而獲得的值的和，以及計算為輸出驅動線圈51的輸出值與通過將基於單獨驅動線圈的輸出的因數乘以Vc (fHIGH,N，Μ)而獲得的值的和，其中，Vc (fOT，N，M)和Vc (f_，N，M)是上述的測量結果。按這種方式，可以輸出由磁感應線圈42產生的更穩定的感應磁場。因此，可以實現更加準確和有效的位置檢測。接下來，對磁感應裝置70的操作進行說明。如圖1所示，在磁感應裝置70中，首先，操作員經由輸入裝置74向旋轉磁場控制電路73輸入針對囊狀內窺鏡20的引導方向。在旋轉磁場控制電路73中，基於輸入的引導方向和從位置檢測裝置50A輸入的囊狀內窺鏡20的取向(旋轉軸方向)，確定要向囊狀內窺鏡20施加的平行磁場的取向和旋轉方向。
接著，為了產生平行磁場的取向，計算需要由赫爾姆霍茨線圈71X、71Y和71Z產生的磁場的強度，並且計算產生這些磁場所需要的電流。將向單個赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ提供的電流數據輸出到對應的赫爾姆霍茨線圈驅動器72Χ、72Υ和72Ζ，並且赫爾姆霍茨線圈驅動器72Χ、72Υ和72Ζ基於輸入數據執行對電流的放大控制，並將電流提供給對應的赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ。向其提供了電流的赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ根據各自的電流值產生磁場，通過合成這些磁場，產生具有由旋轉磁場控制電路73確定的磁場取向的平行磁場。囊狀內窺鏡20中設置有引導磁體45，並且如下所述，基於作用於引導磁體45上的力和轉矩以及上述平行磁場來控制囊狀內窺鏡20的取向(旋轉軸方向)。此外，通過將平行磁場的旋轉周期控制成大約OHz到幾Hz並且對平行磁場的旋轉方向進行控制，從而控制圍繞囊狀內窺鏡20的旋轉軸的旋轉方向，並且控制囊狀內窺鏡20的移動方向和移動速度。接下來，對囊狀內窺鏡20的操作進行說明。如圖5所示，在囊狀內窺鏡20中，首先，將紅外光照射到開關部46的紅外線傳感器47上，開關部46向信號處理部34輸出信號。當信號處理部34接收到來自開關部46的信號時，從電池39向內置於囊狀內窺鏡20中的圖像傳感器31、LED33、無線電裝置35以及信號處理部34本身提供電流，這些部件啟動。圖像傳感器31形成患者I的體腔中的通道內部的被LED33照亮的壁面的圖像，將該圖像轉換為電信號，並將其輸出到信號處理部34。信號處理部34壓縮輸入的圖像，臨時存儲它，並且將它輸出到無線電裝置35。將輸入到無線電裝置35的壓縮圖像信號作為電磁波發送到圖像顯示裝置80。囊狀內窺鏡 20可以通過藉助於設置在外殼21的外周上的螺旋部25圍繞旋轉軸R旋轉而向前端部23或後端部24移動。通過圍繞旋轉軸R的旋轉方向和螺旋部25的旋轉方向來確定移動的方向。接下來，對圖像顯示裝置80的操作進行說明。如圖1所示，在圖像顯示裝置80中，首先，圖像接收電路81接收從囊狀內窺鏡20發送來的壓縮圖像信號，並將該圖像信號輸出到顯示部82。在圖像接收電路81或顯示部82中對壓縮圖像信號進行進行重構，並且通過顯示部82對其進行顯示。此外，顯示部82基於從旋轉磁場控制電路73輸入的囊狀內窺鏡20的旋轉相位數據，沿與囊狀內窺鏡20的旋轉方向相反的方向執行對圖像信號的旋轉處理，並顯示它。使用上述結構，因為磁感應線圈42的諧振頻率是使用頻率隨時間改變的交變磁場來獲得的，所以可以不考慮磁感應線圈42的諧振頻率的大變化地獲得該諧振頻率，從而可以基於該諧振頻率獲得計算頻率。為此，不管磁感應線圈42的諧振頻率的變化如何，都可以基於計算頻率來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向。結果，不必設置用於調節磁感應線圈42的諧振頻率的元件等，因此，可以減小囊狀內窺鏡20的尺寸。此外，不再需要為了調節諧振頻率而對與磁感應線圈42 —起組成諧振電路43的諸如電容器等的元件進行選擇或調節。這防止了囊狀內窺鏡20的製造成本的增加。因為僅使用具有低頻側計算頻率和高頻側計算頻率的交變磁場來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向，所以與例如使交變磁場的頻率在預定範圍內擺動的方法相比，可以減小計算位置和取向所需要的時間。因為帶通濾波器61可以基於低頻側計算頻率和高頻側計算頻率來限制感測線圈52的輸出頻率的頻帶，所以可以基於頻率範圍在低頻側計算頻率和高頻側計算頻率附近的感測線圈輸出來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向，因此，可以減小計算位置和取向所需要的時間。從線性無關的三個或更多個不同方向將交變磁場施加到囊狀內窺鏡20的磁感應線圈42。因此,無論磁感應線圈42的取向如何,都可以通過至少一個方向的交變磁場在磁感應線圈42中產生感應磁場。結果，無論囊狀內窺鏡20的取向(旋轉軸R的軸方向)如何，都始終可以在磁感應線圈42中產生感應磁場；因此，提供了如下優點:始終可以通過感測線圈52檢測到感應磁場，這使得可以始終精確地檢測其位置。此外，因為相對於囊狀內窺鏡20在三個不同方向上都設置有感測線圈52，所以無論囊狀內窺鏡20所在的位置如何，都有可檢測強度的感應磁場作用於沿三個方向設置的感測線圈52中的沿至少一個方向設置的感測線圈52上，這使得感測線圈52始終可以檢測到感應磁場。此外，如上所述，因為在一個方向上設置的感測線圈52的數量為9個，所以確保了足以通過計算獲取總計6條信息的數量個輸入，其中這6條信息包括囊狀內窺鏡20的X、Y和Z坐標，關於彼此正交並且與囊狀內窺鏡20的旋轉軸R正交的兩個軸的旋轉相位Φ和Θ，以及感應磁場的強度。通過將交變磁場的頻率設置為接近於諧振電路43發生諧振的頻率(諧振頻率)，與使用另一頻率的情況相比，可以產生具有較大振幅的感應磁場。因為感應磁場的振幅較大，所以感測線圈52可以容易地檢測該感應磁場，這使得容易檢測囊狀內窺鏡20的位置。此外，因為交變磁場的頻率在諧振頻率附近的頻率範圍內進行擺動，所以，即使諧振電路43的諧振頻率因環境條件(例如，溫度條件)的變化而改變，或者即使存在因諧振電路43的個體差異而造成的諧振頻率偏移，只要改變的諧振頻率或偏移的諧振頻率包括在上述頻率沮圍中，就可以在諧振電路43中引起諧振。因為位置檢測裝置50Α通過感測線圈選擇器56來選擇檢測高強度感應磁場的感測線圈52，所以可以減小位置檢測裝置50Α必須計算並處理的信息量，而不會犧牲精度，這使得可以減小計算負荷。同時，因為可以同時減小計算處理量，所以可以縮短計算所需要的時間。因為驅動線圈51和感測線圈52位於囊狀內窺鏡20的工作區域的任一側上的彼此相對的位置處，所以可以將驅動線圈51和感測線圈52定位為使得它們在其構造方面不會彼此發生幹擾。通過控制作用於內置於囊狀內窺鏡20中的引導磁體45上的平行磁場的取向，可以控制作用於引導磁體45上的力的取向，這使得可以控制囊狀內窺鏡20的移動方向。因為同時可以檢測囊狀內窺鏡20的位置，所以可以將囊狀內窺鏡20引導到預定位置，由此，提供了如下優點:可以基於檢測到的囊狀內窺鏡20的位置來準確地引導囊狀內窺鏡。通過對被設置為沿相互 正交方向彼此面對的三對赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ產生的磁場的強度進行控制，可以將在赫爾姆霍茨線圈71Χ、71Υ和71Ζ內部產生的平行磁場的取向控制為預定方向。因此，可以將沿預定取向的平行磁場施加到囊狀內窺鏡20，並且可以使得囊狀內窺鏡20沿預定方向移動。因為驅動線圈51和感測線圈52設置在赫爾姆霍茨線圈7IX、7IY和7IZ的內側空間(該空間是患者I可以位於其中的空間)的周圍，所以可以將囊狀內窺鏡20引導到患者I體內的預定部位。通過使囊狀內窺鏡20圍繞旋轉軸R旋轉，螺旋部25產生沿旋轉軸的軸方向推動囊狀內窺鏡20的力。因為螺旋部25產生推力，所以可以通過控制囊狀內窺鏡20圍繞旋轉軸R的旋轉方向來控制作用於囊狀內窺鏡20上的推力的方向。因為圖像顯示裝置80基於有關囊狀內窺鏡20圍繞旋轉軸R的旋轉相位的信息來執行使顯示圖像沿與囊狀內窺鏡20的旋轉方向相反的旋轉方向旋轉的處理，所以無論囊狀內窺鏡20的旋轉相位如何，都可以在顯示部82上顯示始終固定在預定旋轉相位的圖像，換句話說，囊狀內窺鏡20看起來沒有圍繞旋轉軸R發生旋轉地沿旋轉軸R行進的圖像。因此，當操作員在視覺地觀察顯示在顯示部82上的圖像的同時對囊狀內窺鏡20進行引導時，與顯示圖像是隨同囊狀內窺鏡20的旋轉而旋轉的圖像的情況相比，顯示按上述方式顯示為預定旋轉相位圖像的圖像使得操作員可以更容易地觀看，並且還使得更容易將囊狀內窺鏡20引導到預定部位。如上所述，可以使得用於獲得計算頻率(步驟1、步驟3)的交變磁場的頻率發生擺動。另選的是，通過使用位置檢測裝置50A作為從驅動線圈51產生脈衝磁場的脈衝磁場產生部，可以採用脈衝磁場來獲得計算頻率。通過向驅動線圈51施加脈衝驅動電壓而產生的脈衝磁場(如圖13A所示)包括如圖13B所示的多個頻率分量。因此，與例如使磁場的頻率擺動的方法相比，可以在更短的時間段內獲得磁感應線圈 42的諧振頻率，此外，可以在寬得多的頻率範圍內獲得諧振頻率。在這種情況下，通過將可以對頻率分量進行分析的頻譜分析儀(圖中未示出)連接到與感測線圈接收電路57相連接的感測線圈52，可以檢測在向驅動線圈51施加脈衝驅動電壓時從感測線圈52輸出的信號的頻率分量。此外，可以通過使用作為混合磁場產生部(其通過驅動線圈51產生包含多個不同頻率的交變磁場)的位置檢測裝置50A以在要獲得計算頻率時採用包含多個不同頻率的交變磁場、還通過使用作為可以改變通過頻率範圍的可變帶寬限制部的帶通濾波器61，從而控制輸入到頻率確定部50B的頻率範圍。使用這種結構，即使磁感應線圈42的諧振頻率存在大的變化，與使用具有預定頻率的交變磁場的情況相比，也更容易獲得諧振頻率。第二實施例現在，參照圖14和15，對本發明的第二實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一實施例的基本構造相同；然而，計算頻率的確定方法和確定機制與第一實施例的情況不同。因而，在該實施例中，參照圖14和15，僅對計算頻率的確定方法和確定機制進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖14是示意性地示出根據該實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的圖。使用相同標號來表示與第一實施例的部件相同的部件，由此不再進行說明。
如圖14所示，醫用磁感應及位置檢測系統110主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡(醫用裝置)120，其對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)150，其檢測囊狀內窺鏡120的位置；磁感應裝置70，其基於檢測到的囊狀內窺鏡120的位置和來自操作員的指令而引導囊狀內窺鏡120 ;以及圖像顯示裝置180，其顯示從該囊狀內窺鏡120發送來的圖像信號。如圖14所示，位置檢測單元150主要由以下部件形成:驅動線圈51，其在囊狀內窺鏡120中的磁感應線圈(後面要說明)中產生感應磁場；感測線圈52，其檢測在磁感應線圈中產生的感應磁場；以及位置檢測裝置(位置分析單元、磁場頻率改變部、驅動線圈控制部)150A，其基於感測線圈52檢測到的感應磁場計算囊狀內窺鏡120的位置，並且控制由驅動線圈51形成的交變磁場。位置檢測裝置150A設置有計算頻率確定部(頻率確定部)150B，以接收來自感測線圈接收電路和後面要說明的囊信息接收電路的信號。圖像顯示裝置180由以下部件形成:囊信息接收電路181，其接收從囊狀內窺鏡120發送來的圖像和計算頻率的值；以及顯示部82，其基於接收的圖像信號和來自旋轉磁場控制電路73的信號顯示圖像。圖15是示出囊狀內窺鏡的構造的示意圖。如圖15所示，囊狀內窺鏡120主要由以下部件形成:外殼21，其在內部容納了多種裝置；圖像形成部30，其形成患者體腔中的通道的內表面的圖像；電池39，其用於驅動圖像形成部30 ;感應磁場產生部40，其通過上述驅動線圈51產生感應磁場；以及引導磁體45，其驅動囊狀內窺鏡120。圖像形成部30主要由以下部件形成:板36A，其被設置為與所述旋轉軸R大致正交；圖像傳感器31，其設置在板36A的前端部23側的表面上；透鏡組32，其將患者體腔內的通道的內表面的像形 成在圖像傳感器31上；LED (發光二極體)33，其照亮體腔內的通道的內表面；信號處理部34，其設置在板36A的後端部24側的表面上；以及無線電裝置(通信部)135，其向圖像顯示裝置80發送圖像信號。在信號處理部34中，還設置有存儲器部134A，該存儲器部134A用於存儲基於感應磁場產生部40的諧振電路43的諧振頻率的計算頻率。存儲器部134A電連接到無線電裝置135，被構造成在其中存儲計算頻率，並經由無線電裝置135向外發送其中存儲的計算頻率。現在，對具有上述構造的醫用磁感應及位置檢測系統110的操作進行說明。在第一實施例中已經對醫用磁感應及位置檢測系統110的操作的概要進行了說明，因此，這裡不再進行說明。現在，對獲得用於檢測囊狀內窺鏡120的位置和方向的計算頻率的過程和用於檢測囊狀內窺鏡120的位置和方向的過程進行說明。圖16是例示從獲取磁感應線圈42的頻率特性到將獲得的頻率特性存儲在存儲器部134A中的過程的流程圖。首先，如圖16所示，執行對位置檢測單元150的校準(步驟31 ;預備測量步驟)。更具體地說，測量在沒有將囊狀內窺鏡設置在空間S中時感測線圈52的輸出，S卩，由於驅動線圈51形成的交變磁場的作用而導致的感測線圈52的輸出。
在第一實施例中已經對形成交變磁場等的具體過程進行了說明，由此，這裡不再進行說明。接下來，將囊狀內窺鏡120置於空間S中(步驟32)。接著，對囊狀內窺鏡120中安裝的磁感應線圈42的頻率特性進行測量(步驟33 ；測量步驟)。此後，在頻率確定部150B中，從測量出的磁感應線圈42的頻率特性中減去僅交變磁場作用於感測線圈52上時感測線圈52的輸出，即步驟31中測量出的輸出(計算差)。此後，頻率確定部150B經由無線電裝置135將磁感應線圈42的頻率特性存儲在存儲器部134A中(步驟34)。在製造囊狀內窺鏡120時執行將上述頻率特性存儲在存儲器部134A中的處理。為此，在實際使用囊狀內窺鏡120的現場既不需要獲得頻率特性也不需要存儲頻率特性。此外，對於從步驟31到步驟34的處理，並不需要醫用磁感應及位置檢測系統110的所有部件。換句話說，能夠控制一個驅動線圈51和一個感測線圈52的操作的系統就足夠了。圖17和18是例示獲取存儲在存儲器部134A的頻率特性並檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向的過程的流程圖。現在，對檢測其中存儲了頻率特性的囊狀內窺鏡120的位置和方向的過程進行說明。首先，如圖17所示，當接通囊狀內窺鏡120的開關時，無線電裝置135向外發送存儲在存儲器部134A中的頻率特性的數據，囊信息接收電路181接收發送的頻率特性的數據，接著該數據輸入到頻率確定部150B (步驟41)。此後，頻率確定部150B基於獲得的頻率特性來獲取用於檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向的計算頻率(步驟42 ;頻率確定步驟)。如同第一實施例一樣，對於計算頻率，選擇感測線圈52的增益變化出現最大值和最小值的頻率。將較低的頻率稱為低頻側計算頻率，而將較高的頻率稱為高頻側計算頻率。另選的是，可以在步驟34中將用於檢測位置和方向的頻率(低頻側計算頻率、高頻側計算頻率)存儲在存儲器部134A中。按這種方式，僅僅通過讀取存儲在存儲器部134A中的數據就可以確定計算頻率。接著，如第一實施例中的步驟1，通過使用按照獲得的低頻側計算頻率和高頻側計算頻率的交變磁場來執行對位置檢測單元150的校準(步驟43 ;預備測量步驟)，以測量在施加交變磁場時所有感測線圈52的輸出。如同第一實施例一樣，將測量到的輸出表示為Vc(fL0W，N)和 Vc (fHIGH，N)。此後，將帶通濾波器61的中心頻率調節成低頻側計算頻率(步驟44)。此外，將帶通濾波器61的通過頻率範圍設置為可以提取感測線圈52的增益變化的局部極值的範圍。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟45)。更具體地說，通過將信號發生電路53產生的AC電流的頻率控制成低頻側計算頻率，來控制驅動線圈51形成的交變磁場的頻率。接著，通過驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線 圈42感應出的磁場(步驟46 ;檢測步驟)。此外，在此，如同第一實施例一樣，基於獲得的 V (fLOff, N)來計算 Vs (fLOff, N) =V (fLOff, N) -Vc (fLOff, N)，並且存儲 Vs(fOT，N)作為基於感測線圈52的輸出而計算出的值。接下來,將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟47)。接著,將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟48)。通過驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟49;檢測步驟)。這時，檢測到V (fHrcH，N)，並且，如同在步驟 46 中，計算 Vs (fHrcH，N)=V (fHKH，N) — Vc (fHrcH，N)，以存儲 Vs (fHrcH，N)作為基於感測線圈52的輸出而計算出的值。如上所述，可以首先執行使用低頻側計算頻率的檢測，隨後執行使用高頻側計算頻率的檢測。另選的是，可以首先執行使用高頻側計算頻率的檢測，隨後執行使用低頻側計算頻率的檢測。此後，位置檢測裝置150A計算各個感測線圈52在低頻側計算頻率與高頻側計算頻率之間的輸出差(振幅差)，接著，選擇要使用其輸出差來估計囊狀內窺鏡120的位置的感測線圈52 (步驟50)。在第一實施例中已經對用於選擇感測線圈52的過程進行了說明，由此，這裡不再進行說明。接著，位置檢 測裝置150A基於選擇的感測線圈52的輸出差來計算囊狀內窺鏡20的位置和取向(步驟51 ;位置計算步驟)，以確定位置和取向(步驟52)。接著，如圖18所示，選擇用於後繼控制的感測線圈52 (步驟53)。更具體地說，位置檢測裝置150A基於在步驟52中計算出的囊狀內窺鏡120的位置和取向，通過計算獲得從磁感應線圈42產生的磁場在各個感測線圈52的位置處的強度，並且選擇設置在磁場強度高的位置處的必要數量的感測線圈52。當重複獲取囊狀內窺鏡120的位置和取向時，基於在後面要說明的步驟61中計算出的囊狀內窺鏡120的位置和取向來選擇感測線圈52。儘管在這個實施例中，選擇的感測線圈52的數量應當為至少6個，但是，在最小化位置計算誤差的方面，選擇大約10到15個感測線圈52是有利的。另選的是，可以按如下的方式來選擇感測線圈52:基於在步驟52 (或者後面要說明的步驟61)中獲得的囊狀內窺鏡120的位置和取向來計算由於從磁感應線圈42產生的磁場而導致的所有感測線圈52的輸出，接著，選擇具有較大輸出的必要數量的感測線圈52。此後，將帶通濾波器61的中心頻率重新調節成低頻側計算頻率(步驟54)。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟55)。接著，由驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟56 ;檢測步驟)。接下來，將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟57)。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟58)。接著，由驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟59 ;檢測步驟)。接著，位置檢測裝置150A基於在步驟53中選擇的感測線圈52的輸出差來計算囊狀內窺鏡120的位置和取向(步驟60 ;位置計算步驟)，以確定位置和取向(步驟61)。在步驟61中，可以將計算出的囊狀內窺鏡120的位置和取向的數據輸出到另一裝置或顯示部82。此後，如果要繼續檢測囊狀內窺鏡裝置120的位置和取向，則流程返回到步驟53，其中執行對位置和取向的檢測。使用上述結構，在要計算囊狀內窺鏡120的位置和取向時，獲取預先存儲在存儲器部134A中的磁感應線圈42的頻率特性，以獲得低側計算頻率和高頻側計算頻率。為此，與每次要執行對囊狀內窺鏡120的位置檢測時都測量諧振頻率以獲得計算頻率的方法相t匕，可以減小計算囊狀內窺鏡120的位置和取向所需要的時間。如上所述，可以將磁感應線圈42的頻率特性存儲在存儲器部134A中，從而可以經由無線電裝置135和囊信息接收電路181將存儲的頻率特性自動發送給頻率確定部150B。另選的是，可以將頻率特性的值寫在例如囊狀內窺鏡裝置120的外殼21上，從而操作員可以將該值輸入頻率確定部150B。作為對外殼21的替代，可以將該值寫在封裝的包殼上。此外，在存儲器部134A中，可 以存儲磁感應線圈42的頻率特性，或者可以存儲基於頻率特性計算出的計算頻率。此外，可以將頻率特性等的值本身寫在例如外殼21上，或者可以將頻率特性等的值分類為幾個等級以將等級寫在例如外殼21上。第三實施例現在，參照圖19和20，對本發明第三實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的構造與第一實施例的情況不同。因此，在該實施例中，僅使用圖19和20對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖19是示出位置檢測單元的驅動線圈和感測線圈的布局的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第一實施例的情況相同，所以省略對它們的說明。如圖19所示，將位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)250的驅動線圈(驅動線圈)251和感測線圈52設置為使得三個驅動線圈251分別與X、Y和Z軸正交、並且感測線圈52設置在分別與Y和Z軸正交的兩個平面線圈支承部件258上。可以使用如該圖所示的矩形線圈或者赫爾姆霍茨線圈作為驅動線圈251。如圖19所示，在具有上述構造的位置檢測單元250中，驅動線圈251產生的交變磁場的取向與X、Y和Z軸方向平行並且線性無關，具有相互正交的關係。使用這種構造，可以從線性無關且相互正交的方向向囊狀內窺鏡20中的磁感應線圈42施加交變磁場。因此，無論磁感應線圈42的取向如何，與第一實施例相比，在磁感應線圈42中都更容易產生感應磁場。此外，因為將驅動線圈151設置為彼此大致正交，所以簡化了由驅動線圈選擇器55對驅動線圈的選擇。如上所述,可以將感測線圈52設置在垂直於Y和Z軸的線圈支承部件258上，或者，如圖20所示，可以將感測線圈52設置在位於囊狀內窺鏡20的工作區域的上部的傾斜線圈支承部件259上。通過按這種方式來設置它們，可以將感測線圈52設置為不與患者I發生幹擾。第四實施例
現在，參照圖21，對本發明的第四實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的構造與第一實施例的情況不同。因此，在該實施例中，僅使用圖21對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖21是示出位置檢測單元的驅動線圈和感測線圈的布局的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第一實施例的情況相同，所以省略對它們的說明。如圖21所示，關於位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)350的驅動線圈(驅動線圈)351和感測線圈52，將四個驅動線圈351設置在同一平面中，將感測線圈52設置在位於與驅動線圈351所在位置相對的位置處的平面線圈支承部件358、以及位於與驅動線圈351所在側相同一側的平面線圈支承部件358上，囊狀內窺鏡20的工作區域位於這兩個平面線圈支承部件之間。將驅動線圈351設置為使得驅動線圈351產生的交變磁場的取向彼此線性無關，如該圖中箭頭所示。根據這個構造，不管囊狀內窺鏡20相對於驅動線圈351位於近區還是遠區，兩個線圈支承部件358中的一個都始終位於囊狀內窺鏡20附近。因此，在確定囊狀內窺鏡20的位置時，可以從感測線圈52獲得足夠強度的信號。第四實施例的變型例接下來，參照圖22，對本發明第四實施例的變型例進行說明。這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第三實施例的基本構造相同；然而，位置檢 測單元的構造與第三實施例的情況不同。因此，在該變型例中，僅使用圖22對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖22是示出位置檢測單元的驅動線圈和感測線圈的定位的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第三實施例的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。如圖22所示，關於位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)450的驅動線圈351和感測線圈52，將四個驅動線圈351設置在同一平面中，將感測線圈52設置在位於與驅動線圈351所在位置相對的位置處的曲面線圈支承部件458、以及位於與驅動線圈351所在側相同一側的曲面線圈支承部件458上，囊狀內窺鏡20的工作區域位於這兩個曲面線圈支承部件之間。線圈支承部件458形成為朝著相對於囊狀內窺鏡20的工作區域的外側凸起的曲面形狀，感測線圈52設置在曲表面上。如上所述，線圈支承部件458的形狀可以是朝著相對於工作區域的外側凸起的曲表面，或者它們可以是任何其他形狀的曲表面，並沒有具體限制。使用上述構造，因為提高了設置感測線圈52的自由度，所以可以防止感測線圈52與患者I發生幹擾。第五實施例現在，參照圖23到28，對本發明的第五實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第二實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的構造與第二實施例的情況不同。因此，在該實施例中，僅使用圖23到24對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖23是示意性地示出根據該實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的圖。使用相同標號來表示與第二實施例中的部件相同的部件，由此這裡不再進行說明。如圖23所示，醫用磁感應及位置檢測系統510主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡120，其對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測器、計算裝置)550，其檢測囊狀內窺鏡120的位置；磁感應裝置70，其基於檢測到的囊狀內窺鏡120的位置和來自操作員的指令而引導囊狀內窺鏡120 ;以及圖像顯示裝置180，其顯示從囊狀內窺鏡120發送來的圖像信號。如圖23所示，位置檢測單元550主要由以下部件形成:驅動線圈51，其在囊狀內窺鏡120中的磁感應線圈(後面要說明)中產生感應磁場；感測線圈52，其檢測在磁感應線圈中產生的感應磁場；相對位置改變部(相對位置改變單元)561，其用於改變驅動線圈51和感測線圈52的相對位置；相對位置測量部(相對位置測量單元)562，其用於測量這種相對位置；以及位置檢測裝置(位置分析單元、磁場頻率改變部、驅動線圈控制部)550A，其基於感測線圈52檢測到的感應磁場來計算囊狀內窺鏡120的位置，並且控制由驅動線圈51形成的交變磁場。位置檢測裝置550A設置有:頻率確定部150B，用於獲得計算頻率；和當前基準值產生部550B，用於產生基準值，以接收來自後面要說明的感測線圈接收電路和囊信息接收電路的信號。此外，當前基準值產生部550B設置有存儲部(存儲器部)550C，存儲部550C用於將關於驅動線圈51和感測線圈52的相對位置的信息與關於感測線圈52的輸出的信息相關聯以將這些信息存儲在其中。在位置檢測裝置550A與驅`動線圈51之間設置有:信號發生電路53，其基於來自位置檢測裝置550A的輸出而產生AC電流；和驅動線圈驅動器54，其基於來自位置檢測裝置550A的輸出而放大從信號發生電路53輸入的AC電流。在位置檢測裝置550A與驅動線圈51之間設置有相對位置改變部561，在相對位置改變部561與位置檢測裝置550A之間設置有相對位置測量部562。位置檢測裝置550A的輸出經由相對位置改變部561輸入到後面要說明的驅動線圈單元。相對位置測量部562經由相對位置改變部561從驅動線圈單元獲取關於驅動線圈51和感測線圈52的相對位置的信息，並且將獲取的信息輸入到位置檢測裝置550A。圖24是例示設置有圖23的驅動線圈51的驅動線圈單元與感測線圈52之間的位置關係的圖。如圖24所示，在位置檢測單元550中，設置有由大致球形的外框571A和內框571B組成的框部件571、可移動地設置在外框571A與內框571B之間的驅動線圈單元551、以及設置在內框571B的內表面上的感測線圈52。圖25是示意性地示出圖24的驅動線圈單元551的結構的圖。如圖25所示，驅動線圈單元551主要由以下部件構成:大致矩形的殼552 ;設置在殼552的表面的四個角的、面對外框571A和內框571B的驅動部553 ;驅動線圈51 ;用於控制驅動線圈單元551的移動方向的方向改變部555 ;以及形成為索狀的連接部件556，其用於電連接驅動線圈單元551、驅動線圈驅動器54以及相對位置改變部561。方向改變部555主要由從面對外框57IA的表面突出地設置在該表面上的球形部557、用於控制球形部557的旋轉的電動機558、以及用於控制電動機558的驅動的電動機電路559組成。具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統510的操作的概要與第二實施例的情況相同，由此，這裡省略它們的說明。現在，對根據該實施例的檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向的過程進行說明。獲取用於檢測檢測囊狀內窺鏡120的位置和方向的計算頻率的過程(換句話說，直到將磁感應線圈42的頻率特性存儲在存儲器部134A (參照圖15)中的操作)與第二實施例的情況相同，由此，這裡省略對它們的說明。圖26、27以及28是例示根據該實施例的檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向的過程的流程圖。首先，如圖26所示，無線電裝置135向外發送針對存儲在存儲器部134A中的頻率特性的數據，囊信息接收電路181接收所發送的頻率特性的數據，接著將該數據輸入到頻率確定部150B (步驟71)。此後，頻率確定部150B基於獲得的頻率特性而獲取用於檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向的計算頻率(步驟72 ;頻率確定步驟)。如同第一實施例一樣，針對計算頻率，選擇感測線圈52的增益變化出現最大值和最小值的頻率。將較低的頻率稱為低頻側計算頻率，而將較高的頻率稱為高頻側計算頻率。
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使驅動線圈單元551移動到可移動範圍的一端(步驟73)。更具體地說，如圖23和25所示，從當前基準值產生部550B向相對位置改變部561輸出控制信號，相對位置改變部561控制對驅動部553和方向改變部555的驅動，以使驅動線圈單元551移動。此後，如圖26所示，將帶通濾波器61的中心頻率調節成低頻側計算頻率(步驟74)。此外，將帶通濾波器61的通過頻率範圍設置為可以提取感測線圈52的增益變化的局部極值的範圍。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟75)。接著，通過驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52檢測交變磁場(步驟76)。接下來,將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟77)。接著,將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟78)。通過驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52檢測交變磁場(步驟79)。此後，將關於驅動線圈51和感測線圈52的相對位置的信息與感測線圈52的輸出相關聯，接著將其存儲在當前基準值產生部550B的存儲部550C中，作為基準值(步驟80)。接著，使驅動線圈單元551移動到後繼預定位置(步驟81)。該預定位置處於驅動線圈單元551的可移動範圍內，並且隔開預定間隔。如果存在沒有獲取基準值的預定位置，則流程進行到上述步驟74，以重複獲取基準值。當針對所有預定位置都獲取了基準值時，流程進行到後繼步驟(步驟82)。當針對所有預定位置都獲取了基準值時，設置囊狀內窺鏡120，並且使驅動線圈單元551移動到可以檢測囊狀內窺鏡120的位置的位置處。此後，如圖27所示，將帶通濾波器61的中心頻率調節成低頻側計算頻率(步驟83)。接著,將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟84)。接著，通過驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟85)。接下來，將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟86)。接著,將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟87)。通過驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟88)。如上所述，可以首 先執行低頻側計算頻率的檢測，隨後執行高頻側計算頻率的檢測。另選的是，可以首先執行高頻側計算頻率的檢測，隨後執行低頻側計算頻率的檢測。此後，位置檢測裝置550A計算各個感測線圈52在低頻側計算頻率與高頻側計算頻率之間的輸出差(振幅差)，接著，選擇要使用其輸出差來估計囊狀內窺鏡120的位置的感測線圈52 (步驟89)。選擇感測線圈52的過程與第一實施例的情況相同，這裡省略對其的說明。接著，當前基準值產生部550B基於驅動線圈51的當前位置選擇存儲在存儲部550C中的基準值，並且將其設置為當前基準值(步驟90)。作為要選擇的基準值，針對最接近於驅動線圈51和感測線圈52的當前相對位置的相對位置而獲取的基準值是理想的。通過按這種方式進行選擇，可以減小產生當前基準值所需要的時間。位置檢測裝置550A基於當前基準值和在步驟89中選擇的感測線圈52的輸出來計算囊狀內窺鏡120的位置和方向(步驟91)，並且確定位置和取向(步驟92)。接著，如圖28所示，選擇用於後繼控制的感測線圈52 (步驟93)。更具體地說，位置檢測裝置550A基於在步驟92中確定的囊狀內窺鏡120的位置和取向，估計囊狀內窺鏡120的移動方向以及囊狀內窺鏡120在移動之後的位置和取向，並且選擇在囊狀內窺鏡120的估計位置和取向處具有最大輸出的感測線圈52。此後，將帶通濾波器61的中心頻率重新調節成低頻側計算頻率(步驟94)。接著，將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成低頻側計算頻率(步驟95)。接著，由驅動線圈51產生具有低頻側計算頻率的交變磁場，以使用選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟96)。接下來,將帶通濾波器61的中心頻率調節成高頻側計算頻率(步驟97)。接著,將驅動線圈51形成的交變磁場的頻率調節成高頻側計算頻率(步驟98)。接著，由驅動線圈51產生具有高頻側計算頻率的交變磁場，以使用選擇的感測線圈52來檢測由磁感應線圈42感應出的磁場(步驟99)。基於驅動線圈51的當前位置來選擇存儲在存儲部550C中的基準值，並且將其設置為當前基準值(步驟100)。作為要選擇的基準值，針對最接近於驅動線圈51和感測線圈52的當前相對位置的相對位置獲取的基準值是理想的。位置檢測裝置550A基於步驟100中的當前基準值和在步驟93中選擇的感測線圈52的輸出來計算囊狀內窺鏡120的位置和取向(步驟101)，並且確定位置和取向(步驟102)。此後，如果繼續檢測囊狀內窺鏡120的位置和取向，則流程返回到上述步驟93，以檢測位置和取向(步驟103)。使用上述結構，即使驅動線圈51和感測線圈52的相對位置是可變的，也可以獲得囊狀內窺鏡120的位置和取向。因為預先存儲了上述基準值和驅動線圈51的位置和相對位置，所以即使驅動線圈51和感測線圈52的相對位置在檢測囊狀內窺鏡120的位置時出現不同，也不必重新測
量上述基準值等。作為對上述的產生當前基準值的過程的替代，當前基準值產生部550B可以獲取將相對位置與基準值相關聯的預定近似式，以基於該預定近似式和當前相對位置來產生當前基準值。根據這種產生方法，因為基於預定近似式來產生當前基準值，所以與例如將存儲在存儲部550C中的基準值設置為當前基準值的方法相比，可以產生更精確的當前基準值。此外，所述預定近似式沒有特別限制，可以使用任何公知的近似式。(用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統)現在，參照圖29，對根據本發明的用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統進行說明。圖29是示意性地示出根據本發明的用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統的圖。根據本發明的用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統610僅由上述醫用磁感應及位置檢測系統Iio的位置檢測單元150構成。因此，用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統610的部件、操作以及優點與醫用磁感應及位置檢測系統110的情況相同:省略對它們的說明，並僅示出圖29。此外，如上所述，將本發明應用於用於囊狀內窺鏡的位置檢測系統、醫用磁感應及位置檢測系統、以及用於囊狀醫用裝置的位置檢測方法。然而，被患者(如受檢者)吞服的裝置不僅可以用作囊狀內窺鏡，而且可以用作囊狀醫用裝置(各種類型的囊狀醫用裝置，例如容納有藥品並且在體腔中的目標位置釋放該藥品的DDS囊；設置有化學傳感器、血液傳感器、DNA探針等以獲取體腔中的信息的傳感器囊；以及留在身體內以例如測量pH的留置囊)。此外，可以將磁感應線圈設置在內窺鏡的端部導管、鑷子的端部等，並且可以將本發明所述的位置檢測系統用作用於在體腔中起作用的醫用裝置的位置檢測系統。此外，感測線圈52是可以檢測磁場的磁場傳感器就足夠了，並且可以使用諸如GMR傳感器、MI傳感器、霍爾(Hall)元件，以及SQUID磁通計的多種傳感器。第一到第五實施例的其他變型例在上述第一到第五實施例中的每一個實施例中，必須防止用於位置檢測的磁場強度在醫用裝置的工作區域中下降。例如,上述文獻6中，公開了如下的技術:在外部設置具有三個三軸正交磁場產生線圈的大致矩形磁場源(位置檢測磁場產生線圈)，並且在醫用囊中設置具有三個三軸正交磁場接收線圈的磁場檢測線圈。根據這種技術，由於磁場源產生的交變磁場，在磁場檢測線圈中可以產生感應電流 ，從而基於產生的感應電流來檢測磁場檢測線圈的位置，即醫用囊的位置。另一方面，在上述文獻7中，公開了一種位置檢測系統，該位置檢測系統包括產生交變磁場的勵磁線圈(位置檢測磁場產生線圈)、接收該交變磁場以產生感應磁場的LC諧振磁性標記器(magnetic marker)、以及檢測感應磁場的檢測線圈。根據這種位置檢測系統，因為LC諧振磁性標記器因寄生電容而在預定頻率下引起諧振，所以使上述交變磁場的頻率與上述預定頻率相匹配可以使感應磁場的強度顯著地高於其他頻率下的強度，由此增加檢測有效性。然而，對於在上述文獻6和7中公開的技術，如果組合使用磁場來例如引導醫用囊的技術、並且將用於產生引導磁場的引導磁場產生線圈設置為使其中心軸與上述位置檢測磁場產生線圈的中心軸大致相同，則存在如下的危險:根據由位置檢測磁場產生線圈產生的交變磁場的隨著時間的變化，在位置檢測磁場產生線圈與引導磁場產生線圈之間出現互感應。簡言之，存在這樣的問題:引導磁場產生線圈中的上述互感應而產生的電動勢使得電流在由引導磁場產生線圈和引導線圈驅動裝置形成的閉合電路中流動並且由於該電流而產生抵消上述交變磁場的磁場。此外，因為引導磁場產生線圈使得感應空間中磁場分布均勻，所以通常將其構建成提供赫爾姆霍茨或類似功能，並且典型地通過將兩個引導磁場產生線圈串聯連接到引導線圈驅動裝置來進行驅動。在這種情況下，即使僅在引導磁場產生線圈中的一個線圈中出現因互感應而造成的電動勢，因為引導線圈驅動裝置形成了閉合電路，所以電流也在另一引導磁場產生線圈中流動。因為這個原因，所以在感應空間中廣泛地分布有相位與位置檢測磁場的相位大致相反的磁場。這時，如圖42所示，由位置檢測磁場產生線圈產生的位置檢測磁場(虛線A)和由感應磁場產生線圈產生的感應磁場(虛線B)的合成磁場(實線C)與例如內置於囊中的線圈相交。具體地講，根據位置檢測磁場產生線圈與感應磁場產生線圈之間的相對位置關係，存在如下的危險:即使在例如醫用囊的工作區域內，上述位置檢測磁場(虛線A)的某些區域(L)也幾乎被上述互感應磁場(虛線B)完全抵消。結果，出現這樣的問題:因為由於沒有磁場與例如內置於囊中的線圈相交而導致沒有 感應電流流動，所以沒有產生感應磁場，因此，在該區域中不能檢測例如醫用囊的位置。為了解決上述問題，可以採用下面的變型例來防止用於位置檢測的磁場強度在醫用裝置的工作區域內下降。第一變型例現在，參照圖30到33，對根據本發明的醫用磁感應及位置檢測系統的第一變型例進行說明。圖30是示出根據該變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的概要結構的示意圖。如圖30所示，醫用磁感應及位置檢測系統701主要由以下部件組成:位置檢測磁場產生線圈(第一磁場產生部、驅動線圈)711，用於產生位置檢測磁場(第一磁場)；感測線圈(磁場傳感器、磁場檢測部)712，用於檢測由安裝在囊狀內窺鏡(醫用裝置)710中的磁感應線圈(內置線圈)710a產生的感應磁場；以及引導磁場產生線圈(引導磁場產生單元、電磁體、相對線圈)713A和713B，用於產生將囊狀內窺鏡引導到體腔中的預定位置的引導磁場(第二磁場)。囊狀內窺鏡710設置有:包括磁感應線圈710a和具有預定電容的電容器的閉合電路；和用於結合引導磁場來控制囊狀內窺鏡710的位置和取向的磁體(該圖中未示出)。上述閉合電路形成在預定頻率發生諧振的LC諧振電路。可以將上述閉合電路構成為LC諧振電路，或者，如果可以用磁感應線圈710a中的寄生電容來實現預定的諧振頻率，則兩端開路的磁感應線圈7IOa可以(等效地)獨自形成閉合電路。作為囊狀內窺鏡710，可以列出多種類型的醫用裝置，包括其中安裝有電子成像元件(如CMOS器件或(XD)的囊狀內窺鏡、和用於將藥品輸送到患者的體腔中的預定位置並且釋放該藥品的裝置。囊狀內窺鏡710沒有特定限制。位置檢測磁場產生線圈711由形成為大致平面形狀的線圈構成，並且電連接到位置檢測磁場產生線圈驅動部715。感測線圈712由設置為大致平面形狀的多個檢測線圈712a構成，各個檢測線圈712a都電連接到位置檢測控制部716，從而將檢測線圈712a的輸出輸入到位置檢測控制部716。位置檢測控制部716電連接到位置檢測磁場產生線圈驅動部715，從而將位置檢測控制部716產生的控制信號輸入到位置檢測磁場產生線圈驅動部715。圖31是例示圖30所示的引導磁場產生線圈的結構的連接圖。如圖30和31所示，引導磁場產生線圈713A和713B由形成為大致平面形狀的線圈構成，並且分別電連接到引導磁場產生線圈驅動部717A和717B。引導磁場產生線圈驅動部717A和717B電連接到感應控制部718，感應控制部718產生的控制信號輸入到引導磁場產生線圈驅動部717A和717B。將引導磁場產生線圈713A設置為面對位置檢測磁場產生線圈711的附近並且位於位置檢測磁場產生線圈711的相對於囊狀內 窺鏡710的相對側。將引導磁場產生線圈713B設置為面對感測線圈712的附近並且位於感測線圈712的相對於囊狀內窺鏡710的相對側。可以切換引導磁場產生線圈713A與位置檢測磁場產生線圈711之間的位置關係或者引導磁場產生線圈713B與感測線圈712之間的位置關係。此外，如果引導磁場產生線圈713A具有空氣芯並且形狀為在其中容納位置檢測磁場產生線圈711，則如圖32所示，可以將引導磁場產生線圈713A和位置檢測磁場產生線圈711設置在大致同一平面上。此外，如果引導磁場產生線圈713B具有空氣芯並且形狀為在其中容納感測線圈712，則可以將引導磁場產生線圈713B和感測線圈712設置在大致同一平面上。現在，對具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統701的操作進行說明。首先，如圖30所示，在位置檢測控制部716中產生作為具有預定頻率的AC信號的位置檢測控制信號，並將該位置檢測控制信號輸出到位置檢測磁場產生線圈驅動部715。位置檢測磁場產生線圈驅動部715將輸入的位置檢測控制信號放大至預定強度，並且產生用於驅動位置檢測磁場產生線圈711的驅動電流。將該驅動電流輸出到位置檢測磁場產生線圈711，由於被提供了驅動電流，磁場產生線圈11在其周圍形成位置檢測磁場。當位置檢測磁場的磁通量與囊狀內窺鏡710相交時，在其中安裝有磁感應線圈710a的閉合電路中感應出具有預定頻率的諧振電流。當在閉合電路中感應出諧振電流時，該諧振電流使磁感應線圈710a在其周圍形成具有預定頻率的感應磁場。因為位置檢測磁場和感應磁場的磁通量與感測線圈712的檢測線圈712a相交，所以檢測線圈712a捕捉到通過將這兩個磁場的磁通量相加而產生的磁通量，並且基於相交磁通量的變化來產生作為感應電流的輸出信號。各個檢測線圈712a的輸出信號輸出到位置檢測控制部716。位置檢測控制部716控制在位置檢測磁場產生線圈711中形成的位置檢測磁場的頻率。更具體地說，通過改變在位置檢測控制部716中產生的上述控制信號的頻率來改變位置檢測磁場的頻率。當位置檢測磁場的頻率發生變化時，與囊狀內窺鏡710中的閉合電路的諧振頻率的相對關係發生變化，並且在磁感應線圈710a中形成的感應磁場的強度發生變化。在這個示例中，出於位置計算的目的，對諧振頻率附近的檢測電壓的變化進行檢測。此外，在位置檢測控制部716中，使用公知的計算方法，基於來自檢測線圈712a的輸出信號，估計磁感應線圈710a (即囊狀內窺鏡710)的位置。如圖30和31所示，感應控制部718產生作為具有預定頻率的AC信號的引導控制信號，並將該引導控制信號輸出到引導磁場產生線圈驅動部717A和717B。引導磁場產生線圈驅動部717A和717B將輸入的引導控制信號放大至預定強度，並且產生用於驅動引導磁場產生線圈713A和713B的驅動電流。將該驅動電流輸出到引導磁場產生線圈713A和713B，由於被提供了驅動電流，引導磁場產生線圈713A和713B在其周圍形成引導磁場。因為將引導磁場產生線圈連接到輸出阻抗低得多的引導磁場產生線圈驅動部，所以當位置檢測磁場與引導磁場產生線圈相交時在兩個線圈之間出現互感應。結果，產生的電動勢使電流在由引導磁場產生線圈和引導磁場產生線圈驅動部形成的閉合電路中流動。因為這個原因，引導磁場產生線圈沿抵消位置檢測磁場的方向產生磁場。圖33是例示在圖30的醫用磁感應及位置檢測系統中形成的磁場強度的圖。上述位置檢測磁場產生線圈711和引導磁場產生線圈713A和713B形成具有圖33所示磁場強度分布的磁場。圖33中的虛線A表示由位置檢測磁場產生線圈711形成的位置檢測磁場的強度分布 ，圖33中的鏈狀線B表示由引導磁場產生線圈713A形成的互感應磁場的強度分布，而圖33中的實線C表示位置檢測磁場和由引導磁場產生線圈產生的互感應磁場的合成磁場。位置檢測磁場的強度分布如下:強度在位置檢測磁場產生線圈711所在的位置Lll處最大，並且強度隨著離開該位置而下降。由引導磁場產生線圈產生的互感應磁場的強度分布如下:強度在引導磁場產生線圈713A所在的位置L13A處最大，並且強度隨著離開該位置而下降。此外，因為位置檢測磁場和互感應磁場具有彼此相反的相位，所以位置檢測磁場和互感應磁場的合成磁場抵消。在此，互感應磁場的強度變成最大的位置L13A靠近或位於位置檢測磁場的強度變成最大的位置L11，並且互感應磁場的最大強度低於位置檢測磁場的最大強度。因此，至少在介於引導磁場產生線圈713A和713B之間的空間中，互感應磁場的強度大致等於或小於位置檢測磁場的強度。因此，合成磁場呈現強度低於位置檢測磁場的強度的磁場強度分布。更具體地說，強度在位置檢測磁場產生線圈711所在的位置Lll和引導磁場產生線圈713A所在的位置L13A附近變為最大，並且隨著離開這些位置而下降。使用上述結構，如圖42所示，因為防止了出現合成磁場大致變為零的區域，所以防止了在安裝於囊狀內窺鏡710中的磁感應線圈710a中出現不產生感應磁場的區域。因此，防止了出現不能檢測到囊狀內窺鏡710的位置的區域。
因為分別通過引導磁場產生線圈驅動部717A和717B單獨地控制對引導磁場產生線圈713A和713B的驅動，所以通過使用引導磁場產生線圈驅動部717B來控制對引導磁場產生線圈713B的驅動，使得來源於線圈713A中產生的電動勢的電流不在引導磁場產生線圈713B中流動。因此，防止了在感測線圈的附近出現大致抵消位置檢測磁場的磁場。此外，因為可以通過使用引導磁場產生線圈驅動部717A來控制對引導磁場產生線圈713A的驅動從而連續形成引導磁場，所以可以連續引導囊狀內窺鏡710。第二變型例現在，參照圖34到36，對根據本發明的第二變型例進行說明。根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一變型例的基本構造相同；然而，感應磁場產生線圈驅動部的結構與第一變型例的結構不同。因此，在該變型例中，僅使用圖34到36對感應磁場產生線圈驅動部的結構附近的情況進行說明，省略了對其他部件的說明。圖34是描繪根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的概要結構的示意圖。使用相同的標號表示與第一變型例中的部件相同的部件，由此，這裡不再對它們進行說明。如圖34所示，醫用磁感應及位置檢測系統801主要由以下部件構成:位置檢測磁場產生線圈711，用於產生位置檢測磁場；感測線圈712，用於檢測由安裝在囊狀內窺鏡710中的磁感應線圈710a產生的感應磁場；以及引導磁場產生線圈(引導磁場產生單元、電磁體、相對線圈)813A和8 13B，用於產生引導磁場。圖35是例示 圖34中的引導磁場產生線圈的結構的連接圖。弓丨導磁場產生線圈813A和813B由形成為大致平面形狀的線圈構成,並且,如圖34和35所示，電連接到引導磁場產生線圈驅動部817。引導磁場產生線圈813A和813B並聯電連接到引導磁場產生線圈驅動部817。引導磁場產生線圈驅動部817電連接到感應控制部718，感應控制部718產生的控制信號輸入到引導磁場產生線圈驅動部817。將引導磁場產生線圈813A設置為面對位置檢測磁場產生線圈711的附近並且位於位置檢測磁場產生線圈711的相對於囊狀內窺鏡710的相對側。將引導磁場產生線圈813B設置為面對感測線圈712的附近並且位於感測線圈712的相對於囊狀內窺鏡710的相對側。可以切換引導磁場產生線圈813A與位置檢測磁場產生線圈711之間的位置關係或者引導磁場產生線圈813B與感測線圈712之間的位置關係。此外，如果引導磁場產生線圈813A具有空氣芯並且形狀為在其中容納位置檢測磁場產生線圈711，則如圖36所示，可以將引導磁場產生線圈813A和位置檢測磁場產生線圈711設置在大致同一平面上。此外，如果引導磁場產生線圈813B具有空氣芯並且形狀為在其中容納感測線圈712，則可以將引導磁場產生線圈813B和感測線圈712設置在大致同一平面上。現在，對具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統801的操作進行說明。與檢測囊狀內窺鏡710的位置有關的操作(例如在位置檢測磁場產生線圈711中形成位置檢測磁場，以及在磁感應線圈710a中形成感應磁場)與第一變型例中的操作相同，由此，這裡省略了對它們的說明。
如圖34和35所示，感應控制部718產生作為具有預定頻率的AC信號的引導控制信號，並將該引導控制信號輸出到引導磁場產生線圈驅動部817。引導磁場產生線圈驅動部817將輸入的引導控制信號放大至預定強度，並且產生用於驅動引導磁場產生線圈813A和813B的驅動電流。將該驅動電流輸出到引導磁場產生線圈813A和813B，由於被提供了驅動電流，引導磁場產生線圈813A和813B在其周圍形成引導磁場。由上述位置檢測磁場產生線圈711形成的位置檢測磁場和引導磁場產生線圈813A和813B、從引導磁場產生線圈發出的互感應磁場、以及這些磁場的合成磁場的磁場強度分布與第一變型例的情況相同，由此，這裡省略對它們的說明。使用上述結構，因為防止了出現合成磁場大致變為零的區域，所以防止了在安裝於囊狀內窺鏡710中的磁感應線圈710a中出現不產生感應磁場的區域。因此，防止了出現不能檢測到囊狀內窺鏡710的位置的區域。因為引導磁場產生線圈813A和813B是並聯電連接的，所以防止了位置檢測磁場在引導磁場產生線圈813B中產生互感應磁場。此外，因為可以在引導磁場產生線圈813A中連續形成引導磁場，所以可以連續引導囊狀內窺鏡710。第三變型例現在，參照圖37到39，對根據本發明的第三變型例進行說明。根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一變型例的基本構造相同；然而，感應磁場產生線圈驅動部的結構與第一變型例的情況不同。因此，在該變型例中，僅使用圖37到39對感應磁場`產生線圈驅動部的結構附近的情況進行說明，省略對其他部件的說明。圖37是描繪根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的概要結構的示意圖。使用相同的標號表示與第一變型例中的部件相同的部件，因此，這裡不再對它們進行說明。如圖37所示，醫用磁感應及位置檢測系統901主要由以下部件構成:位置檢測磁場產生線圈711，用於產生位置檢測磁場；感測線圈712，用於檢測由安裝在囊狀內窺鏡710中的磁感應線圈710a產生的感應磁場；以及引導磁場產生線圈(引導磁場產生單元、電磁體、相對線圈)913A和913B，用於產生引導磁場。圖38是例示圖37中的引導磁場產生線圈的結構的連接圖。弓丨導磁場產生線圈913A和913B由形成為大致平面形狀的線圈組成，並且，如圖37和38所示，經由開關部919電連接到引導磁場產生線圈驅動部917。開關部919設置在由弓I導磁場產生線圈913A和913B以及引導磁場產生線圈驅動部917組成的閉合電路中。引導磁場產生線圈913A和913B串聯電連接。引導磁場產生線圈驅動部917電連接到感應控制部918，由感應控制部918產生的控制信號輸入到引導磁場產生線圈驅動部917。感應控制部918電連接到開關部919，將感應控制部918產生的開/關信號輸入到開關部919。此外，感應控制部918還電連接到位置檢測控制部716，從而將從位置檢測控制部716輸出的操作信號輸入到感應控制部918。
將引導磁場產生線圈913A設置為面對位置檢測磁場產生線圈711的附近並且位於位置檢測磁場產生線圈711的相對於囊狀內窺鏡710的相對側。將引導磁場產生線圈913B設置為面對感測線圈712的附近並且位於感測線圈712的相對於囊狀內窺鏡710的相對側。可以切換引導磁場產生線圈913A與位置檢測磁場產生線圈711之間的位置關係或者引導磁場產生線圈913B與感測線圈712之間的位置關係。此外，如果引導磁場產生線圈913A具有空氣芯並且形狀為在其中容納位置檢測磁場產生線圈711，則如圖39所示，可以將引導磁場產生線圈913A和位置檢測磁場產生線圈711設置在大致同一平面上。此外，如果引導磁場產生線圈913B具有空氣芯並且形狀為在其中容納感測線圈712，則可以將引導磁場產生線圈913B和感測線圈712設置在大致同一平面上。現在，對具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統901的操作進行說明。與檢測囊狀內窺鏡710的位置有關的操作(例如，在位置檢測磁場產生線圈711中形成位置檢測磁場，以及在磁感應線圈7IOa中形成感應磁場)與第一變型例中的操作相同，因此，這裡省略對它們的說明。如圖37和38所示，感應控制部918產生作為具有預定頻率的AC信號的引導控制信號，並將該引導控制信號輸出到引導磁場產生線圈驅動部917。引導磁場產生線圈驅動部917將輸入的引導控制信號放大至預定強度，並且產生用於驅動引導磁場產生線圈913A和913B的驅動電流。將該驅動電流輸出到引導磁場產生線圈913A和913B，由於被提供了驅動電流，引導磁場產生線圈913A和913B在其周圍形成引導磁場。將用於基於從位置檢測控制部716輸入的操作信號來控制開關部919的開/關信號輸出到感應控制部918。基於向位置檢測磁場產生線圈驅動部715輸出的控制信號來產生所述操作信號。更具體地說，當將用於形成位置檢測磁場的控制信號輸出到位置檢測磁場產生線圈驅動部715時，輸出用於斷開(開路)開關部919的操作信號。另一方面，當沒有輸出所述控制信號時，輸出用於接通(閉合)開關部919的操作信號。感應控制部918基於如上所述地輸入的控制信號向開關部919輸出開/關信號，基於該開/關信號來控制開關部919的開/關狀態。當要接通/斷開開關部919時，可以如上所述地簡單地控制開關部919的開/關狀態，或者，感應控制部918可以基於操作信號而逐漸地改變向感應磁場產生線圈驅動部917輸入的信號的振幅。通過如上所述地執行控制，防止了因引導磁場產生線圈913A和913B的自感應而造成的反電動勢損壞引導磁場產生線圈驅動部917。另選的是，如下方案也是可以接受的:當要斷開開關部919時，感應控制部918基於操作信號逐漸地將向引導磁場產生線圈驅動部917輸入的信號的振幅變成零，在振幅達到零時斷開開關部。使用上述結構，可以按時分方式驅動位置檢測磁場產生線圈711以及引導磁場產生線圈913A和913B。因此，防止了在位置檢測磁場產生線圈711與引導磁場產生線圈913A和913B之間出現互感應，由此防止了出現位置檢測磁場和由引導磁場產生線圈產生的互感應磁場的合成磁場的強度 大致變為零的區域。結果，防止了位置檢測磁場的強度在囊狀內窺鏡710的工作區域中下降。第四變型例現在，參照圖40和41對根據本發明的第四變型例進行說明。根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第一變型例的基本構造相同；然而，感應磁場產生線圈附近的結構與第一變型例中的情況不同。因此，在該變型例中，僅使用圖40和41對感應磁場產生線圈附近的結構進行說明，省略對其他部件的說明。圖40是描繪根據這個變型例的醫用磁感應及位置檢測系統的概要結構的示意圖。使用相同的標號表示與第一變型例中的部件相同的部件，因此，這裡不再對它們進行說明。如圖40所示，醫用磁感應及位置檢測系統1001主要由以下部件構成:位置檢測磁場產生線圈711，用於產生位置檢測磁場；感測線圈712，用於檢測由安裝在囊狀內窺鏡710中的磁感應線圈710a產生的感應磁場；以及引導磁場產生線圈(引導磁場產生單元、電磁體、相對線圈)1013A、1013B、1014A、1014B、1015A和1015B，用於產生將囊狀內窺鏡引導到體腔中的預定位置的引導磁場。位置檢測磁場產生線圈711設置有用於控制對位置檢測磁場產生線圈711的驅動的驅動部1003，感測線 圈712設置有用於處理從感測線圈712輸出的信號的檢測部1005。驅動部1003主要由以下部件構成:信號發生部1023，用於輸出具有在位置檢測磁場產生線圈711中產生的交變磁場的頻率的AC信號；以及磁場產生線圈驅動部1024，用於放大從信號發生部1023輸入的AC信號並且驅動位置檢測磁場產生線圈711。檢測部1005主要由以下部件構成:濾波器1025，用於截除來自檢測線圈712a的輸出信號中包含的不想要的頻率分量；放大器1026，用於放大截除了不想要分量的輸出信號；DC轉換器1027，用於將經放大的輸出信號從AC信號轉換為DC信號；A/D轉換器1028，用於將經DC轉換的輸出信號從模擬信號轉換為數位訊號；CPU1029，用於基於轉換為數位訊號的輸出信號來執行計算處理；以及感測線圈選擇器(磁場傳感器選擇單元)1040，用於從所有感測線圈712的輸出信號中選擇預定感測線圈712的輸出信號。用於保存不存在囊狀內窺鏡710時獲取的輸出信號的存儲器1041連接到CPU1029。通過設置存儲器1041，更容易從存在囊狀內窺鏡710時獲取的輸出信號中減去不存在囊狀內窺鏡710時獲取的輸出信號。因此，可以容易地僅僅檢測到與由囊狀內窺鏡710的磁感應線圈710a產生的感應磁場相關聯的輸出信號。此外，DC轉換器1027的示例為RMS轉換器；然而，它沒有特定限制。也可以使用公知的AC-DC轉換器。引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B被設置為彼此面對，其間具有滿足赫爾姆霍茨條件的距離或類似距離。因此，由引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B產生的磁場的空間強度梯度可以被消除或者小得可忽略。此外，引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B的中心軸被設置為彼此正交並且還在其中形成矩形空間。如圖40所示，該矩形空間用作囊狀內窺鏡710的工作空間。圖41是例示圖40的引導磁場產生線圈的概要結構的框圖。引導磁場產生線圈1014A和1014B串聯電連接，引導磁場產生線圈1015A和1015B串聯電連接。另一方面，因為引導磁場產生線圈1013A和1013B連接到不同的感應磁場產生線圈驅動部，所以它們和其他線圈對不同，並不是串聯電連接。更具體地說，引導磁場產生線圈1013A和1013B分別電連接為使得不同引導磁場產生線圈驅動部1013C-1和1013C-2的輸出輸入到相應的引導磁場產生線圈1013A和1013B。此外，引導磁場產生線圈1014A和1014B串聯電連接到引導磁場產生線圈驅動部1014C，引導磁場產生線圈1015A和1015B串聯電連接到引導磁場產生線圈驅動部1015C。將電連接設置為使得來自信號發生器1013D的同一控制信號輸入到引導磁場產生線圈1013C-1和1013C-2。此外，將電連接設置為使得來自信號發生器1014D和1015D的信號分別輸入到引導磁場產生線圈驅動部1014C和1015C。將電連接設置為使得來自感應控制部1016的控制信號輸入到信號發生器1013D、1014D和1015D。將電連接設置為使得來自輸入裝置1017 (關於囊狀內窺鏡710的引導方向的指令從外部輸入到該輸入裝置1017)的信號輸入到感應控制部1016。現在，對具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統1001的操作進行說明。首先，對檢測醫用磁感應及位置檢測系統1001中的囊狀內窺鏡710的位置的操作進行說明。如圖40所示，在驅動部1003中，信號發生部1023產生具有預定頻率的AC信號，並且將該AC信號輸出到磁場產生線圈驅動部1024。磁場產生線圈驅動部1024將輸入的AC信號放大至預定強度，並且將放大的AC信號輸出到位置檢測磁場產生線圈711。由於被提供了放大的AC信號，位·置檢測磁場產生線圈711在其周圍形成交變磁場。當上述交變磁場的磁通量與囊狀內窺鏡710相交時，在其中安裝有磁感應線圈710a的檢測器閉合電路中感應出具有預定頻率的諧振電流。當在囊狀內窺鏡71的閉合電路中感應出諧振電流時，該諧振電流使磁感應線圈710a在其周圍形成具有預定頻率的感應磁場。因為交變磁場和感應磁場的磁通量與感測線圈712相交，所以感測線圈712捕捉到由兩個磁場的磁通量相加而產生的磁通量，並且基於相交磁通量的變化而產生作為感應電流的輸出信號。感測線圈712的輸出信號輸出到檢測部1005。在檢測部1005中，首先，將已經輸入的輸出信號輸入到感測線圈選擇器1040。感測線圈選擇器1040僅讓用於對囊狀內窺鏡710的位置檢測的輸出信號從其通過，並且截除其他輸出信號。用於選擇輸出信號的方法的不例包括選擇具有高信號強度的輸出信號、來自靠近囊狀內窺鏡710的感測線圈712的輸出信號等。如上所述，通過在感測線圈712與濾波器1025之間設置感測線圈選擇器1040，可以僅僅選擇用於位置檢測的輸出信號。另選的是，通過使感測線圈選擇器1040從多個感測線圈712中切換連接，可以按時分方式將來自所有感測線圈712的輸出信號輸入到檢測部1005。此外，通過將濾波器1025與A/D轉換器1028之間的線路連接到多個感測線圈712，不必使用感測線圈選擇器1040或選擇輸出信號。因而，並沒有施加特定的限制。
將選擇的輸出信號輸入到濾波器1025，並且去除該輸出信號中的不能用於位置檢測的頻率分量，例如低頻分量。將去除了不想要的分量的輸出信號輸入到放大器1026，接著將其放大為具有適合於其下遊側的A/D轉換器1028的輸入電平。經放大的輸出信號輸入到DC轉換器1027，將作為AC信號的輸出信號轉換為DC信號。此後，將輸出信號輸入到A/D轉換器1028，將作為模擬信號的輸出信號轉換為數位訊號。已轉換為數位訊號的輸出信號輸入到CPU1029。另一方面，將從連接到CPU1029的存儲器1041獲得的不存在囊狀內窺鏡710時的輸出信號輸入到CPU1029。在CPU1029中，通過計算輸入的兩個輸出信號之間的差來獲得與感應磁場相關聯的輸出信號，並且，基於獲得的與感應磁場相關聯的輸出信號，執行用於識別磁感應線圈710a的位置(即囊狀內窺鏡710的位置)的計算。針對用於識別位置的計算，可以使用公知的計算方法，而不施加特 定的限制。現在，對引導囊狀內窺鏡的操作進行說明。首先，向輸入裝置1017輸入用於遙控囊狀內窺鏡710的要對囊狀內窺鏡710施加的移動。輸入裝置1017基於輸入的信息向感應控制部1016輸出一信號。基於輸入的信號，感應控制部1016產生用於產生使囊狀內窺鏡710移動的磁場的控制信號，並且將該控制信號輸出到信號發生器1013D、1014D和1015D。在信號發生器1013D、1014D和1015D中，基於輸入的控制信號,產生向引導磁場產生線圈驅動部1013C、1014C和1015C輸出的信號。引導磁場產生線圈驅動部1013C、1014C和1015C對輸入信號的電流進行放大，並且分別使電流在引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B中流動。如上所述,通過使電流在引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B中流動，可以在囊狀內窺鏡710附近的區域中產生引導磁場。使用這種產生的磁場，可以使囊狀內窺鏡710中的磁體移動，由此可以通過使磁體移動而使囊狀內窺鏡710移動。現在，對由引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B產生互感應磁場時的操作進行說明。由位置檢測磁場產生線圈711產生的交變磁場的磁通量與設置在位置檢測磁場產生線圈711附近的引導磁場產生線圈1013A相交。這時，由於相交的磁通量，在引導磁場產生線圈1013A中產生如下的感應電動勢，S卩，形成具有抵消磁場強度的變化的方向的磁場(即，相位與上述交變磁場的相位相反的反相磁場)的電動勢。因為引導磁場產生線圈1013A和1013B分別由不同的引導磁場產生線圈驅動部1013C-1和1013C-2驅動，所以在1013A中產生的感應電動勢使電流在由引導線圈驅動部1013C-1和引導磁場產生線圈1013A形成的閉合電路中流動並且形成相位與位置檢測磁場的相位相反的反相磁場。另一方面，因為在引導磁場產生線圈1013B中沒有電流流動，所以在感測線圈712附近不形成相位與位置檢測磁場的相位相反的反相磁場。根據上述結構，位置檢測磁場產生線圈711產生在囊狀內窺鏡710的磁感應線圈710a中感應出感應磁場的位置檢測磁場。通過感測線圈712來檢測由磁感應線圈710a產生的感應磁場，並且使用其來檢測具有磁感應線圈710a的囊狀內窺鏡710的位置或取向。
此外，由三組引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B產生的引導磁場作用於設置在囊狀內窺鏡710中的磁體上，以控制囊狀內窺鏡710的位置和取向。在此，因為將三組引導磁場產生線圈1013A和1013B、引導磁場產生線圈1014A和1014B、以及引導磁場產生線圈1015A和1015B設置為使其中心軸方向彼此正交，所以引導磁場的磁力線可以取向為任何的三維方向。結果，可以三維地控制具有磁體的囊狀內窺鏡710的位置和取向。此外，因為兩個引導磁場產生線圈1013A和1013B由不同的引導磁場產生線圈驅動部1013C-1和1013C-2驅動，所以即使出現位置檢測磁場在引導磁場產生線圈1013A中感應出互感應磁場的情況，因引導磁場產生線圈1013A感應出的電動勢而造成的電流也不會在引導磁場產生線圈1013B中流動。因此，引導磁場產生線圈1013B不會產生相位與位置檢測磁場的相位相反的互感應磁場，僅僅產生引導磁場。結果，因為防止了在引導磁場產生線圈1013B中出現抵消位置檢測磁場的磁場，所以防止了出現位置檢測磁場大致變為零的區域。本發明的技術領域不限於上述變型例。例如，儘管上述變型例應用於包括設置在大致同一直線上的一個磁場產生線圈、一個感測線圈、一個反相磁場產生線圈等的結構，但是變型例不限於這種結構。變型例還可以應用於包括設置在多條直線上的多個磁場產生線圈等的結構，其中，設置部件的數量和位置沒有限制。此外，作為醫用裝置，已經對使用捕捉患者體腔內部的圖像的囊狀內窺鏡的裝置進行了說明；然而，本發明不限於這種使用囊狀內窺鏡的裝置。本發明可以應用於多種其他類型的醫用裝置，例如，在患者體腔內釋放藥品的醫用裝置；設置有用於獲取關於體腔內部的數據的傳感器的醫用裝置；可以留在體腔內較長時間段的醫用裝置；將用於交換信息等的導線連接到外部的醫用裝置；等等。第六到第十五實施例

在上述文獻2中，公開了如下的技術:使用多個外部檢測裝置來檢測從設置有LC諧振電路的囊狀醫用裝置發出的電磁，從而檢測該囊狀醫用裝置的位置。然而，在文獻2中，存在如下的危險:例如設置在囊狀醫用裝置中的感應驅動或切換用磁體不利地影響LC諧振電路，從而改變LC諧振電路的特性，或者，該磁體屏蔽從LC諧振電路發出的電磁場(感應磁場)，從而降低位置檢測精度甚至使得不能進行位置檢測。此夕卜，存在囊狀醫用裝置為了位置檢測而消耗電功率的問題。在上述文獻3中，公開了如下的技術:通過其中安裝有磁感應線圈的囊狀內窺鏡、用於在磁感應線圈中產生感應電流的驅動線圈、以及基於感應電流來獲取磁感應線圈和驅動線圈的相對位置的檢測裝置，檢測囊狀醫用裝置的位置。然而，在上述位置檢測技術中，存在如下危險:例如設置在囊狀醫用裝置中的感應驅動或切換用磁體不利地影響磁感應線圈從而改變磁感應線圈的特性，或者屏蔽從磁感應線圈發出的感應磁場從而降低位置檢測精度甚至使得不能進行位置檢測。此外，存在囊狀醫用裝置為了位置檢測而消耗電功率的問題。在上述文獻4中，公開了如下的技術:通過在大致圓柱形的囊狀醫用裝置的圓柱面上形成螺旋突起並且使該囊狀醫用裝置圍繞縱軸旋轉來驅動該囊狀醫用裝置。通過設置在囊狀醫用裝置中的磁體並且通過外部施加的旋轉磁場來旋轉地驅動該囊狀醫用裝置。然而，在上述文獻I中，沒有說明用於檢測囊狀醫用裝置的位置，由此，不能將囊狀醫用裝置驅動並引導到預定位置。此外，較容易提出一種將上述文獻4中描述的囊狀醫用裝置的驅動技術與上述文獻2或文獻3中公開的位置檢測技術相結合的方法，即，與其中內置有引導磁體的囊狀醫用裝置一起採用使用磁感應線圈的磁位置檢測系統的方法。然而，在該方法中，存在如下的危險:引導磁體與磁位置檢測系統發生幹擾，這使得位置檢測系統的性能劣化或者使得不能進行位置檢測。此外，用於除了驅動以外的其他目的的磁體也出現相同問題。上述文獻I和5公開了一種用於可移動微型機械的運動控制系統，該運動控制系統包括:產生旋轉磁場的磁場產生部；設置有磁體的自動裝置(robot)主體，所述磁體接收磁場產生部產生的旋轉磁場以通過旋轉產生推力；檢測自動裝置主體的位置的位置檢測器；以及磁場重新取向單元，其基於由位置檢測器檢測到的自動裝置主體的位置來改變由磁場產生部產生的旋轉磁場的取向，以使其取向為自動裝置主體應當沿其移動以到達目標的方向。在上述技術中，在控制自動裝置主體(囊狀內窺鏡)的取向時引導了自動裝置主體。然而，在上述位置檢測技術中，因為檢測與自動裝置主體的旋轉軸正交地設置的磁體的極化方向，所以為了識別自動裝置主體的取向(例如旋轉軸方向)，需要使用磁體的不同極化方向而執行位置檢測兩次或更多次。此外，因為自動裝置主體的實際方向並不總是跟隨控制自動裝置主體的位置和方向的磁場，所以對自動裝置主體的引導精度可能下降。此外，如果在囊狀醫用裝置中設置有用於例如經由磁場與外部裝置進行信息交換的線圈，那麼，因為磁體改變線圈特性或者磁體屏蔽從線圈發出的磁場，所以存在妨礙這種信息交換等的危險。為了解決上述問題，可以採用下面的實施例來提供能夠在內置有磁體的醫用裝置中有效地操作磁位置檢測系統的醫用裝置以及醫用磁感應及位置檢測系統。第六實施例現在，參照圖43到73，對根據本發明的醫用磁感應及位置檢測系統的第六實施例進行說明。圖43是示意性地示出根據該實施例的醫用磁感應及位置檢測裝置系統的圖。圖44是醫用磁感應及位置檢測裝置系統的立體圖。如圖43和44所示，醫用磁感應及位置檢測系統1110主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡(醫用裝置)1120，其以口服或肛入方式進入患者I的體腔中，以對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)1150，其檢測囊狀內窺鏡1120的位置；磁感應裝置1170，其基於檢測到的囊狀內窺鏡1120的位置和來自操作員的指令而引導囊狀內窺鏡1120 ;以及圖像顯示裝置1180，其顯示從囊狀內窺鏡1120發送來的圖像信號。

如圖43所示，磁感應裝置1170主要由以下部件形成:三軸引導磁場產生單元(弓丨導磁場產生單元、電磁體)1171，其產生用於驅動並引導囊狀內窺鏡1120的平行磁場；赫爾姆霍茨線圈驅動器1172，其控制向三軸引導磁場產生單元1171提供的電流的增益；旋轉磁場控制電路(磁場取向控制單元)1173，其控制用於驅動並引導囊狀內窺鏡1120的平行磁場的方向；以及輸入裝置1174，其向旋轉磁場控制電路1173輸出操作員輸入的囊狀內窺鏡1120的移動方向。在這個實施例中，三軸引導磁場產生單元1171被描述為應用於其中線圈對彼此相對並且用於產生平行磁場的電磁體沿三個軸方向設置的線圈單元。此線圈的優選示例可以包括具有沿三個軸方向設置的三個赫爾姆霍茨線圈的赫爾姆霍茨線圈單元。儘管在這個實施例中假定線圈為赫爾姆霍茨線圈單元來進行說明。但是電磁體的結構不限於赫爾姆霍茨線圈單元，例如圖43所示的大致矩形的相對線圈也是可接受的。此夕卜，除了將線圈之間的距離設置為線圈直徑的一半以外，也可以自由設置該距離，只要可以在目標空間中獲得希望的磁場即可。此外，除了相對線圈以外，也可以接受任何結構的磁體，只要可以獲得希望的磁場即可。例如，如圖91所示，可以通過將電磁體2301到2305各自設置在目標區的一側、隨後在電磁體2301與電磁體2302之間產生磁場來產生沿X軸方向的磁場。類似的是,可以在電磁體2303與電磁體2304之間產生沿Y軸方向的磁場，並且可以在電磁體2305中產生沿Z軸方向的磁場。使用具有上述結構的電磁體系統，可以提供類似的優點。如圖43和44所示，將三軸引導磁場產生單元1171形成為大致矩形形狀。三軸引導磁場產生單元1171包括三對相互相對的赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z，赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z中的各對被設置為大致正交於圖43中的X、Y和Z軸。將被設置為大致正交於Χ、Υ和Z軸的赫爾姆霍茨線圈分別表示為赫爾姆霍茨線圈1171Χ、1171Υ和 1171Ζ。將赫爾姆霍茨線圈1171Χ、1171Υ和1171Ζ設置為在其內部形成大致矩形的空間。如圖43所示，該矩形空間用作囊狀內窺鏡1120的工作空間，並且如圖44所示，該矩形空間是患者I所處的空間 。赫爾姆霍茨線圈驅動器1172包括分別控制赫爾姆霍茨線圈1171Χ、1171Υ和1171Ζ的赫爾姆霍茨線圈驅動器1172Χ、1172Υ和1172Ζ。將操作員從輸入裝置1174輸入的針對囊狀內窺鏡1120的移動方向指令和來自位置檢測單元1150的表示囊狀內窺鏡1120當前指向的方向(囊狀內窺鏡1120的旋轉軸(中心軸)R (參照圖47)的方向)的數據一起輸入到旋轉磁場控制電路1173。接著，從旋轉磁場控制電路1173輸出用於控制赫爾姆霍茨線圈驅動器1172Χ、1172Υ和1172Ζ的信號，並且將囊狀內窺鏡1120的旋轉相位數據輸出到圖像顯示裝置1180。將用於通過移動操縱杆來指定囊狀內窺鏡1120的移動方向的輸入裝置用作輸入裝置1174。如上所述，輸入裝置1174可以使用操縱杆型裝置、或者可以使用另一類型的輸入裝置，如通過推動移動方向按鈕來指定移動的方向的輸入裝置。如圖43所示，位置檢測單元1150主要由以下部件形成:驅動線圈(驅動部)1151，其在囊狀內窺鏡1120中的磁感應線圈(後面要說明)中產生感應磁場；感測線圈(磁場傳感器、磁場檢測部)1152，其檢測在磁感應線圈中產生的感應磁場；以及位置檢測裝置1150Α，其基於感測線圈1152檢測到的感應磁場來計算囊狀內窺鏡1120的位置，並且控制由驅動線圈1151形成的交變磁場。在位置檢測裝置1150A與驅動線圈1151之間設置有:正弦波信號發生電路1153，其基於來自位置檢測裝置1150A的輸出而產生AC電流；驅動線圈驅動器1154，其基於來自位置檢測裝置1150A的輸出而放大從正弦波信號發生電路1153輸入的AC電流；以及驅動線圈選擇器1155，其將AC電流提供給基於來自位置檢測裝置1150A的輸出而選擇的驅動線圈 1151。在感測線圈1152與位置檢測裝置1150A之間設置有:感測線圈選擇器(磁場傳感器選擇單元)1156，其基於來自位置檢測裝置1150A的輸出，從感測線圈1152中選擇根據包括囊狀內窺鏡1120的位置信息等的AC電流；和感測線圈接收電路1157，其從通過感測線圈選擇器1156的AC電流提取幅值，並將該幅值輸出到位置檢測裝置1150A。圖45是示出醫用磁感應及位置檢測系統的剖面的示意圖。在此，如圖43和45所示，驅動線圈1 151有角度地位於由赫爾姆霍茨線圈1171X、1171Y和1171Z形成的大致矩形工作空間的四個上部(在Z軸的正向上)角處。驅動線圈1151形成連接方形赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z的角的大致三角形線圈。通過按這種方式將驅動線圈1151設置在頂部，可以防止驅動線圈1151與患者I之間的幹擾。(參見圖3)。如上所述，驅動線圈1151可以為大致三角形線圈，或者可以使用多種形狀的線圈，如圓形線圈等。感測線圈1152被形成為空氣芯線圈，由三個平面線圈支承部件1158支承在赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z的內側，這三個平面線圈支承部件1158被設置在面對驅動線圈1151的位置以及沿Y軸方向彼此相對的位置，囊狀內窺鏡1120的工作空間位於其間。在每一個線圈支承部件1158中按矩陣形式排列有9個感測線圈1152，由此在位置檢測單元1150中設置有總計27個感測線圈1152。圖46是示出感測線圈接收電路1157的電路結構的示意圖。如圖46所示，感測線圈接收電路1157由以下部件形成:高通濾波器(HPF) 1159，其去除包括囊狀內窺鏡1120的位置信息的輸入AC電壓中的低頻分量；前置放大器1160，其放大所述AC電壓；帶通濾波器(BPF) 1161，其去除經放大的AC電壓中包括的高頻；放大器(AMP) 1162，其放大已經從其去除了高頻的AC電壓；均方根檢測電路(真實RMS轉換器)1163，其檢測AC電壓的振幅，並且提取並輸出幅值;A/D轉換器1164，其將幅值轉換為數位訊號；以及存儲器1165，其用於臨時地存儲數位化的幅值。高通濾波器1159由以下部件形成:設置在從感測線圈1152延伸的一對導線1166A中的電阻器1167 ;導線1166B，其連接到所述一對導線1166A並且大致在其中央處接地；以及在導線1166B中設置為彼此相對的一對電容器1168，這一對電容器1168之間具有接地點。前置放大器1160分別設置在所述一對導線1166A中，從前置放大器1160輸出的AC電壓輸入到單個帶通濾波器1161。存儲器1165臨時存儲從9個感測線圈1152獲得的幅值，並且將存儲的幅值輸出到位置檢測單元1150。如上所述，可以使用均方根檢測電路1163來提取AC電壓的幅值，可以通過使用整流電路來平滑磁場信息並且檢測電壓從而檢測該幅值，或者，可以使用檢測AC電壓的峰值的峰值檢測電路來檢測該幅值。關於檢測到的AC電壓的波形，對於施加到驅動線圈1151的波形的相位隨著囊狀內窺鏡1120中的磁感應線圈1142 (後面要說明)的存在和位置而變化。可以使用鎖定放大器等來檢測這種相位變化。如圖43所示，圖像顯示裝置1180由以下部件形成:圖像接收電路1181，其接收從囊狀內窺鏡1120發送來的圖像；和顯示部1182，其基於接收的圖像信號以及來自旋轉磁場控制電路1173的信號而顯示圖像。圖47是示出囊狀內窺鏡1120的構造的示意圖。如圖47所示，囊狀內窺鏡1120主要由以下部件形成:外殼1121，其在其內部容納了多種裝置；圖像形成部(生物信息獲取單元)1130，其形成患者體腔中的通道的內表面的圖像；電池(電源單元)1139，其用於驅動圖像形成部1130 ;感應磁場產生部(感應磁場產生單元)1140，其通過上述驅動線圈1151而產生感應磁場；以及引導磁體(磁體)1145，其驅動並引導囊狀內窺鏡1120。外殼1121由以下部件形成:紅外線透射圓柱形囊狀主體(下文中簡寫為主體)1122，其中心軸限定了囊狀內窺鏡1120的旋轉軸(中心軸)R ;透明半球狀前端部1123，其覆蓋主體1122的前端部；以及半球狀後端部1124,其覆蓋主體的後端部,從而形成具有水密結構的密封囊狀容器。在外殼1121的 主體的外周面上設置有螺旋部1125，在該螺旋部1125中圍繞旋轉軸R按螺旋形式纏繞有剖面為圓形的導線。圖像形成部1130主要由以下部件形成:板1136A，其被設置為與旋轉軸R大致正交；圖像傳感器1131，其被設置在板1136A的前端部1123側的表面上；透鏡組1132，其將患者體腔內的通道的內表面的像形成在圖像傳感器1131上；LED (發光二極體、照明單元)1133，其照亮體腔內的通道的內表面；信號處理部1134，其被設置在板1136A的後端部1124側的表面上；以及無線電裝置1135，其向圖像顯示裝置1180發送圖像信號。信號處理部1134經由板1136A、1136B和1136C以及柔性板1137A電連接到電池1139，經由板1136A電連接到圖像傳感器1131，經由板1136A、柔性板1137A以及支承部件1138電連接到LED1133。此外，信號處理部1134壓縮圖像傳感器1131獲取的圖像信號，臨時存儲它(存儲器)，並且將壓縮的圖像信號從無線電裝置1135向外部發送，此外，它基於來自後面要說明的開關部1146的信號來控制圖像傳感器1131和LED1133的開/關狀態。圖像傳感器1131將經由前端部1123和透鏡組1132形成的圖像轉換為電信號(圖像信號)並且將其輸出到信號處理部1134。例如可以將CMOS (互補型金屬氧化物半導體)器件或CXD (電荷耦合器件)用作這種圖像傳感器1131。此外，在支承部件1138上，圍繞旋轉軸R沿周向按其間設置有間隙的方式從板1136A朝向前端部1123地設置有多個LEDl 133。在信號處理部1134的後端部1124側，在板1136B與1136C之間設置有電池1139。在電池1139的後端部1124側，設置有設置在板1136C上的開關部1146。開關部1146具有紅外線傳感器1147，經由板1136A和1136C以及柔性板1137A電連接到信號處理部1134，並且經由板1136BU136C以及柔性板1137A電連接到電池1139。此外，圍繞旋轉軸R沿周向按規則的間隔設置有多個開關部1146，紅外線傳感器1147被設置為面對徑向的外側。在這個實施例中，已經描述了在其中設置有4個開關部1146的示例，但是開關部1146的數量不限於4個；可以設置任何數量。在板1136D的後端部1124側的表面上設置有無線電裝置1135。無線電裝置1135經由板1136AU136C和1136D以及柔性板1137A和1137B電連接到信號處理部1134。圖48是例示設置在囊狀內窺鏡1120中的引導磁體1145的結構的圖。圖48A是從囊狀內窺鏡1120的前端部1123側看到的引導磁體1145的圖，而圖48B是從側面看到的引導磁體1145的圖。如圖47所示，引導磁體1145設置在無線電裝置1135的後端部1124側處。將引導磁體1145設置為使其重心位於旋轉軸R上並且使其沿與旋轉軸R正交的方向(例如，圖47中的上下方向)磁化。因此，引導磁體1145在後面要說明的坡莫合金的位置處形成的磁場與旋轉軸R大致正交。如圖48A和48B所示，引導磁體1145包括形成為大致板狀的一個大尺寸磁片(磁片)1145a、兩個中尺寸磁片(磁片)1145b、兩個小尺寸磁片(磁片)1145c、以及插在磁片1145a、1145b和1145c之間的諸如乙烯基片的絕緣體(絕緣材料)1145d，並且被構建得具有大致圓柱形狀。此外，使磁片1145a、1145b和1145c沿板厚度方向(圖中的上下方向)磁化，圖中箭頭所指的方向代表磁化方向。更具體地說，箭頭所指的側對應於北極，相對側對應於南極。根據囊狀內窺鏡1120的尺寸，引導磁體1145的典型形狀和尺寸如下:圓柱體直徑為大約6mm到大約8mm,圓柱體高度為大約6mm到大約8mm。更具體地說,可以將直徑為8mm且高度為6mm的圓柱體或者直徑為6mm且高度為8mm的圓柱用於引導磁體1145。此外,磁片1145a的材料例如是釹-鈷，但不限於釹-鈷。
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如上所述，引導磁體可以由磁片1145a、1145b和1145c以及絕緣體1145d組成。另選的是，引導磁體1145可以僅由磁片1145a、1145b和1145c組成。此外,引導磁體1145可以由單個圓柱形磁體形成。如圖47所示，將感應磁場產生部1140設置在主體1122與電池1139等之間的圓柱形空間中。如圖47和49所示，感應磁場產生部1140由以下部件形成:芯部件1141A，其形成為中心軸與旋轉軸R大致一致的圓柱形狀；磁感應線圈(內置線圈)1142，其設置在芯部件1141A的外周部上；坡莫合金膜(芯)1141B，其設置在芯部件1141A與磁感應線圈1142之間；以及電容器(該圖中未示出)，其電連接到磁感應線圈1142，並構成LC諧振電路(電路)1143。線圈1142和坡莫合金膜1141B位於由引導磁體1145的磁場在坡莫合金膜1141B中形成的磁通量密度等於或小於坡莫合金膜1145B中的飽和磁通量密度的一半的位置處。更具體地說，線圈1142和坡莫合金膜1141B設置在離開引導磁體1145至少大約5mm、優選為大約IOmm或更多的位置處。如圖49所示，通過將作為磁性材料的坡莫合金形成為片狀薄膜來產生坡莫合金膜1141B。此外，當將坡莫合金膜1141B卷繞在芯部件1141A周圍時，產生一間隙t。如圖49所示，因為坡莫合金膜1141B形成為以旋轉軸R作為其中心軸的大致圓柱狀薄膜，所以在坡莫合金膜1141B中沿旋轉軸R的方向的去磁因數小於沿其他方向的去磁因數。如上所述，坡莫合金膜1141B可以由坡莫合金形成，或者可以由同樣是磁性材料的鐵或鎳形成。如上所述，LC諧振電路1143可以由磁感應線圈1142和電容器形成，或者，LC諧振電路1143可以是基於因磁感應線圈1142的自諧振的諧振電路，而不使用電容器。接下來，對具有上述構造的醫用磁感應及位置檢測系統1110的操作進行說明。首先，對醫用磁感應及位置檢測系統1110的操作的概況進行說明。如圖43和44所示，囊狀內窺鏡1120以口服或肛入方式插入躺在位置檢測單元1150和磁感應裝置1170內部的患者I的體腔中。通過位置檢測單元1150檢測插入的囊狀內窺鏡1120的位置，並且通過磁感應裝置1170將它引導到患者I的體腔中的通道內部的感染區附近。囊狀內窺鏡1120在被引導到感染區以及在感染區附近時，形成體腔中的通道的內表面的圖像。接著，將針對體腔內部通道的形成了圖像的內表面的數據和針對感染區附近的數據發送到圖像顯示裝置1180。圖像顯示裝置1180在顯示部1182上顯示發送來的圖像。現在，對位置檢測單元1150的操作進行說明。如圖43所示，在位置檢測單元1150中，正弦波發生電路1153基於來自位置檢測裝置1150A的輸出而產生AC電流，並將該AC電流輸出到驅動線圈驅動器1154。產生的AC電流的頻率處於幾kHz到IOOKHz的頻率範圍內，並且頻率在上述範圍內隨時間而變化(擺動)，從而包括後面要說明的諧振頻率。擺 動範圍不限於上述範圍；它可以是更窄的範圍，或者它可以是更寬的範圍，並沒有特定限制。作為對每次都執行擺動的替代，可以首先通過擺動而確定測量頻率，接著將頻率固定於該測量頻率。通過這樣做，可以提高測量速度。此外，可以周期性地執行擺動以更新確定的測量頻率。這用作針對諧振頻率隨溫度而變化的措施。在驅動線圈驅動器1154中基於來自位置檢測裝置1150A的指令放大AC信號，並將其輸出到驅動線圈選擇器1155。在驅動線圈選擇器1155中將放大的AC電流提供給由位置檢測裝置1150A選擇的驅動線圈1151。接著，向驅動線圈1151提供的AC電流在囊狀內窺鏡1120的工作空間中產生交變磁場。由於該交變磁場，在位於該交變磁場中的囊狀內窺鏡1120的磁感應線圈1142中產生感應電動勢，並且感應電流在其中流動。當感應電流在磁感應線圈1142中流動時，該感應電流產生感應磁場。因為磁感應線圈1142和電容器一起形成諧振電路1143，所以當交變磁場的周期對應於諧振電路1143的諧振頻率時，在諧振電路1143 (磁感應線圈1142)中流動的感應電流增大，並且產生的感應磁場變強。此外，因為坡莫合金膜1141B設置在磁感應線圈1142的內側，所以由磁感應線圈1142產生的感應磁場甚至變得更強。上述感應的磁場在感測線圈1152中產生感應電動勢，在感測線圈1152中產生包括囊狀內窺鏡1120的位置信息等的AC電壓(磁場信息)。該AC電壓經由感測線圈選擇器1156輸入到感測線圈接收電路1157，在感測線圈接收電路1157提取AC電壓的幅值(振幅
信息)。如圖46所示，首先，通過高通濾波器1159去除向感測線圈接收電路1157輸入的AC電壓中包括的低頻分量，接著通過前置放大器1160放大該AC電壓。此後，通過帶通濾波器1161去除高頻，並且通過放大器1162將AC電壓放大。通過均方根檢測電路1163提取已經按這種方式從其去除了不想要分量的AC電壓的幅值。通過A/D轉換器1164將提取的幅值轉換為數位訊號，並將其存儲在存儲器1165中。存儲器1165例如存儲與其中正弦波信號發生電路1153中產生的正弦波信號擺動得接近LC諧振電路1143的諧振頻率的一個時段對應的幅值，並且將對於一個時段的幅值一次輸出給位置檢測裝置1150A。如圖50所示，AC電壓的幅值根據驅動線圈1151產生的交變磁場與諧振電路1143的諧振頻率之間的關係而劇烈變化。圖50在橫軸上示出了交變磁場的頻率，並且在縱軸上示出了在諧振電路1143中流動的AC電壓的增益(dBm)和相位(度)的變化。其示出了由實線表示的增益變化在比諧振頻率低的頻率處出現最大值，在諧振頻率處為零，在比諧振頻率高的頻率處出現最小值。此外，它示出了由虛線表示的相位變化在諧振頻率處下降最多。根據測量條件，可能存在增益在比諧振頻率低的頻率處出現最小值並且在比諧振頻率高的頻率處出現最大值的情況，以及相位在諧振頻率處達到峰值的情況。將提取的幅值輸出到位置檢測裝置1150A，位置檢測裝置1150A採用諧振頻率附近的幅值的最大值與最小值之間的振幅差作為來自感測線圈1152的輸出。接著，位置檢測裝置1150A通過基於從多個感測線圈1152獲得的振幅差對涉及囊狀內窺鏡1120的位置、方向以及磁場強度的聯立方程進行求解，從而獲得囊狀內窺鏡1120的位置等。由此，通過按這種方式將感測線圈1152的輸出設置為振幅差，可以抵消因環境條件(例如溫度)造成的磁場強度變化而導致的振幅變化，由此可以按可靠的精度獲得囊狀內窺鏡1120的位置，而不會受環境條件的影響。關於囊狀內窺鏡1120的位置等的信息包括6條信息,例如，X、Y和Z位置坐標,關於彼此正交並且與囊狀內窺鏡1120的中心軸(旋轉軸)正交的軸的旋轉相位Φ和Θ，以及磁感應線圈1142產生的感應磁場的強度。為了通過計算來估計這6條信息，至少6個感測線圈1152的輸出是必要的。因為使用設置在至少一個平面中的9個感測線圈1152的輸出來估計囊狀內窺鏡1120的位置，所以可以通過計算獲得上述6條信息。位置檢測裝置1150Α基於通過計算獲得的囊狀內窺鏡1120的位置，向驅動線圈驅動器1154報告提供給驅動線圈1151的AC電流的放大因數。將該放大因數設置為使得感測線圈1152可以檢測到由磁感應線圈1142產生的感應磁場。此外，位置檢測裝置1150Α選擇用於產生磁場的驅動線圈1151，並且向驅動線圈選擇器1155輸出用於向選擇的驅動線圈1151提供AC電流的指令。如圖51所示，在選擇驅動線圈1151的方法中，排除這樣的驅動線圈1151:連接該驅動線圈1151和磁感應線圈1142的直線(驅動線圈1151的取向)與磁感應線圈1142的中心軸(囊狀內窺鏡1120的旋轉軸R)大致正交。此外，如圖52所示，選擇驅動線圈1151以使得按作用於磁感應線圈4112上的磁場的取向線性無關的方式向三個驅動線圈1151提供AC電流。—種更優選的方法是如下的方法:忽略由其產生的磁力線的取向與磁感應線圈1142的中心軸大致正交的驅動線圈1151。如上所述，可以 使用驅動線圈選擇器1155來限制形成交變磁場的驅動線圈1151的數量，或者，可以不使用驅動線圈選擇器1155，而將驅動線圈1151的數量初始設置為三個。如上所述，可以選擇三個驅動線圈1151來形成交變磁場，或者如圖53所示，可以通過所有的驅動線圈1151來產生交變磁場。此外，位置檢測裝置1150A選擇要使用其檢測到的振幅差來估計囊狀內窺鏡1120的位置的感測線圈1152，並且向感測線圈選擇器1156輸出用於將來自所選擇的感測線圈1152的AC電流輸入到感測線圈接收電路1157的指令。選擇感測線圈1152的方法沒有特定限制。例如，如圖51所示，可以選擇與驅動線圈1151相對並且囊狀內窺鏡1120位於驅動線圈1151與其之間的感測線圈1152，或者，如圖54所示，可以選擇設置在與驅動線圈1151所在平面相鄰的相互面對的平面中的感測線圈 1152。此外，可以選擇基於獲得的囊狀內窺鏡1120的位置和方向而有望感應出大AC電流的感測線圈1152，如位於囊狀內窺鏡1120附近的感測線圈1152。如上所述，可以通過感測線圈選擇器1156來選擇設置在三個線圈支承部件1158上的感測線圈1152中感應出的AC電流，或者，如圖53和54所示，可以預先將提供的線圈支承部件1158的數量設置為一個或者兩個，而不使用感測線圈選擇器1156。接下來，對磁感應裝置1170的操作進行說明。如圖43所示，在磁感應裝置1170中，首先，操作員經由輸入裝置1174向旋轉磁場控制電路1173輸入針對囊狀內窺鏡1120的引導方向。在旋轉磁場控制電路1173中，基於輸入的引導方向和從位置檢測單元1150輸入的囊狀內窺鏡1120的取向(旋轉軸方向)來確定要向囊狀內窺鏡1120施·加的平行磁場的取向和旋轉方向。接著，為了產生平行磁場的取向，計算需要由赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z產生的磁場的強度，並且計算產生這些磁場所需要的電流。將向單個赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z提供的電流數據輸出到對應的赫爾姆霍茨線圈驅動器1172X、1172Y和1172Z，赫爾姆霍茨線圈驅動器1172X、1172Y和1172Z基於輸入的數據執行對電流的放大控制，並且將電流提供給對應的赫爾姆霍茨線圈1171X、1171Y 和 1171Z。向其提供了電流的赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z根據相應的電流值產生磁場，通過合成這些磁場，產生具有由旋轉磁場控制電路1173確定的磁場取向的平行磁場。在囊狀內窺鏡1120中設置有引導磁體1145，並且如下所述，基於作用於引導磁體1145上的力和上述平行磁場來控制囊狀內窺鏡1120的取向(旋轉軸方向)。此外，通過將平行磁場的旋轉周期控制成大約OHz到幾Hz並且對平行磁場的旋轉方向進行控制，從而控制圍繞囊狀內窺鏡1120的旋轉軸的旋轉方向，並且還控制囊狀內窺鏡1120的移動方向和移動速度。接下來，對囊狀內窺鏡1120的操作進行說明。如圖47所示，在囊狀內窺鏡1120中，首先，將紅外光照射到開關部1146的紅外線傳感器1147上，開關部1146向信號處理部1134輸出信號。當信號處理部1134接收到來自開關部1146的信號時，從電池1139向內置於囊狀內窺鏡1120中的圖像傳感器1131、LED1133、無線電裝置1135以及信號處理部1134本身提供電流，這些部件啟動。圖像傳感器1131形成患者I的體腔中的通道內的被LED1133照亮的壁面的圖像，將該圖像轉換為電信號，並將該電信號輸出到信號處理部1134。信號處理部1134壓縮輸入的圖像，臨時存儲它，並且將它輸出到無線電裝置1135。輸入到無線電裝置1135的壓縮圖像信號作為電磁波發送到圖像顯示裝置1180。囊狀內窺鏡1120可以通過藉助於設置在外殼1121的外周上的螺旋部1125圍繞旋轉軸R旋轉而向前端部1123或後端部1124移動。通過圍繞旋轉軸R的旋轉方向和螺旋部1125的旋轉方向來確定移動的方向。接下來，對圖像顯示裝置1180的操作進行說明。如圖43所示，在圖像顯示裝置1180中，首先，圖像接收電路1181接收從囊狀內窺鏡1120發送來的壓縮圖像信號，並將該圖像信號輸出到顯示部1182。在圖像接收電路1181或顯示部1182中對該壓縮圖像信號進行重構，並且通過顯示部1182對其進行顯示。此外，顯示部1182基於從旋轉磁場控制電路1173輸入的囊狀內窺鏡1120的旋轉相位數據，沿與囊狀內窺鏡1120的旋轉方向相反的方向執行對圖像信號的旋轉處理，並顯示圖像信號。現在說明對於磁感應線圈的輸出隨著設置在磁感應線圈中的物體而變化的測試。圖55是例示用於當前測試的實驗裝置的概要的圖。如圖55所示，實驗裝置1201包括:要測試的磁感應線圈1142 ;用於向磁感應線圈1142施加磁場的驅動線圈1151 ;用於檢測在磁感應線圈1142中產生的感應磁場的感測線圈1152 ;用於分析由感測線圈1152檢測到的信號的網絡分析器1202 ；以及用於放大網絡分析器1202的輸出並且將 它輸出到驅動線圈1151的放大器1203。圖56是例示用於當前測試的磁感應線圈1142和設置在磁感應線圈1142中的物體的圖。圖56A是例示磁感應線圈1142和電池1139的圖，圖56B是例示磁感應線圈1142、電池1139以及引導磁體1145的圖。如圖56A和56B所示，磁感應線圈1142設置在內徑為大約IOmm的圓柱狀坡莫合金膜1141B的周面上，並且形成為具有大約30mm的長度。用於當前測試的電池1139由三個串聯設置的紐扣式電池形成。如圖56B所示，用於當前測試的引導磁體1145是直徑為大約8mm且長度為大約6mm的大致圓柱狀物體，並且由釹-鈷形成。在該測試中，磁感應線圈1142與電池1139之間的位置關係以及磁感應線圈1142、電池1139和引導磁體1145之間的位置關係如圖56A和56B所示。圖57和58是描繪由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與增益和相位的變化之間的關係的圖。在圖57和58中，Al和A2分別表示當僅有磁感應線圈1142時測量到的增益變化和相位變化；B1和B2分別表示當在磁感應線圈1142中設置有電池1139 (參照圖56A)時測量到的增益變化和相位變化；C1和C2分別表示當在磁感應線圈1142中設置有電池1139和引導磁體1145 (參照圖56B)時測量到的增益變化和相位變化。如圖57和58所示，在僅有磁感應線圈1142時的測量情況(A1、A2)與在磁感應線圈1142中設置有電池1139的情況(B1、B2)之間沒有發現差異。另一方面，在磁感應線圈1142中設置有電池1139和引導磁體1145的情況(C1、C2)下，與其他情況相比，出現增益變化和相位變化的頻率變得更接近高頻側，並且增益變化的範圍更小。結果，發現了在磁感應線圈1142中設置電池1139不會影響磁感應線圈1142的特性，而設置引導磁體1145往往使得磁感應線圈1142的輸出變弱。現在說明對於磁感應線圈的輸出隨著距引導磁體的距離而變化的測試。如同上述測試一樣，將圖55所示的實驗裝置1201用於該測試。圖59是例示在當前測試中磁感應線圈1142與引導磁體1145之間的位置關係的圖。圖60是例示用於當前測試的實心引導磁體的結構的圖。圖60A是引導磁體的正面圖，圖60B是引導磁體的側面圖。如圖59所示，磁感應線圈1142設置在內徑為大約IOmm的圓柱狀坡莫合金膜1141B的周面上，並且形成為具有大約30mm的長度。如圖60A和60B所示，實心引導磁體1145形成為大致圓柱形狀，並且由大致形成為板狀的一個大尺寸磁片1145a、兩個中尺寸磁片1145b以及兩個小尺寸磁片1145c構成。大尺寸磁片1145a、中尺寸磁片1145b以及小尺寸磁片1145c的寬度分別為大約9mm、大約7mm以及大約5mm。磁片的厚度和長度相同，更具體地說,分別為大約1.5mm和大約8mm。此夕卜，磁片由釹-鈷形成並且沿其厚度方向磁化。圖中的箭頭所指的側對應於北極，相對側對應於南極。圖61A是示出用於當前測試的中空引導磁體的結構的側面圖。圖61B是大尺寸中空引導磁體的側面圖。如圖61A所示，中空引導磁體1145形成為外徑大約13mm、內徑大約11mm、長度大約18mm的圓柱狀，並且由釹-鈷形成。如圖61B所示，大尺寸引導磁體1145形成為外徑大約16mm、內徑大約11mm、長度大約1 8mm的圓柱體,並且由釹-鈷形成。圖62是描繪在由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成的引導磁體1145中由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與感測線圈輸出之間的關係的圖。在該圖中，Dl是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；D2是當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；D3是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；D4是示出當上述距離為Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；D5是示出當上述距離為-5mm (引導磁體1145在磁感應線圈1142內部)時的感測線圈輸出的曲線圖；D6是示出當上述距離為-1Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；D7是示出當上述距離為-15mm時的感測線圈輸出的曲線圖；D8是示出當上述距離為-18mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖62所示，隨著引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離變小，輸出變化範圍減小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側移動。圖63是示出在引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成並且在磁片1145a、1145b和1145c之間插有用作絕緣體的乙烯基片的情況下感測線圈輸出與由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率之間的關係的圖。在該圖中，El是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；E2是當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；E3是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；E4是示出當上述距離為Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；E5是示出當上述距離為-5mm (引導磁體1145在磁感應線圈1142內部)時的感測線圈輸出的曲線圖；E6是示出當上述距離為-1Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；E7是示出當上述距離為-15mm時的感測線圈輸出的曲線圖；E8是示出當上述距離為-18mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖63所示，隨著將絕緣體插入磁片1145a、1145b和1145c之間，當距離為IOmm時(E2)的輸出變化範圍的減小變小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側的移動減小。圖64是不出在引導磁體1145由一個大尺寸磁片1145a以及兩個中尺寸磁片1145b和1145b構成並且在磁片1145a和1145b之間插有用作絕緣體的乙烯基片的情況下感測線圈輸出與由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率之間的關係的圖。在該曲線圖中，Fl是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；F2是當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；F3是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；F4是示出當上述距離為Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；F5 是示出當上述距離為_5mm (引導磁體1145在磁感應線圈1142內部)時的感測線圈輸出的曲線圖；F6是示出當上述距離為-1Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；F7是示出當上述距離為-15mm時的感測線圈輸出的曲線圖；F8是示出當上述距離為-18mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖64所示，隨著引導磁體1145的體積變小，當距離為IOmm時(F2)的輸出變化範圍的減小變小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側的移動減小得更多。圖65是示出在由一個大尺寸磁片1145a構成的引導磁體1145中由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與感測線圈輸出之間的關係的圖。在該圖中，Gl是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；G2是當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；G3是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；G4是示出當上述距離為Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；G5是示出當上述距離為-5mm (引導磁體1145在磁感應線圈1142內部)時的感測線圈輸出的曲線圖；G6是示出當上述距離為-1Omm時的感測線圈輸出的曲線圖；G7是示出當上述距離為-15mm時的感測線圈輸出的曲線圖；G8是示出當上述距離為-18mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖65所示，隨著引導磁體1145的體積變得甚至更小，在距離為IOmm的情況下(G2)的曲線圖變得與去除了引導磁體1145的情況下(Gl)的曲線圖幾乎相同，在其他條件下(例如，G3)的輸出變化範圍的減小變小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側的移動減小。圖66到68是示出按照引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離分類的上述結果的圖。圖66是示出當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為Omm時的結果的圖。在該圖中，Hl是示出當不存在引導磁體1145時的結果的曲線圖；H2是示出引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的結果的曲線圖；H3是示出引導磁體1145在五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c之間設置有絕緣體時的結果的曲線圖:H4是示出引導磁體1145由其間設置有絕緣體的三個磁片1145a、1145b和1145b構成時的結果的曲線圖；H5是示出引導磁體1145由一個磁片1145a構成時的結果的曲線圖。
如圖66所示，當存在引導磁體1145時，輸出變化範圍減小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側移動。圖67是示出當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為5mm時的結果的圖。在該圖中，Jl是示出當不存在引導磁體1145時的結果的曲線圖；J2是示出引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的結果的曲線圖；J3是示出引導磁體1145在五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c之間設置有絕緣體時的結果的曲線圖J4是示出引導磁體1145由其間設置有絕緣體的三個磁片1145a、1145b和1145b構成時的結果的曲線圖J5是示出引導磁體1145由一個磁片1145a構成時的結果的曲線圖。如圖67所示，當上述距離變大時，輸出變化範圍的減小變小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側的移動減小。圖68是示出當引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為IOmm時的結果的圖。在該圖中，Kl是示出當不存在引導磁體1145時的結果的曲線圖；K2是示出引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的結果的曲線圖；K3是示出引導磁體1145在五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c之間設置有絕緣體時的結果的曲線圖:K4是示出引導磁體1145由其間設置有絕緣體的三個磁片1145a、1145b和1145b構成時的結果的曲線圖；K5是示出引導磁體1145由一個磁片1145a構成時的結果的曲線圖。如圖68所示，當上述距離變大時，輸出變化範圍的減小變得更小，並且輸出發生變化的頻率向高頻側的移動減小得更多。圖69是描繪在中空引導磁體1145 (參照圖61A)中由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與感測線圈輸出之間的關係的圖。在該圖中，LI是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；L2是示出當中空引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為15mm時的感測線圈輸出的曲線圖山3是示出當上述 距離為12mm時的感測線圈輸出的曲線圖；L4是示出當上述距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；L5是示出當上述距離為8mm時的感測線圈輸出的曲線圖山6是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；L7是示出當上述距離為2mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖69所示，隨著中空引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離變大，輸出變化範圍變大，並且輸出發生變化的頻率向低頻側移動。圖70是描繪在大尺寸中空引導磁體1145 (參照圖61B)中由驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與感測線圈之間的關係的圖。在該圖中，Ml是示出當去除了引導磁體1145時的感測線圈輸出的曲線圖；M2是示出當大尺寸中空引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離為15mm時的感測線圈輸出的曲線圖；M3是示出當上述距離為12mm時的感測線圈輸出的曲線圖；M4是示出當上述距離為IOmm時的感測線圈輸出的曲線圖；M5是示出當上述距離為8mm時的感測線圈輸出的曲線圖；M6是示出當上述距離為5mm時的感測線圈輸出的曲線圖；M7是示出當上述距離為2mm時的感測線圈輸出的曲線圖。如圖70所示，隨著大尺寸中空引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離變大，輸出變化範圍變大，並且輸出發生變化的頻率向低頻側移動。圖71是示出按照引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離以及磁感應線圈1142的輸出振幅的幅度分類的上述結果的圖。在此，引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離表示從引導磁體1145的端面到磁感應線圈1142的中心的距離。此外，磁感應線圈1142的輸出振幅的幅度是相對於不存在引導磁體1145時的輸出振幅來表示的。在該圖中，NI是示出引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的結果的曲線圖；N2是示出引導磁體1145由其間設置有絕緣體的五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的結果的曲線圖；N3是示出引導磁體1145由其間設置有絕緣體的三個磁片1145a、1145b和1145b構成時的結果的曲線圖；N4是示出引導磁體1145由一個磁片1145a構成時的結果的曲線圖；N5是示出中空引導磁體1145時的結果的曲線圖；N6是示出大尺寸中空引導磁體1145時的結果的曲線圖。如圖71所示，在所有情況中，隨著上述距離變大，磁感應線圈1142的輸出振幅變大。此外，隨著引導磁體1145的體積變小，磁感應線圈1142的輸出振幅變大。更具體地說，即使使用由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成的引導磁體1145 (其是內置在囊狀內窺鏡1120中的相對較大的組件)或者大尺寸中空引導磁體1145，通過將引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離設置為10mm，也可以將感測線圈1152的輸出的減小控制到大約50%。此外，因為圓柱形引導磁體(中空引導磁體、大尺寸中空引導磁體)使得磁感應線圈1142中的磁場變得弱於實心引導磁體，所以可以使用圓柱形引導磁體來使得引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的距離更小。另選的是，可以增大圓柱形磁體的體積。結合上述結果來說明對由引導磁體1145形成的磁場在磁感應線圈1142的中心處的強度的測量。圖72是概括地例示用於測量由引導磁體1145形成的磁場強度的裝置的圖。如圖72所示，將用於測量引導磁體1145的磁場強度的高斯計1211設置為使其傳感器部1212大致對應於引導磁體1145的中心。因此，引導磁體1145的磁場與高斯計1211的傳感器部1212正交地相交。此外，當前測量中的距離表示從引導磁體1145的端面到傳感器部1212的中心的距離。圖73是描繪由引導磁體形成的磁場在磁感應線圈1142的中央處的強度與磁感應線圈1142的輸出振幅的幅度之間的關係的圖。輸出振幅的幅度是相對於不存在引導磁體1145時的振幅來表不的。 在該圖中，菱形( )表不引導磁體1145由五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的測量結果；方形(□)表示引導磁體1145由其間設置有絕緣體的五個磁片1145a、1145b、1145b、1145c和1145c構成時的測量結果;三角形(Λ)表示引導磁體1145由其間設置有絕緣體的三個磁片1145a、1145b和1145b構成時的測量結果；倒三角形(▽)表不引導磁體1145由一個磁片1145a構成時的測量結果；圓形(O)表不中空引導磁體1145時的測量結果；雙圓形(◎)表示大尺寸中空引導磁體1145時的測量結果。圖中的P表示根據上述測量點獲得的近似曲線。如圖73所示，無論引導磁體1145的形狀和體積如何，磁感應線圈1142的輸出振幅的幅度都隨著磁感應線圈1142的中央處的磁場強度增大而減小。更具體地說，如果在磁感應線圈1142的中央處產生的磁場的強度為大約5mT，則可以將感測線圈1152的輸出的減小控制到大約50%。因此，通過根據在磁感應線圈1142的中央處由引導磁體1145形成的磁場強度來確定引導磁體1145與磁感應線圈1142之間的設置距離，可以防止磁感應線圈1142的輸出振幅下降，由此，可以在要使用感測線圈1152檢測磁感應線圈1142的位置時更可靠地防止出現問題。現在，對當在磁感應線圈1142的位置處形成有引導磁體1145的靜態磁場和驅動線圈1151的交變磁場時在坡莫合金膜1141B中形成的磁場等進行說明。圖74是描繪坡莫合金膜1141B中的磁滯回線等的圖。在圖74中，由實曲線Pl和P2代表的磁化曲線表示當在坡莫合金膜1141B的位置處形成有引導磁體1145的靜態磁場時的特性。磁化曲線Pl是初始磁化曲線P1，其表示當最初使引導磁體1145靠近坡莫合金膜1141B時坡莫合金膜1141B中的靜態磁場與磁通量密度之間的關係。磁化曲線P2表示磁滯回線。在圖74中的磁滯回線中，橫軸表示在坡莫合金膜1141B的位置處形成的磁場的強度，縱軸表示在坡莫合金膜1141B中形成的磁通量密度。此外，在圖74中，由虛直線Ql、Q2和Q3代表的磁化曲線表示當在坡莫合金膜1141B的位置處形成有驅動線圈1151的交變磁場時的特性。直線Ql表示當在坡莫合金膜1141B的位置處沒有形成靜態磁場的情況下形成有交變磁場時的磁化曲線。直線Q2表示當在坡莫合金膜1141B的位置處形成有大約一半飽和磁場強度(He)的靜態磁場的情況下形成有交變磁場時的磁化曲線。直線Q2表示當在坡莫合金膜1141B的位置處形成有飽和磁場強度(He)的靜態磁場的情況下形成有交變磁場時的磁化曲線。直線Q1、Q2和Q3中的每一個的斜度表示可逆磁化率。圖75是示出坡莫合金膜1141B中的可逆磁化率的曲線圖。在圖75中，橫軸表示在坡莫合金膜1141B的位置處形成的磁場的強度，縱軸表示與在坡莫合金膜1141B的位置處形成的磁場相對的可逆磁化率。如圖75所示，可逆磁化率在坡莫合金膜1141B的位置處沒有形成磁場的狀態下出現最大值X α，並且隨著磁場強度上升而下降。在坡莫合金膜1141Β的位置處形成有飽和磁場強度(He)的磁場的狀態下，可逆磁化率為O。因此，在圖74中，因為直線Ql對應於在坡莫合金膜1141Β的位置處沒有形成靜態磁場的情況，所以它對於橫軸來說是梯度等於可逆磁化率Xa的直線。直線Ql在縱軸上的投影長度tl表示因坡莫合金膜1141B中的交變磁場而出現的磁通量密度變化範圍。

如圖74和75所示，直線Q2和Q3的斜率隨著在坡莫合金膜1141B的位置處形成的磁場的強度變高而變小。因此，直線Q2和Q3在縱軸上的投影長度t2和t3也變小，表示因坡莫合金膜1141B中的交變磁場而出現的磁通量密度變化範圍也變小。這些直線Ql、Q2和Q3的投影長度tl、t2和t3與磁感應線圈1142形成的感應磁場的強度相關，由此與感測線圈輸出相關。更具體地說，作為圖62所示的感測線圈輸出的示例，隨著上述投影長度tl、t2和t3變小，感測線圈輸出從Dl變化到D8，表示感測線圈輸出的最大值與最小值之間的差變小。當坡莫合金膜1141B的位置處的磁場強度等於飽和磁場強度時，如上述投影長度t3和感測線圈輸出D8所示，坡莫合金膜1141B幾乎不起作用，並且，磁感應線圈1142表現出與空氣芯線圈的性能相似的性能。圖76是例示坡莫合金膜1141B中的有效磁場的強度的示意圖。如圖76所示，當在坡莫合金膜1141B的位置處形成有引導磁體1145的外部靜態磁場(Hex)時，坡莫合金膜1141B被磁化(I)，並在其表面上出現N ( + )極和S (-)極。同時，由於在表面上產生N ( + )極和S (_)極,在坡莫合金膜1141B中形成有由如下等式表示的去磁場(Hd)。Hd=N (I/μ O) …(I)其中，N為坡莫合金膜1141Β中的沿靜態磁場(Hex)方向的去磁因數，μ O為真空中的導磁率。通過從引導磁體1145的靜態磁場(Hex)減去去磁場(Hd)，獲得在坡莫合金膜1141B中有效工作的有效磁場(Heff)，如下面的等式所表示。Heff=Hex - N (I/μ O)...(2)
只要上述有效磁場(Heff )不超出飽和磁場強度(He)，坡莫合金膜1141B就不會磁飽和。圖77是例示坡莫合金膜1141B中的去磁因數的示意圖。去磁因數(N)是取決於諸如坡莫合金膜1141B的由磁性材料形成的部件的形狀的因數。更具體地說，去磁因數在諸如坡莫合金膜1141B的膜部件的厚度方向上最大化，去磁因數在杆形部件的軸方向上最小化。在圖77所示的結構的情況下，因為引導磁體1145的靜態磁場(Hex)沿著坡莫合金膜1141B的厚度方向入射，所以去磁因數(N)最大化。因此，坡莫合金膜1141B中的去磁場(Hd)最大化，有效磁場(Heff)最小化。因為坡莫合金膜1141B中的有效磁場(Heff)變小，所以在圖75中的具有高可逆磁化率的區域中使用坡莫合金膜1141B。使用上述結構，因為可以通過對磁感應線圈1142採用由磁性材料構成的坡莫合金膜1141B來改進磁感應線圈1142的性能，所以可以防止在要檢測醫用磁感應及位置檢測系統1110的位置時出現問題。更具體地說，當將驅動線圈1151的交變磁場施加到磁感應線圈1142時，與沒有將坡莫合金膜1141B用於磁感應線圈1142的情況相比，由磁感應線圈1142形成的感應磁場的強度變高。因此，位置檢測單元1150可以更容易地檢測到上述感應磁場，由此，可以防止在要檢測醫用磁感應及位置檢測系統1110的位置時出現問題。此外，因為將坡莫合金膜1141B設置在因引導磁體1145的靜態磁場而在其中引起的磁通量密度沒有磁飽和的位置處，所以可以防止磁感應線圈1142的性能劣化。更具體地說，當將驅動線圈1151的交變磁場和引導磁體1145的靜態磁場施加到磁感應線圈1142時，與將坡莫合金膜1141B設置在使得其中的磁通量密度發生磁飽和的位置處的情況相比，磁感應線圈1142響應於交變磁場的強度變化響應而形成的感應磁場強度的變化範圍變大。因此，位置檢測單元1150可以更容易地檢測到上述感應磁場強度的變化範圍，由此，可以防止在要檢測醫用磁感應及位置檢測系統1110的位置時出現問題。
因為在磁感應線圈1142的位置處引導磁體1145的磁場取向與坡莫合金膜1141B中的去磁因數最小化的方向之間的角度為大約90度，所以引導磁體1145的磁場從與去磁因數最小化的方向不同的方向入射在坡莫合金膜1141B上。更具體地說，因為坡莫合金膜1141B的形狀為大致圓柱狀膜，所以引導磁體1145的磁場從去磁因數最大化的方向入射在坡莫合金膜1141B上。因此，可以使坡莫合金膜1141B中形成的去磁場最大化,並且可以使坡莫合金膜1141B中的有效磁場最小化。因為磁感應線圈1142設置在由引導磁體1145的磁場在坡莫合金膜1141B中形成的磁通量密度等於或小於坡莫合金膜1141B的飽和通量密度的一半的位置處，所以可以抑制坡莫合金膜1141B中的可逆磁化率的下降。因此，即使在坡莫合金膜1141B的位置處除了引導磁體1145的磁場以外還形成有驅動線圈1151的交變磁場，也可以防止坡莫合金膜1141B中形成的磁通量密度超出飽和通量密度，並且可以防止磁感應線圈1142的性能的劣化。因為沿著磁感應線圈1142的軸方向按一距離設置引導磁體1145和磁感應線圈1142，所以可以防止在要使用位置檢測單元1150檢測磁感應線圈1142的位置(即囊狀內窺鏡1120的位置)時出現問題。更具體地說，當因驅動線圈1151形成的交變磁場而在磁感應線圈1142中感應出電動勢時，防止了由於引導磁體1145屏 蔽上述交變磁場而減弱在磁感應線圈1142中感應出的電動勢。此外，防止了由於磁感應線圈1142感應出的磁場被引導磁體1145屏蔽而使得感測線圈1152對感應磁場的檢測劣化或不能進行。因此，可以按改進的精度來檢測囊狀內窺鏡1120的位置，並且防止了出現諸如不能檢測到囊狀內窺鏡1120的問題。因為將圖像形成部1130設置在囊狀內窺鏡1120中，所以可以獲取患者I體內的圖像作為生物信息。此外，使用LED1133，可以通過照亮患者I的體內而獲得容易視覺識別的圖像。因為將圖像形成部1130、電池1139等設置在磁感應線圈1142的中空結構中，所以與沒有將圖像形成部1130等設置在磁感應線圈1142中的情況相比，可以減小囊狀內窺鏡1120的尺寸。因此，可以更容易地將囊狀內窺鏡1120導入到患者I的體腔中。可以通過在芯部件1141A與磁感應線圈1142之間設置作為磁性材料的坡莫合金膜1141B來增強出現在感應磁場產生部1140中的感應磁場的強度。此外，通過將坡莫合金膜1141B形成為具有大致C形的剖面，防止了在坡莫合金膜1141B的剖面中出現按大致圓形流動的屏蔽電流。因此，可以防止因屏蔽電流而造成對磁場的屏蔽，並且可以防止對磁感應線圈1142中的磁場出現或接收的抑制。因為將多個磁片1145a、1145b以及1145c形成為板形，所以可以容易地將它們彼此層疊以構建引導磁體1145。此外，因為使1145a、1145b以及1145c沿它們的板厚度方向磁化，所以可以更容易地將它們彼此層疊，由此，可以更容易地製造引導磁體1145。此外,可以更容易地將絕緣體1145d插入磁片之間。此外,通過插入絕緣體1145d，可以使得屏蔽電流更難以在引導磁體1145中流動，由此，防止了磁感應線圈1142產生或接收的磁場被在引導磁體1145中流動的這種屏蔽電流所屏蔽。通過使驅動線圈1151形成的交變磁場的頻率與LC諧振電路1143的諧振頻率(LC諧振頻率)相同，與使用另一頻率的情況相比，可以產生具有更大振幅的感應磁場。因此，感測線圈1152可以容易地檢測到感應磁場，這使得容易檢測囊狀內窺鏡1120的位置。此外，因為交變磁場的頻率在LC諧振頻率附近的頻率範圍內變化，所以即使LC諧振電路1143的諧振頻率因環境條件(例如，溫度條件)的變化而改變，或者即使存在因LC諧振電路1143的個體差異而造成的諧振頻率偏移，也可以在LC諧振電路1143中造成諧振。將交變磁場從三個或更多個線性無關的不同方向施加到囊狀內窺鏡1120的磁感應線圈1142。因此，無論磁感應線圈1142的取向如何，都可以通過來自至少一個方向的交變磁場而在磁感應線圈1142中產生感應磁場。結果，無論囊狀內窺鏡1120的取向(旋轉軸R的軸方向)如何，始終可以在磁感應線圈1142中產生感應磁場；由此，提供了如下優點:始終可以通過感測線圈1152檢測到感應磁場，這使得可以始終準確地檢測其位置。此外，因為將感測線圈1152設置在相對於囊狀內窺鏡1120的三個不同方向上，所以強度可檢測的感應磁場作用於在三個方向上設置的感測線圈1152中的至少一個方向上設置的感測線圈1152上，這使得無論囊狀內窺鏡1120所在的位置如何，感測線圈1152都始終可以檢測到感應磁場。此外，如上所述，因為設置在一個方向上的感測線圈1152的數量為9個，所以確保了足夠數量的輸入以通過計算獲取總計六條信息，其中，這六條信息包括囊狀內窺鏡1120的X、Y和Z坐標、關於彼此正交並且與囊狀內窺鏡1120的旋轉軸R正交的兩個軸的旋轉相位φ和Θ，以及感應磁場的強度。通過將交變磁場的頻率設置為LC諧振電路1143發生諧振的頻率(諧振頻率)，與使用另一頻率的情況相比，可以產生具有較大振幅的感應磁場。因為感應磁場的振幅較大，所以感測線圈1152可以容易地檢測到感應磁場，這使得容易檢測囊狀內窺鏡1120的位置。此外，因為交變磁場的頻率在諧振頻率附近的頻率範圍內擺動，所以，即使LC諧振電路1143的諧振頻率因環境條件(`例如，溫度條件)的變化而改變，或者即使存在因LC諧振電路1143的個體差異而造成的諧振頻率偏移，只要變化的諧振頻率或偏移的諧振頻率包括在上述頻率圍中，也可以在LC諧振電路1143中造成諧振。因為位置檢測單元1150通過感測線圈選擇器1156來選擇檢測到高強度感應磁場的感測線圈1152的輸出，所以可以減小位置檢測單元1150必須計算的信息量，並且可以減小計算負荷。同時，因為可以同時減小計算處理量，所以可以縮短計算所需要的時間。因為驅動線圈1151和感測線圈1152位於囊狀內窺鏡1120的工作區域的任一側上的彼此相對的位置處，所以可以將驅動線圈1151和感測線圈1152設置為使得它們在其構造方面彼此不發生幹擾。通過控制作用於內置在囊狀內窺鏡1120中的引導磁體1145上的平行磁場的取向，可以控制作用於引導磁體1145上的力的取向，這使得可以控制囊狀內窺鏡1120的移動方向。因為同時可以檢測到囊狀內窺鏡1120的位置，所以可以將囊狀內窺鏡1120引導到預定位置，由此，提供了如下優點:可以基於檢測到的囊狀內窺鏡1120的位置來精確地引導囊狀內窺鏡1120。通過控制由在相互正交方向上彼此面對地設置的三對赫爾姆霍茨線圈1171Χ、1171Υ和1171Ζ產生的磁場的強度，可以將在赫爾姆霍茨線圈1171Χ、1171Υ和1171Ζ內部產生的平行磁場的取向控制為預定方向。因此，可以將按預定取向的平行磁場施加到囊狀內丟見鏡1120，並且可以使囊狀內規鏡1120沿預定方向移動。因為驅動線圈1151和感測線圈1152設置在赫爾姆霍茨線圈1171X、1171Y和1171Z的內側空間(其是患者I可以位於其中的空間)的周圍，所以可以將囊狀內窺鏡1120引導到患者I的體內的預定部位。通過使囊狀內窺鏡1120圍繞旋轉軸R旋轉，螺旋部1125產生沿旋轉軸的軸方向推動囊狀內窺鏡1120的力。因為螺旋部1125產生推力，所以可以通過控制囊狀內窺鏡1120的圍繞旋轉軸R的旋轉方向來控制作用於囊狀內窺鏡1120上的推力的方向。因為圖像顯示裝置1180基於關於囊狀內窺鏡1120的圍繞旋轉軸R的旋轉相位的信息來執行用於使顯示圖像沿與囊狀內窺鏡1120的旋轉方向相反的旋轉方向旋轉的處理，所以無論囊狀內窺鏡1120的旋轉相位如何，都可以在顯示部1182上顯示始終固定在預定旋轉相位的圖像，換句話說，囊狀內窺鏡1120看起來沒有圍繞旋轉軸R發生旋轉地沿旋轉軸R行進的圖像。因此，當操作員在視覺地觀察顯示在顯示部1182上的圖像的同時對囊狀內窺鏡1120進行引導時，與顯示圖像是隨同囊狀內窺鏡1120的旋轉而旋轉的圖像的情況相比，顯示按上述方式顯示為預定旋轉相位圖像的圖像使得操作員可以更容易地觀看，並且還使得更容易將囊狀內窺鏡1120引導到預定部位。第七實施例現在，參照圖78和79對本發明的第七實施例進行說明。根據這個實施·例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，囊狀內窺鏡的引導磁體的構造與第六實施例中的構造不同。因此，在該實施例中，僅參照圖78到79對囊狀內窺鏡的弓I導磁體附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖78是例示根據該實施例的囊狀內窺鏡的結構的圖。使用相同標號來表示與第六實施例中的部件相同的部件，由此不進行說明。如圖78所示，囊狀內窺鏡(醫用裝置)1320A主要由以下部件形成:外殼1121，其在內部容納了多種裝置；圖像形成部1130，其形成患者體腔中的通道的內表面的圖像；電池1139，其用於驅動圖像形成部1130 ;感應磁場產生部1140，其通過上述驅動線圈1151產生感應磁場；以及引導磁體(磁體)1345，其驅動並引導囊狀內窺鏡1320A。圖79A是例示圖78所示的囊狀內窺鏡1320A中的引導磁體1345的結構的正面圖。圖79B是引導磁體1345的側面圖。如圖79A和79B所示，引導磁體1345包括大致形成為板狀的一個大尺寸磁片(磁片)1345a、兩個中尺寸磁片(磁片)1345b、兩個小尺寸磁片(磁片)1345c、以及插在磁片1345a、1345b和1345c之間的諸如乙烯基片的絕緣體(絕緣材料)1345d，並且被構建為具有大致圓柱形狀。此外，使磁片1345a、1345b、1345c沿其表面方向(圖中的上下方向)磁化。更具體地說，箭頭所指的側對應於北極，相對側對應於南極。將磁片1345a、1345b和1345c用諸如粘合劑或模架(former)的固定部件1346固定，以使得它們不會因它們的磁力而彼此分離。因為具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統和囊狀內窺鏡的操作與第六實施例中的操作相同，所以省略對它們的說明。
使用上述結構，因為使磁片1345a、1345b和1345c沿其表面方向磁化，所以與使它們沿厚度方向磁化的情況相比，可以增大磁片1345a、1345b和1345c的磁力。從而，可以增大作為磁片1345a、1345b和1345c的集合體的引導磁體1345的磁力。第八實施例現在，參照圖80，對本發明的第八實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，囊狀內窺鏡的感應磁場產生部的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖80對囊狀內窺鏡的感應磁場產生部附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖80是例示根據該實施例的囊狀內窺鏡的結構的圖。根據該實施例的囊狀內窺鏡(醫用裝置)1420B具有結構不同的感應磁場產生部(感應磁場產生單元)1440，並且其他裝置具有不同布局。因此，僅對這兩點進行說明，省略對其他裝置的說明。在囊狀內窺鏡1420B的外殼1121內部，從前端部1123起按順序設置有透鏡組1132、LED1133、圖像傳感器1131、信號處理部1134、開關部1146、引導磁體1145、電池1139以及無線電裝置1135。引導磁體1145設置為靠近囊狀內窺鏡1420B的重心。感應磁場產生部1440按如下方式設置在外殼1121與電池1139等之間:覆蓋從LEDl 133的支承部件1138到電池1139的部件。如圖80所示，感應磁場產生部1440 (磁場產生單元、引導磁場產生單元)由以下部件形成:芯部件1441A，其形成為中心軸與旋轉軸R大致一致的圓柱形狀；磁感應線圈(內置線圈)1442，其設置在芯部件1441A的外周部上；坡莫合金膜(磁性物體)1441B，其設置在芯部件1441A與磁感應線圈1442之間；以及電容器(該圖中未示出)，其電連接到磁感應線圈1442並且構成LC諧振電路(電路)1443。磁感應線圈1442稀疏地纏繞在引導磁體1145所在的區域，密集地纏繞在前端部1123側和後端部1124側。因為具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統和囊狀內窺鏡的操作與第六實施例的操作相同，所以省略對它們的說明。使用上述結構，因為可以將引導磁體1145設置為靠近囊狀內窺鏡1420B的重心，所以與將引導磁體1145設置為略微朝向囊狀內窺鏡1420B的前端部1123側或後端部1124側的情況相比，可以容易地驅動並引導囊狀內窺鏡1420B。第九實施例現在，參照圖81，對本發明的第九實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，囊狀內窺鏡的感應磁場產生部的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖81對囊狀內窺鏡的感應磁場產生部附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖81是例示根據該實施例的囊狀內窺鏡的結構的圖。根據該實施例的囊狀內窺鏡(醫用裝置)1520C具有結構不同的感應磁場產生部(感應磁場產生單元)1540， 並且其他裝置具有不同布局。因此，僅對這兩點進行說明，省略對其他裝置的說明。如圖81所示，在囊狀內窺鏡1520C的外殼1121內部，從前端部1123起按順序設置有透鏡組1132、LED1133、圖像傳感器1131、信號處理部1134、引導磁體1145、開關部1146、電池1139、無線電裝置1135以及感應磁場產生部1540。感應磁場產生部1540由以下部件形成:芯部件1541，其由鐵氧體形成為中心軸與旋轉軸R大致一致的圓柱形狀；磁感應線圈(內置線圈)1542，其設置在芯部件1541的外周部上；以及電容器(該圖中未示出)，其電連接到磁感應線圈1542並且構成LC諧振電路(電路)1543。作為對上述鐵氧體的替代，芯部件1541可以由諸如鐵、坡莫合金或鎳的材料形成。因為具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統和囊狀內窺鏡的操作與第六實施例中的操作相同，所以省略對它們的說明。使用上述結構，因為將由電介質鐵氧體形成的芯部件1541設置在磁感應線圈1542的中央處，所以更容易使感應磁場集中在芯部件1541中，因此，產生的感應磁場甚至
變得更強。第十實施例現在，參照圖82和83，對本發明的第十實施例進行說明。根據這個 實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第九實施例的基本構造相同；然而，囊狀內窺鏡的引導磁體的結構與第九實施例的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖82和83對囊狀內窺鏡的引導磁體附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖82是例示根據該實施例的囊狀內窺鏡的結構的圖。根據該實施例的囊狀內窺鏡(醫用裝置)1620D具有結構不同的引導磁體(磁體)1645，並且其他裝置具有不同布局。因此，僅對這兩點進行說明，省略對其他裝置的說明。如圖82所示，在囊狀內窺鏡1620D的外殼1121內部，從前端部1123起按順序設置有透鏡組1132、LED1133、圖像傳感器1131、信號處理部1134、電池1139、開關部1146、無線電裝置1135以及感應磁場產生部1540。引導磁體1645按如下方式設置在外殼1121與電池1139等之間:覆蓋從LED1133的支承部件1138到電池1139的部件。圖83A是例示圖82所示的囊狀內窺鏡1620D中的引導磁體1645的結構的正面圖。圖83B是引導磁體1645的側面圖。如圖83A和83B所不，引導磁體1645包括:設置在上部區和下部區的磁片1645a ；設置在右側和左側的磁片1645b ;設置在斜區的磁片1645c ;以及設置在磁片1645a、1645b和1645c之間的絕緣體(絕緣材料)1645d，並且該引導磁體1645被構建成具有圓柱形狀。使磁片1645a沿板厚度方向磁化,使磁片1645b沿其表面方向磁化,使磁片1645c沿斜向磁化。在該圖中，箭頭所指的側對應於北極，相對側對應於南極。因為具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統和囊狀內窺鏡的操作與第九實施例中的操作相同，所以省略對它們的說明。使用上述結構，因為將圖像形成部1130、電池1139等設置在引導磁體1645的中空結構中，所以可以減小囊狀內窺鏡1620D的尺寸。第H^一實施例現在，參照圖84，對本發明的第十一實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第十實施例的基本構造相同；然而，囊狀內窺鏡的引導磁體的結構與第十實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖84對囊狀內窺鏡的引導磁體附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖84是例示根據該實施例的囊狀內窺鏡的結構的圖。根據該實施例的囊狀內窺鏡(醫用裝置)1720E具有結構不同的引導磁體(磁體)1745，並且其他裝置具有不同布局。因此，僅對這兩點進行說明，省略對其他裝置的說明。如圖84所示，在囊狀內窺鏡1720E的外殼1121內部，從前端部1123起按順序設置有透鏡組1132、LED1133、圖像傳感器1131、信號處理部1134、開關部1146、電池1139、感應磁場產生部1540以及無線電裝置1135。感應磁場產生部1540大致設置在囊狀內窺鏡1720E的中央處。在外殼1121與電池1139等之間的兩個位置處設置有引導磁體1745，更具體地說，將引導磁體1745設置為覆蓋從LEDl 133的支承部件1138到信號處理部1134和電池1139的部件。因為具有上述結構的醫用磁感應及位置檢測系統和囊狀內窺鏡的操作與第九實施例中的操作相同，所以省略對它們的說明。使用上述結構，因為可以將感應磁場產生部1540設置為靠近囊狀內窺鏡1720E的中央，所以與將感應磁場產生部1540設置為略微朝向囊狀內窺鏡1720E的前端部1123或後端部1124的情況相比，無需進行校正就可以檢測到囊狀內窺鏡1720E的正確位置。第十二實施例現在， 參照圖85和86，對本發明的第十二實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖85和86對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖85是示出位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的布置的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第六實施例中的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。如圖85所示，將位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)1850的驅動線圈(驅動部)1851和感測線圈1152設置為使得三個驅動線圈1851分別與X、Y和Z軸正交，並且感測線圈1152設置在分別與Y和Z軸正交的兩個平面線圈支承部件1858上。可以將如圖所示的矩形線圈、赫爾姆霍茨線圈或相對線圈用作驅動線圈1851。如圖85所示，在具有上述結構的位置檢測單元1850中，驅動線圈1851產生的交變磁場的取向平行於X、Y和Z軸方向並且線性無關，具有相互正交的關係。使用該結構，可以從線性無關且相互正交的方向向囊狀內窺鏡1120中的磁感應線圈1142施加交變磁場。因此，無論磁感應線圈1142的取向如何，與第六實施例相比，都更容易在磁感應線圈1142中產生感應磁場。此外，因為將驅動線圈1851設置為彼此大致正交，所以簡化了由驅動線圈選擇器1155對驅動線圈的選擇。如上所述,可以將感測線圈1152設置在垂直於Y和Z軸的線圈支承部件1858上，或者，如圖86所示，可以將感測線圈1152設置在位於囊狀內窺鏡1120的工作區域的上部中的傾斜線圈支承部件1859上。通過按這種方式來設置它們，可以將感測線圈1152設置為不與患者I發生幹擾。第十三實施例現在，參照圖87，對本發明的第十三實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖87對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖87是示出位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的布置的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第六實施例中的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。關於位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)1950的驅動線圈(驅動部)1951和感測線圈1152，如圖87所示，四個驅動線圈1951設置在同一平面中，感測線圈1152設置在位於與驅動線圈1951所在位置相對的位置處的平面線圈支承部件1958、以及位於與驅動線圈1951所在側相同一側的平面線圈支承部件1958上，囊狀內窺鏡1120的工作區域位於這兩個平面線 圈支承部件之間。將驅動線圈1951設置為使得任何三個驅動線圈1951產生的交變磁場的取向彼此線性無關，如該圖中箭頭所示。根據這個構造，不管囊狀內窺鏡1120相對於驅動線圈1951位於近區還是遠區，兩個線圈支承部件1958中的一個都始終位於囊狀內窺鏡1120附近。因此，在確定囊狀內窺鏡1120的位置時，可以從感測線圈1152獲得足夠強度的信號。第十三實施例的變型例接下來，參照圖88，對本發明第十三實施例的變型例進行說明。這個變型的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第十三實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的結構與第十三實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅使用圖88對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖88是示出位置檢測單元中的驅動線圈和感測線圈的定位的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第八實施例中的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。如圖88所示，關於位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)2050的驅動線圈1951和感測線圈1152，四個驅動線圈1951設置在同一平面中，感測線圈1152設置在位於與驅動線圈1951所在位置相對的位置處的曲面線圈支承部件2058、以及位於與驅動線圈1951所在側相同一側的曲面線圈支承部件2058上，囊狀內窺鏡1120的工作區域位於這兩個曲面線圈支承部件之間。線圈支承部件2058形成為朝著相對於囊狀內窺鏡1120的工作區域的外側凸起的曲面形狀，感測線圈1152設置在曲表面上。如上所述，線圈支承部件2058的形狀可以是朝著相對於工作區域的外側凸起的曲表面，或者它們可以是任何其他形狀的曲表面，並沒有具體限制。使用上述結構，因為提高了設置感測線圈1152的自由度，所以可以防止感測線圈1152與患者I發生幹擾。第十四實施例接下來，參照圖89，對本發明的第十四實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖89對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖89是描繪根據該實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的概況的圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第六施例中的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。如圖89所示，醫用磁感應及位置檢測系統2110主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡(醫用裝置)2120，其對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)2150，其檢測囊狀內窺鏡2120的位置；磁感應裝置1170，其基於檢測到的囊狀內窺鏡2120的位置和來自操作員的指令而引導囊狀內窺鏡2120 ;以及圖像顯示裝置1180，其顯示從囊狀內窺鏡2120發送來的圖像信號。 如圖89所示，位置檢測單元2150包括感測線圈1152，該感測線圈1152用於檢測在囊狀內窺鏡2120的磁感應線圈(內部磁場檢測部)中產生的感應磁場。在感測線圈1152與位置檢測裝置2150A之間設置有:感測線圈選擇器1156，其基於來自位置檢測裝置2150A的輸出，從感測線圈1152中選擇包括囊狀內窺鏡2120的位置信息等的AC電流；和感測線圈接收電路1157，其從通過感測線圈選擇器1156的AC電流提取幅值，並將該幅值輸出到位置檢測裝置2150A。將一振蕩電路連接到囊狀內窺鏡2120的磁感應線圈。通過將振蕩電路連接到磁感應線圈，無需使用驅動線圈等即可由磁感應線圈產生磁場，並且可以使用感測線圈1152來檢測產生的磁場。第十五實施例現在，參照圖90，對本發明的第十五實施例進行說明。根據這個實施例的醫用磁感應及位置檢測系統的基本構造與第六實施例的基本構造相同；然而，位置檢測單元的結構與第六實施例中的結構不同。因此，在該實施例中，僅參照圖90對位置檢測單元附近的情況進行說明，省略對磁感應裝置等的說明。圖90是示出位置檢測單元的驅動線圈和感測線圈的布局的示意圖。因為位置檢測單元的除了驅動線圈和感測線圈以外的其他部件與第六施例中的情況相同，所以這裡省略對它們的說明。如圖90所示，醫用磁感應及位置檢測系統2210主要由以下部件形成:囊狀內窺鏡(醫用裝置)2220，其對體腔中的通道的內表面進行光學成像，並且無線地發送圖像信號；位置檢測單元(位置檢測系統、位置檢測裝置、位置檢測器、計算裝置)2250，其檢測囊狀內窺鏡2220的位置；磁感應裝置1170，其基於檢測到的囊狀內窺鏡2220的位置和來自操作員的指令而引導囊狀內窺鏡2220 ;以及圖像顯示裝置1180，其顯示從囊狀內窺鏡2220發送來的圖像信號。如圖90所示，位置檢測單元2250主要由以下部件構成:驅動線圈(驅動部)2251，其用於在囊狀內窺鏡2220內的後面要說明的磁感應線圈中產生感應磁場；和驅動線圈選擇器1155，其用於基於後面要說明的感應電動勢信息來計算囊狀內窺鏡2220的位置，並且用於控制由驅動線圈2251產生的交變磁場。此外，驅動線圈2251形成為空氣芯線圈，並且由如圖所示的三個平面線圈支承部件1158支承在赫爾姆霍茨線圈1171XU171Y和1171Z的內側。在每一個線圈支承部件1158中按矩陣形式排列有9個驅動線圈2251，由此在位置檢測單元2250中設置有總計27個驅動線圈2251。如圖90所示， 圖像形成裝置1180由以下部件形成:圖像接收電路2281，其接收從囊狀內窺鏡2220發送來的圖像和後面要說明的感應電動勢信息；和顯示部1182，其基於接收的圖像信號和來自旋轉磁場控制電路1173的信號而顯示圖像。將用於檢測感應電動勢的電動勢檢測電路連接到囊狀內窺鏡2220的磁感應線圈。現在，對上述醫用磁感應及位置檢測系統2210的操作進行說明。驅動線圈選擇器1155通過基於來自位置檢測單元2250的信號而在驅動線圈2251中按時間順序進行切換，從而產生交變磁場。產生的交變磁場作用於囊狀內窺鏡2220的磁感應線圈上，從而產生感應電動勢。連接到磁感應線圈的電動勢檢測電路基於上述感應電動勢來檢測感應電動勢信
肩、O當向圖像接收電路2281無線地發送獲得的圖像數據時，囊狀內窺鏡2220將檢測到的感應電動勢信息(磁場信息)疊加在圖像數據上。接收到了圖像數據和感應電動勢信息的圖像接收電路2281將圖像數據發送給顯示部1180，並將感應電動勢信息發送給位置檢測部2250A。位置檢測部2250A基於感應電動勢信息來計算囊狀內窺鏡的位置和取向。使用上述結構，無需在位置檢測單元2250中設置感測線圈即可檢測囊狀內窺鏡的位置和方向。此外，通過將感應電動勢信息疊加在要發送的圖像數據上，位置檢測單元2250可以在無需在囊狀內窺鏡中設置新發送器的情況下工作。本發明的技術領域不限於前述第六到第十五實施例，可以在不脫離本發明的要旨的情況下在其範圍內應用各種變型例。例如，在對前述第六到第十五實施例的說明中，採用設置有圖像形成部1130的囊狀內窺鏡(醫用裝置)作為生物信息獲取單元。作為對圖像形成部1130的替代，可以採用多種裝置作為生物信息獲取單元，包括:設置有用於檢查出血位置的血液傳感器的囊狀醫用裝置；設置有用於執行基因診斷的基因傳感器的囊狀醫用裝置；設置有用於釋放藥品的藥品釋放單元的囊狀醫用裝置；設置有用於在體腔中設標記的標記單元的囊狀醫用裝置；以及設置有用於在體腔中收集體液和組織的體液及組織收集單元的囊狀醫用裝置。此外，儘管已經通過獨立於外部的囊狀內窺鏡的示例對第六到第十五實施例進行了說明，但是也可以適用於具有線纜以通過線纜連接到外部的囊狀內窺鏡。
權利要求
1.一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括 醫用裝置，該醫用裝置被插入患者體內，並且包括至少一個磁體和包括內置線圈的電路； 第一磁場產生部，該第一磁場產生部用於產生第一磁場； 磁場檢測部，該磁場檢測部用於檢測由於所述第一磁場而在所述內置線圈中感應出的感應磁場； 一組或更多組相對線圈，所述一組或更多組相對線圈用於產生要施加到所述至少一個磁體的第二磁場；以及 開關部，該開關部電連接到所述一組或更多組相對線圈， 其中，所述開關部僅在位置檢測單元檢測所述內置線圈的位置時斷開。
2.一種醫用裝置，該醫用裝置包括至少一個磁體和包括內置線圈的電路，所述內置線圈具有由磁性材料形成的芯， 其中，通過設置在患者體外的磁位置檢測單元來檢測所述內置線圈的位置，並且 其中，所述芯設置在由所述至少一個磁體產生的磁場沒有形成磁飽和的位置處。
3.根據權利要求2所述的醫用裝置，其中，所述芯的形狀如下在所述芯中在所述內置線圈的中心軸方向的去磁因數小於對於在其他方向的去磁因數；並且 所述至少一個磁體在所述芯位置處產生的磁場的方向是與所述中心軸方向相交的方向。
4.根據權利要求2所述的醫用裝置，其中，所述至少一個磁體在所述內置線圈的位置處產生的磁場的方向不同於所述芯中的去磁因數最小化的方向。
5.根據權利要求4所述的醫用裝置，其中，所述至少一個磁體在所述內置線圈的位置處產生的磁場的方向與所述芯中的去磁因數最小化的方向之間形成的角度大致為90度。
6.根據權利要求2或權利要求3所述的醫用裝置，其中，所述芯被定位為使得在所述中心軸方向的去磁因數小於在其他方向的去磁因數；並且 所述至少一個磁體在所述內置線圈的位置處產生的磁場的方向與所述中心軸方向大致正交。
7.根據權利要求6所述的醫用裝置，其中，所述至少一個磁體被設置為使得重心位於所述中心軸上；並且 所述至少一個磁體的磁化方向與所述中心軸大致正交。
8.根據權利要求2所述的醫用裝置，其中，所述內置線圈被設置在使得由所述至少一個磁體的磁場在所述芯的內部產生的磁通量密度是所述芯的飽和磁通量密度的1/2或更小的位置處。
9.根據權利要求2到8中的一項所述的醫用裝置，其中，所述電路為諧振電路。
10.根據權利要求2到9中的一項所述的醫用裝置，其中，所述內置線圈具有中空結構； 所述芯被形成為與所述中心軸方向垂直的剖面為大致C形；並且 所述芯被設置在所述中空結構的內部。
11.根據權利要求8或權利要求9所述的醫用裝置，所述醫用裝置還包括生物信息獲取單元，該生物信息獲取單元用於獲取關於患者身體內部的信息；其中，所述至少一個磁體具有中空結構，並且 其中，所述生物信息獲取單元的至少一部分設置在所述中空結構的內部。
12.根據權利要求2所述的醫用裝置，其中，所述至少一個磁體由多個磁片的組件形成，並且在所述多個磁片之間設置有絕緣體。
13.根據權利要求12所述的醫用裝置，其中，所述多個磁片被形成為大致板形。
14.根據權利要求13所述的醫用裝置，其中，所述多個磁片沿其厚度方向極化。
15.根據權利要求13所述的醫用裝置，其中，所述多個磁片按沿其表面的方向極化。
16.根據權利要求12或權利要求13所述的醫用裝置，其中，作為所述多個磁片的組件的所述至少一個磁體被形成為大致圓柱狀。
17.一種囊狀醫用裝置，其中，根據權利要求2到16中的一項所述的醫用裝置被插入患者體內，並包括生物信息獲取單元，該生物信息獲取單元用於獲取關於患者身體內部的信息
18.根據權利要求17所述的醫用裝置，其中，所述內置線圈具有中空結構，並且所述生物信息獲取單元的至少一部分被設置在所述中空結構內部。
19.根據權利要求17所述的醫用裝置，所述醫用裝置還包括電源單元，該電源單元用於驅動所述電路和/或所述生物信息獲取單元，其中，所述內置線圈具有中空結構，並且所述電源單元被設置在該中空結構內部。
20.根據權利要求17所述的醫用裝置，所述醫用裝置還包括電源單元，該電源單元用於驅動所述電路和/或所述生物信息獲取單元，其中，所述至少一個磁體具有中空結構，並且所述電源單元被設置在該中空結構內部。
21.一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括根據權利要求2至20中的一項所述的醫用裝置；和位置檢測單元，該位置檢測單元包括驅動部和磁場檢測部，所述驅動部用於在所述內置線圈中產生感應磁場，所述磁場檢測部用於檢測由所述內置線圈產生的感應磁場，其中，所述電路是產生從所述內置線圈指向所述位置檢測單元的磁場的磁場產生單元。
22.根據權利要求21所述的醫用磁感應及位置檢測系統，其中，所述位置檢測單元的所述驅動部在所述內置線圈所在的區域中形成磁場，並且，所述磁場產生單元通過所述內置線圈接收所述位置檢測單元產生的磁場，以從所述內置線圈產生感應磁場。
23.根據權利要求21或權利要求22所述的醫用磁感應及位置檢測系統，其中，所述位置檢測單元包括多個所述磁場檢測部和一計算裝置，該計算裝置用於基於所述多個磁場檢測部的輸出來計算所述內置線圈的位置和取向中的至少一個。
24.一種醫用磁感應及位置檢測系統，該醫用磁感應及位置檢測系統包括根據權利要求2至20中的一項所述的醫用裝置；和位置檢測單元，該位置檢測單元包括驅動部，該驅動部用於形成從多個方向到所述內置線圈所在的區域的磁場，其中，所述電路包括內部磁場檢測部和位置信息發送單元，所述內部磁場檢測部用於接收所述位置檢測單元形成的所述多個磁場，所述位置信息發送單元用於向所述位置檢測單元發送關於接收到的所述多個磁場的信息。
25.根據權利要求24所述的醫用磁感應及位置檢測系統，其中，所述位置檢測單元包括計算裝置，該計算裝置用於基於在所述內部磁場檢測部檢測到的關於所述多個磁場的信息來計算所述內置線圈的位置和取向中的至少一個。
26.根據權利要求23或權利要求25所述的醫用磁感應及位置檢測系統，所述醫用磁感應及位置檢測系統還包括引導磁場產生單元，該引導磁場產生單元設置在所述醫用裝置的工作區域的外部，用於產生要施加到所述至少一個磁體的驅動磁場；和磁場方向控制單元，該磁場方向控制單元用於通過所述引導磁場產生單元來控制所述驅動磁場的方向。
全文摘要
本發明提供位置檢測系統、引導系統、位置檢測方法、醫用裝置、和醫用磁感應及位置檢測系統。所述位置檢測系統使得無需調整即可對裝置進行位置檢測並且使得裝置可以製造得更緊湊且更便宜，該位置檢測系統包括具有磁感應線圈的裝置，即囊狀內窺鏡(20)；用於產生交變磁場的驅動線圈(51)；磁場傳感器(52)；用於位置計算頻率的頻率確定部(50B)；以及位置分析單元(50A)，其用於在位置計算頻率，基於在僅施加交變磁場時來自磁場傳感器(52)的輸出與在施加交變磁場和感應磁場時來自磁場傳感器(52)的輸出之間的差，計算裝置(20)的位置或取向或這兩者；並且，基於位置計算頻率來限制交變磁場的頻率範圍或磁場傳感器的輸出頻率範圍或這兩者。
文檔編號A61B5/06GK103251409SQ20131015148
公開日2013年8月21日 申請日期2005年12月16日 優先權日2004年12月17日
發明者佐藤良次, 內山昭夫, 木村敦志, 河野宏尚 申請人:奧林巴斯株式會社