JP2008283790A - 無線給電システム - Google Patents

Abstract

【課題】受電アンテナが如何なる方向に向きを変えた場合でも効率的な電力供給を可能とし、電力伝送の信頼性を向上すると共に省電力化を実現する。
【解決手段】信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の位置及び向きを検出した情報を受信し、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の受電効率が最も高くなるように送電アンテナユニット１１０の中から最適な送電アンテナ１１１の組み合わせを選択し、選択した送電アンテナ１１１の向きが受電アンテナ２１０の向きと一致する最適な軸方向を演算する。そして、信号処理部１３０は、選択及び演算結果に基づいて、駆動部１２０のアクチュエータ制御回路部１２１を制御し、選択した送電アンテナ１１１の向きを最適に設定した後、アンテナ駆動回路部１２２を介して対象となる送電アンテナ１１１を駆動し、カプセル内視鏡２０に電力を伝送する。
【選択図】図１

Description

本発明は、送電アンテナから受電アンテナに無線で電力を伝送する無線給電システムに関する。

近年、送電アンテナ（一次コイル）から受電アンテナ（二次コイル）に、磁界若しくは電磁界により遠隔的に電力を伝送する技術が開発され、有線での電力供給が困難な各種機器への無線給電システムとして適用されている。

このような無線給電システムの適用例は、例えば、特許文献１（特開２００４−１５９４５６号公報）に開示されている。この従来技術は、体外からの無線給電方式にて、体内のカプセル内視鏡等の医療用小型機器に電力を供給する無線給電システムへの適用例であり、患者の体内に存在する医療用小型機器に体外から磁界を印加し、医療用小型機器内に指向性を有する受電コイルを設けて電力を伝送するエネルギー供給装置として開示されている。

図２０及び図２１に、特許文献１に開示の従来技術の構成例を示す。図２０は、それぞれ異なる方向に磁界を発生するように人体の周辺に設置される複数の送電アンテナを、人体の正面から見た配置図であり、図２１は、人体の上部から見た配置図である。図２０及び図２１に示すように、複数の送電アンテナは、所定の３次元直交系の各軸に平行となる磁界を発生するように設置される。

詳しくは、図２０に示すように、複数の送電アンテナは、固定された３組の送電アンテナで、３次元の直交系の第１軸は、対向するヘルムホルツコイル型送電アンテナ１２ａ，１２ｂにより構成し、第１軸に直交する第２軸は、対向するヘルムホルツコイル型送電アンテナ１３ａ，１３ｂにより構成し、それらに直交する第３軸はソレノイドコイル型送電アンテナ１１により構成している。

動作としては、図２１に示すように、これらの３組の固定された送電アンテナ１１，１２ａ，１２ｂ，１３ａ，１３ｂから送信される磁界の方向と、機器に備えられた受電アンテナ１０１の向きに応じ、駆動する送電アンテナを切り替え、３組の送電アンテナの何れかから電力を送信する。

即ち、送電アンテナから送信される磁界の方向と、機器に備えられた受電アンテナ１０１の向きがある角度をもった場合でも、受電アンテナ１０１と送電アンテナとの磁気的な結合が最も大きい送電アンテナを選択することにより、受電アンテナ１０１に非接触にてエネルギー（電力）を効率良く供給できる構成・動作としている。
特開２００４−１５９４５６号公報

特許文献１に開示の技術は、それぞれ異なる方向に磁束を発生するように設置される複数の送電アンテナを備えるが、それぞれの送電アンテナの向きは固定された構成となっている。

従って、受電アンテナの向きと、選択駆動される送電アンテナから送信される磁束の向きが常に一致している、つまり平行になっているとは限らない。受電アンテナの向きと送電アンテナの向きが一致していない場合、受電アンテナと鎖交する発生磁束が減少することになり、受電電力が低下してしまうことになる。

例えば、送電アンテナから発生する磁束の向きと受電アンテナのなす角度が４５度の場合には、平行の場合に比べて受電電力が１／２に低下してしまう。すなわち、選択した送電アンテナと受電アンテナの姿勢によっては、効率的に電力エネルギー供給ができない虞がある。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、受電アンテナが如何なる方向に向きを変えた場合においても効率的な電力供給を可能とし、電力伝送の信頼性を向上すると共に省電力化を実現することのできる無線給電システムを提供することを目的としている。

上記目的を達成するため、本発明による無線給電システムは、無線方式により送電アンテナから受電アンテナに電力を伝送する無線給電システムにおいて、前記受電アンテナを内蔵する機器の周辺に複数の固定位置で配列され、個別に向きを可変可能な複数の送電アンテナと、前記送電アンテナの向きを、前記受電アンテナの配置状態及び受電状態に係る情報に基づいて可変制御する制御部とを備えることを特徴とする。

本発明によれば、受電アンテナが如何なる方向に向きを変えた場合においても、効率的な電力供給が可能となり、電力伝送の信頼性を向上すると共に省電力化を実現することができる。

本発明の無線給電システムは、送電側の装置に備えられた複数の送電アンテナから受電側の装置に備えられた受電アンテナに、無線（ワイヤレス）で電力を伝送するシステムである。以下に説明する各実施の形態においては、受電側の装置として、被検体の内部の画像を取得する主として医療用の小型機器であるカプセル内視鏡を例に取って説明するが、本発明は、受電側装置としてカプセル内視鏡以外にも適用可能であることは勿論である。以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。

［第１形態］
図１〜図８は本発明の実施の第１形態に係り、図１は無線給電システムの構成図、図２は送電アンテナ群を人体正面から見た構成図、図３は送電アンテナ群を頭部上方から見た構成図、図４は送電アンテナの構成を示す平面図、図５は制御の流れを示すフローチャート、図６は２つの送電アンテナが最適軸方向を向いている状態を示す説明図、図７は１つの送電アンテナを選択した状態を示す説明図、図８は４つの送電アンテナを選択した状態を示す説明図である。

図１に示す無線給電システムは、電力を無線送電する側の送電装置１０と、受電側のカプセル内視鏡２０とにより構成されている。カプセル内視鏡２０は、本形態においては、被験者の体内に経口挿入される医療用小型機器であり、被験者の体内で外部の送電装置１０から伝送される電力を受電して作動電力を確保し、体内の消化器系臓器等の画像を撮像して外部に送信する。

先ず、送電装置１０の構成について説明する。送電装置１０は、複数の送電アンテナ１１１，…を備えた送電アンテナユニット１１０、この送電アンテナユニット１１０を駆動する駆動部１２０、駆動部１２０を制御する制御部としての信号処理部１３０を備えて構成されている。

送電アンテナユニット１１０は、電力を伝送するための複数の送電アンテナ１１１，…と、各送電アンテナ１１１の向きを個別に可変するための複数のアクチュエータ１１２とを備えて構成されている。送電アンテナ１１１は、アンテナ軸方向に指向性を有しており、アクチュエータ１１２を介してアンテナ軸の向きを可変することができる。尚、送電アンテナユニット１１０及び送電アンテナ１１１の具体的な構成については後述する。

駆動部１２０は、信号処理部１３０からの制御信号を受けて各アクチュエータ１１２を駆動し、送電アンテナ１１１の向きを制御するアクチュエータ制御回路部１２１と、信号処理部１３０からの制御信号を受けて各送電アンテナ１１１を駆動するアンテナ駆動回路部１２２とを備えて構成されている。

信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０に内蔵された受電アンテナ２１０の位置及び向きを検出した情報を受信アンテナ１３１を介して受信し、この位置及び向き情報に基づいて、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の受電効率が最も高くなるように、送電アンテナユニット１１０の中から最適な送電アンテナ１１１の組み合わせを選択すると共に、選択した送電アンテナ１１１の向きが受電アンテナ２１０の向きと一致する最適な軸方向を演算する。

そして、信号処理部１３０は、選択及び演算結果に基づいて、駆動部１２０のアクチュエータ制御回路部１２１を制御し、選択した送電アンテナ１１１の向きを最適に設定した後、アンテナ駆動回路部１２２を介して対象となる送電アンテナ１１１を駆動し、交番磁界を発生させる。

一方、受電装置となるカプセル内視鏡２０は、受電アンテナ２１０と、受電回路部２２０と、機器部２３０とを基本構成として、更に、受電アンテナ２１０の位置及び向きを検出する位置・方位検出部２４０を備えている。

受電アンテナ２１０は、例えばカプセル内視鏡２０の長手方向に指向性を有し、空芯コイル或いは内部に透磁率の高い強磁性体のコアを有するコイルで構成されている。尚、受電アンテナとしては、特に制限がない限り強磁性体のコアを有するコイルを用いることが望ましく、受電効率の更なる向上が期待できる。

受電回路部２２０は、受電アンテナ２１０に印加された交番磁界を電力に変換し、機器部２３０に適した電源とする。例えば、機器部２３０が直流電源を必要とする場合、受電回路部２２０は、整流回路、平滑回路、二次電池や電気二重層コンデンサ等で構成され、機器部２３０に直流電流を供給する。

機器部２３０は、カプセル内視鏡としての主機能部に相当し、撮像部、画像処理部、情報伝達部等を備え、受電回路部２２０から供給される電力により動作する。

撮像部は、被写体を照明するための発光ダイオード等による照明系、被写体像を撮像素子の受光面に結像させるための撮像光学系、ＣＭＯＳイメージセンサ等の撮像素子及びこの撮像素子を駆動・制御するための回路等からなる撮像系を備えて構成されている。

また、画像処理部は、撮像素子から出力される電気信号（画像信号）を受けて所定の信号処理を施すものであり、この画像処理部で処理された信号は、情報伝達部から外部に送信される。情報伝達部は、画像処理部で処理された信号を外部に向けて送信するための変調送信アンテナ部と送信アンテナとを備えて構成されている。

尚、カプセル内視鏡２０の情報伝達部から送信された信号は、被験者の体外に配置された体外ユニット（図示せず）等で受信され、カプセル内視鏡２０で撮像した画像情報が記憶・蓄積される。この体外ユニットに記憶・蓄積された画像は、モニタ等に表示されて観察することができる。

位置・方位検出部２４０は、例えば、ジャイロ等を応用した磁気的な検出手法、超音波や電波の伝搬を利用した検出手法等を用いて、体内におけるカプセル内視鏡２０の位置・姿勢を、受電アンテナ２１０の位置・向き（方向）として検出するものであり、検出した位置及び姿勢情報を送電装置１０の信号処理部１３０に伝達するための送信アンテナ２４１を備えている。

尚、この位置・方位検出部２４０は、カプセル内視鏡２０内と体外との双方或いは一方に設けた装置として構成し、カプセル内視鏡の位置及び姿勢情報を検出するようにしても良く、例えばＸ線による人体透過画像により、これら情報を検出しても良い。

本実施の形態では、位置・方位検出部２４０から送信されたカプセル内視鏡２０の位置及び姿勢情報（受電アンテナ２１０の位置及び向き情報）を信号処理部１３０で受信し、この位置及び姿勢情報に基づいて、送電アンテナユニット１１０の中から最適な送電アンテナ１１１の組み合わせが選択され、選択した送電アンテナ１１１の向きが最適に可変制御される。次に、送電アンテナユニット１１０と、この送電アンテナユニット１１０を形成する各送電アンテナ１１１の構成について説明する。

図２に示すように、送電アンテナユニット１１０は、複数の送電アンテナ（送電アンテナ群）１１１，…と、この送電アンテナ群１１１，…を保持する保持体１１３とを主として構成されている。保持体１１３は、例えば被験者ＨＭが着用するベスト型或いはジャケット型の部材として形成され、外部電波による干渉妨害の影響を避けるため、電磁シールド繊維等から形成されている。

保持体１１３には、送電アンテナ群１１１，…がパッチアンテナのように所定の間隔で平面的に配置され、図３に示すように、被験者ＨＭに装着されたとき、被験者ＨＭの身体（胴体）表面に沿って複数の送電アンテナ１１１，…が体内のカプセル内視鏡２０（受電アンテナ２１０）を囲繞するように配置される。図３は、身体軸（上下方向）と略直交する一平面において、複数の送電アンテナ１１１ａ，１１１ｂ，１１１ｃ，１１１ｄ，１１１ｅ，１１１ｆ，１１１ｇ，１１１ｈ、１１１ｉ，１１１ｊが環状に配置される例を示している。

各送電アンテナ１１１は、具体的には、多軸の回転軸を有するジンバル構造で形成されている。次に、ジンバル構造の送電アンテナ１１１について図４に基づき説明する。

図４に示すように、送電アンテナ１１１は、保持体１１３に固設される外枠となる矩形状の固定枠１１４と、固定枠１１４内に回動自在に支持される矩形状の内枠１１５と、内枠１１５内に回動自在に支持されるアンテナ本体１１６とを備えて構成されている。アンテナ本体１１６は、アンテナをささえるプレートを含んでいる。

アンテナ本体１１６は、第１のヒンジ１１７，１１７により内枠１１５に回動自在に支持され、更に、内枠１１５は、第２のヒンジ１１８，１１８により固定枠１１４に回動自在に支持されている。ここで、内枠１１５の２個のヒンジ１１７，１１７が成す軸を第１の回転軸、固定枠１１４の２個のヒンジ１１８，１１８が成す軸を第２の回転軸とすると、第１の回転軸と第２の回転軸とは直交するように配置され、これにより、２自由度のジンバル構造が形成される。

以上のジンバル構造により、固定枠１１４の向きを変えることなく、第１，第２の回転軸を捩じることにより、アンテナ本体１１６を任意の方向に向けることが可能となる。第１，第２の回転軸は、回転モータ等からなるアクチュエータ１１２に連設されており、アクチュエータ１１２を作動させて第１，第２の回転軸を捩り駆動することにより、中央のアンテナ本体１１６の向きを変え、アンテナ本体１１６より発せられる交番磁界の方向を任意に可変することができる。

尚、アクチュエータ１１２としては、モータに限定されることなく、他の動力源を用いても良い。

前述したように、送電アンテナユニット１１０は被験者ＨＭの体外に配置され、体内のカプセル内視鏡２０の位置及び姿勢に対応して、送電アンテナ１１１の組み合わせが選択されると共に、選択された送電アンテナ１１１の向きが最適に制御される。次に、この制御動作について、図５のフローチャートを用いて説明する。

カプセル内視鏡２０の位置・方位検出部２４０において、カプセル内視鏡２０の位置情報信号と姿勢情報（以下、軸情報とする）とを検出し、送電装置１０の信号処理部１３０に向けて、位置情報信号及び軸情報信号が送信される。送電装置１０においては、先ず、ステップＳ１の処理として、信号処理部１３０がカプセル内視鏡２０の位置情報信号及び軸情報信号を受信し、それらの信号を元にカプセル内視鏡２０位置及び軸情報を得る。

次に、ステップＳ２の処理として、信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０の位置情報に基づいて、カプセル内視鏡２０に内蔵された受電アンテナ２１０の受電効率が最も高くなるように、送電アンテナユニット１１０の複数の送電アンテナ１１１，…の中から最適な組合せを選択する。

更に、信号処理部１３０は、受電アンテナ２１０の向きと一致する最適なアンテナ軸方向を計算し、選択した送電アンテナ１１１の向きを決定する（ステップＳ３）。送電アンテナ１１１の選択情報と軸方向の情報は、アクチュエータ制御回路部１２１に伝達され、アクチュエータ制御回路部１２１は、選択された送電アンテナ１１１が最適な向きとなるようにアクチュエータ１１２を駆動する。このアクチュエータ１１２の駆動により、選択された送電アンテナが駆動され、最適な軸方向を向くように動作する。

例えば、前述の図３の配置状態で説明すると、被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０に対し、ジンバル構造の複数の送電アンテナを備えた送電アンテナユニット１１０の中から、図６に示すように、受電アンテナ２１０と近い位置にある対向する２つの送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅを選択する。そして、選択した送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅの向きを、受電アンテナ２１０の軸方向にほぼ一致するような最適軸方向に制御する。

選択された送電アンテナ１１１の向きが最適に調整されると、アンテナ駆動回路部１２２により、選択された送電アンテナ１１１が所定の電力で駆動されて電力が送電される（ステップＳ４）。すなわち、送電アンテナ１１１からカプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０に向けて磁界が印加され、この送電アンテナ１１１からの磁界が受電アンテナ２１０で受信されて電力に変換され、カプセル内視鏡２０の動作電力が得られる。

このような一連の駆動・動作を、カプセル内視鏡の人体臓器内での移動に伴い時系列的に繰り返し、常に最適なジンバル構造の送電アンテナを選択すると共に、選択された送電アンテナの向きを変化させていく。尚、この時系列的な駆動・動作の繰り返しは、リアルタイムで行っても良いし、或いは一定間隔で行っても良い。若しくは、送電アンテナ１１１とカプセル内視鏡２０（受電アンテナ２１０）とが所定の関係を外れた場合に、送電アンテナ１１１の再選択及び向きの再設定の双方或いは一方を行うようにしても良い。

以上の動作説明においては、２つの送電アンテナを選択した場合で説明したが、これはあくまで１例であり、図７に示すように、１個の送電アンテナ１１１ａを選択するようにしても良く、或いは図８に示すように、３個以上の送電アンテナを選択するようにしても良い。図８においては、４個の送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅ，１１１ｆ，１１１ｊが選択された例を示している。

また、送電アンテナの組合せは、対向位置にある対でなくても良い。つまり、送電アンテナの方向を、図４で説明したようなジンバル構造によって任意に可変できるので、送電アンテナから発せられる交番磁界の向きと受信アンテナの軸方向とを一致させることができれば、必ずしも固定された対として選択する必要はなく、自由な送電アンテナの組合せが選択可能である。

以上のように、本形態においては、小型のジンバル構造を備えた送電アンテナを複数個配置し、その中から、カプセル内視鏡に内蔵された受電アンテナの受電効率が最適になるように送電アンテナを選択し、且つ最も受電効率が高くなるように送電アンテナの向きを傾ける。

すなわち、送電アンテナから発せられる交番磁界の方向を自由に調整することができるので、カプセル内視鏡に内蔵された受電アンテナの位置及びその向きに拘わらず、受電アンテナに最も効率的に結合するような方向性をもった交番磁界を送信することができるようになる。その結果、送電アンテナから受電アンテナに対して、電力供給のための有効な磁束を増やすことができ、効率的に電力供給することが可能となり、受電効率を向上することができる。

尚、本実施の形態では、保持体１１３として例えば被験者が着用するベスト型或いはジャケット型の部材として説明したが、これらに限定されることなく、同等の機能を有するものであれば何でも良いことは勿論である。

［第２形態］
次に、本発明の実施の第２形態について説明する。図９〜図１１は本発明の実施の第２形態に係り、図９は首振り構造を有する送電アンテナの斜視図、図１０は首振り構造を有する送電アンテナの側面図、図１１は送電アンテナの首振り状態を示す説明図である。

第２形態は、送電アンテナの方向を任意に可変する機構として、第１形態で説明したジンバル構造とは異なる首振り構造を採用するものである。

具体的には、図９，図１０に示すように、第２形態の送電アンテナ１１１＿２は、アンテナ本体３００をプレート３０１に装着し、このプレート３０１を支持柱３０２を介して固定基板３０３に立設して固定することで構成されている。固定基板３０３は、第１形態の送電アンテナ１１１の固定枠１１４に相当するものである。

ここで、支持柱３０２は、弾性変形が可能な部材で形成され、プレート３０１を固定基板３０３に対して自由に傾けることができる。従って、図１１に示すように、プレート３０１を傾けることで、固定基板３０３とのなす角度を任意に可変にできる構成としている。そのため、固定基板３０３の向きを変えることなく、アンテナ本体３００を任意の方向に向けることが可能となる。このような首振り構造により、アンテナ本体３００より発せられた交番磁界の方向が任意に可変できるようになる。

具体的に支持柱３０２を傾ける方法としては、例えば、支持柱３０２上の長手方向に、形状記憶合金３０４を貼り付けておき、形状記憶合金３０４の加熱・冷却による形状変化を利用して、支持柱３０２を傾ける。この場合、形状記憶合金３０４を複数貼り付けておき、それぞれの温度を調節すれば、任意の２次元方向にプレート３０１を傾けることが可能となる。

第２形態では、第１形態と同様に、送電アンテナの向きを可変にすることで、送電アンテナから発せられた交番磁界の方向を調整することができる。送電アンテナの選択及び向きの制御は、基本的に第１形態と同様であり、送電アンテナの向きの制御に関して、アクチュエータ制御回路部１２１は、アクチュエータとしての形状記憶合金３０４に通電する電流量を制御する等して支持柱３０２の傾きを調整し、アンテナ本体３００の方向がカプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の軸方向に一致するように制御する。

これにより、カプセル内視鏡に内蔵された受電アンテナの位置及びその向きに拘わらず、受電アンテナに効率的に結合するような方向性をもった交番磁界を発生することができる。その結果、送電アンテナから受電アンテナに対する有効磁束を増やすことができ、効率的に電力を供給することが可能となり、受電効率を向上することができる。

また、第２形態では、第１形態に比べ、駆動機構である支持柱３０２がアンテナ本体３００の下部に設けられるので、アンテナとして必要な表面積を縮小することができ、装置の小型化に貢献することができる。

［第３形態］
次に、本発明の実施の第３形態について説明する。図１２〜図１５は本発明の実施の第３形態に係り、図１２は無線給電システムの構成図、図１３は制御の流れを示すフローチャート、図１４は全送電アンテナをカプセル内視鏡の位置に向けた状態を示す説明図、図１５は受電効率が最も高い組み合わせを選択した状態を示す説明図である。

第３形態は、カプセル内視鏡から送信される信号を利用して送電アンテナ群の中から交番磁界を発生させる送電アンテナを選択し、その送電アンテナの傾きを制御する方法を、より簡便に実現するものである。

すなわち、前述の第１形態においては、カプセル内視鏡から送信される位置情報信号と姿勢情報信号とを利用し、カプセル内視鏡に内蔵された受電アンテナの受電効率が最も高くなるように送電アンテナの組合せを選択し、選択した送電アンテナの向きを最適な軸方向に向ける制御を実現している。これに対して、第３形態では、カプセル内視鏡の位置情報と受電電力をモニタした情報とを用い、受電アンテナの向き情報を得ることなく受電アンテナに最適な電力を供給する。

このため、第３形態では、カプセル内視鏡で実際に受電する電力を測定して得られる受電電力のモニタ結果と、カプセル内視鏡の位置情報とに基づいて、送電アンテナの向きを制御するようにしており、図１２に示すように、第１形態に対して、受電装置となるカプセル内視鏡２０の一部を変更し、これに対応して送電装置１０の信号処理部１３０の処理を一部変更している。

尚、第３形態における送電アンテナとしては、第１形態のジンバル構造の送電アンテナ１１１或いは第２形態の首振り構造の送電アンテナ１１１＿２と同様の構成のものを用いることができるが、以下では、送電アンテナ１１１として説明する。

具体的には、第３形態のカプセル内視鏡２０Ａは、第１形態のカプセル内視鏡２０の位置・方位検出部２４０を簡素化して、カプセル内視鏡（受電アンテナ）の位置情報のみを検出する位置検出部２４０Ａに変更し、更に、受電電力モニタ部２５０を備えている。受電電力モニタ部２５０は、カプセル内視鏡内の電気負荷に応じて受電アンテナ２１０のコイル両端電圧・電流の双方或いは一方を測定する等して受電電力をモニタし、受電電力モニタ情報を送信アンテナ２５１から送電装置１０の信号処理部１３０へ無線伝送する。

信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０Ａからの位置情報と受電電力モニタ情報とに基づいて、カプセル内視鏡２０の受電効率が最も高くなるような送電アンテナ１１１の組み合わせを選択し、選択した送電アンテナ１１１の向きを最適な軸方向に向ける制御を実現している。

その他の構成は第１形態と同様であり、第１形態と同じ構成要素については、同じ符号を付して、その説明を省略する。

次に、図１３に示すフローチャートを用いて、第３形態における制御動作について説明する。

カプセル内視鏡２０Ａにおいて、位置検出部２４０Ａでカプセル内視鏡２０Ａ（受電アンテナ２１０）の位置を検出し、位置情報信号が送電装置１０の信号処理部１３０に向けて送信される。送電装置１０においては、先ず、ステップＳ１１の処理として、信号処理部１３０でカプセル内視鏡２０Ａの位置情報信号を受信し、それらの信号を元にカプセル内視鏡（受電アンテナ２１０）の位置を検知する。

次に、ステップＳ１２の処理として、信号処理部１３０は、得られた位置情報を元に、送電アンテナユニット１１０の各々の送電アンテナ１１１がカプセル内視鏡２０Ａの位置を向くよう、アクチュエータ制御回路部１２１に制御信号を伝達する。アクチュエータ制御回路部１２１は、信号処理部１３０からの制御信号に基づいてアクチュエータ１１２を駆動し、全ての送電アンテナ１１１の向きがカプセル内視鏡２０Ａの検出位置を指すよう制御する。

すなわち、図１４に示すように、先ず、被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０Ａ（受電アンテナ２１０）の位置情報のみに基づいて、被験者ＨＭの体外に配置された全ての送電アンテナに対して、個々の送電アンテナのアンテナ軸がカプセル内視鏡２０Ａが存在する位置を指向するように制御する。図１４においては、複数の送電アンテナ１１１ａ，１１１ｂ，１１１ｃ，１１１ｄ，１１１ｅ，１１１ｆ，１１１ｇ，１１１ｈ、１１１ｉ，１１１ｊの各々がカプセル内視鏡２０Ａの受電アンテナ２１０を指向するように向きを可変されている。

全ての送電アンテナ１１１，…の向きを可変した後は、互いのアンテナ軸が一致しているアンテナの組合せ、すなわち互いに対向する送電アンテナの候補を抽出する（ステップＳ１３）。例えば、図１４に示す例では、送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅの組合せ、送電アンテナ１１１ｂ，１１１ｇの組合せ、送電アンテナ１１１ｃ，１１１ｈの組合せ、送電アンテナ１１１ｄ，１１１ｉの組合せの４通りの組合せが候補として抽出される。尚、図１４の例では、送電アンテナ１１１ｆと送電アンテナ１１１ｉは、対向する組み合わせが存在しないことになる。

続いて、抽出した組合せの候補の送電アンテナを、順次駆動し、カプセル内視鏡２０Ａの受電アンテナ２１０に向けて交番磁界を発生させる（ステップＳ１４）。カプセル内視鏡２０Ａにおいては、送電アンテナの各組み合わせ毎に発生する磁界から受電した電力を受電電力モニタ部２５０で測定し、受電電力量モニタ信号として、順次、信号処理部１３０に送信する（ステップＳ１５）。すなわち、図１４で説明した４通りの送電アンテナの組合せの場合、各組合せ毎のカプセル内視鏡２０Ａの受電電力量が信号処理部１３０に伝達される。

信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０Ａからの受電電力量モニタ信号を受信し、送電アンテナの各組合せ毎の受電電力量の大きさを比較し（ステップＳ１６）、最も受電電力量の大きな送電アンテナの組合せを抽出する（ステップＳ１７）。

図１４の例では、受電効率が最も高い（送電アンテナが発する交番磁界の向きと受電アンテナの軸方向が一致する）送電アンテナの組み合わせは、図１５に表した送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅの組合せとなり、この組合わせで持続的にカプセル内視鏡２０Ａに電力を供給する（ステップＳ１８）。

以上の処理をカプセル内視鏡の移動や向きの変化に応じて繰り返すことにより、常にカプセル内視鏡に効率的な給電を行うことができる。

このようにして最も受電効率の良い送電アンテナの組合せが選択され、選択された送電アンテナより電力を供給することにより、送電アンテナから受電アンテナに供給する磁束を最大化することができ、効率的に電力を供給することが可能となり、給電効率を向上することができる。

尚、以上の説明では、送電アンテナが２個の選択の場合で説明したが、これは１つの例であり、１個或いは３個以上であっても良いことは勿論である。

第３形態では、第１形態で必要とした姿勢情報よりも単純な受電電力モニタ情報を使用することにより、装置の簡素化を図りつつ給電の最適化が図れるという効果を有する。

［第４形態］
次に、本発明の実施の第４形態について説明する。図１６〜図１９は本発明の実施の第４形態に係り、図１６は無線給電システムの構成図、図１７は制御の流れを示すフローチャート、図１８は全ての送電アンテナをカプセル内視鏡の軸方向に向けた状態を示す説明図、図１９は受電効率が最も高い組み合わせを選択した状態を示す説明図である。

第４形態は、第３形態と同様、カプセル内視鏡から送信される信号を利用して送電アンテナ群の中から交番磁界を発生させる送電アンテナを選択し、その送電アンテナの傾きを制御する方法を、より簡便に実現するものである。

前述の第３形態においては、プセル内視鏡の位置情報信号と受電電力をモニタした情報とを用い、受電アンテナの向き情報を得ることなく受電アンテナに最適な電力を供給するようにしている。これに対し、第４形態では、カプセル内視鏡の姿勢情報と受電電力をモニタした情報とを用い、受電アンテナの位置情報を得ることなく受電アンテナに最適な電力を供給する。

このため、第４形態では、図１６に示すように、第３形態に対して、カプセル内視鏡２０Ａの位置検出部２４０Ａを、カプセル内視鏡の姿勢（受電アンテナの方向）情報のみを検出する方位検出部２４０Ｂに変更したカプセル内視鏡２０Ｂとしており、これに対応して送電装置１０の信号処理部１３０の処理を一部変更している。

尚、第４形態における送電アンテナも、第３形態と同様、第１形態のジンバル構造の送電アンテナ１１１或いは第２形態の首振り構造の送電アンテナ１１１＿２を採用することができる。第４形態においても、送電アンテナ１１１として説明する。

信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０Ｂからの姿勢情報と受電電力モニタ情報とに基づいて、カプセル内視鏡２０Ｂの受電効率が最も高くなるような送電アンテナ１１１の組み合わせを選択し、選択した送電アンテナ１１１の向きを最適な軸方向に向ける制御を実現している。その他の構成は第３形態と同様であり、第３形態と同じ構成要素については、同じ符号を付して、その説明を省略する。

次に、図１７に示すフローチャートを用いて、第４形態における制御動作について説明する。

カプセル内視鏡２０Ｂにおいて、方位検出部２４０Ｂでカプセル内視鏡２０Ｂ（受電アンテナ２１０）の位置を検出し、姿勢情報（軸情報）信号が送電装置１０の信号処理部１３０に向けて送信される。送電装置１０においては、先ず、ステップＳ２１の処理として、信号処理部１３０でカプセル内視鏡２０Ｂの軸情報信号を受信し、それらの信号を元にカプセル内視鏡（受電アンテナ２１０）の向きを検知する。

次に、ステップＳ２２の処理として、信号処理部１３０は、得られた軸情報を元に、送電アンテナユニット１１０の全ての送電アンテナ１１１，…の向きが、カプセル内視鏡２０Ｂの軸方向に一致するよう、アクチュエータ制御回路部１２１に制御信号を伝達する。アクチュエータ制御回路部１２１は、信号処理部１３０からの制御信号に基づいてアクチュエータ１１２を駆動し、全ての送電アンテナ１１１，…の向きがカプセル内視鏡２０Ａの軸方向に一致するよう制御する。

すなわち、図１８に示すように、先ず、被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０Ｂ（受電アンテナ２１０）の軸情報に基づいて、被験者ＨＭの体外に配置された全ての送電アンテナに対して、それぞれのアンテナ軸がカプセル内視鏡２０Ｂの軸方向となるように制御する。図１８においては、複数の送電アンテナ１１１ａ，１１１ｂ，１１１ｃ，１１１ｄ，１１１ｅ，１１１ｆ，１１１ｇ，１１１ｈ、１１１ｉ，１１１ｊの全てがカプセル内視鏡２０Ｂの受電アンテナ２１０の軸方向に一致するよう向きを可変されている。

全ての送電アンテナ１１１，…の向きを可変した後は、互いのアンテナ軸が一致しているアンテナの組合せ、すなわち互いに対向する送電アンテナの候補を抽出する（ステップＳ２３）。例えば、図１８に示す例では、送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅの組合せ、送電アンテナ１１１ｂ，１１１ｄの組合せ、送電アンテナ１１１ｊ，１１１ｆの組合せ、送電アンテナ１１１ｉ，１１１ｇの組合せの４通りの組合せが候補として抽出される。尚、図１８の例では、送電アンテナ１１１ｈと送電アンテナ１１１ｃは、対向する組み合わせが存在しないことになる。

続いて、抽出した組合せの候補の送電アンテナを、順次駆動し、カプセル内視鏡２０Ｂの受電アンテナ２１０に向けて交番磁界を発生させる（ステップＳ２４）。カプセル内視鏡２０Ｂにおいては、送電アンテナの各組み合わせ毎に発生する磁界から受電した電力を受電電力モニタ部２５０で測定し、受電電力量モニタ信号として、順次、信号処理部１３０に送信する（ステップＳ２５）。図１８の４通りの送電アンテナの組合せの場合には、４通りの組合せ毎に、カプセル内視鏡２０Ｂの受電電力量が信号処理部１３０に伝達される。

信号処理部１３０は、カプセル内視鏡２０Ｂからの受電電力量モニタ信号を受信し、送電アンテナの各組合せ毎の受電電力量の大きさを比較し（ステップＳ２６）、最も受電電力量の大きな送電アンテナの組合せを抽出する（ステップＳ２７）。

図１８の例では、受電効率が最も高い（送電アンテナが発する交番磁界の向きと受電アンテナの軸方向が一致する）送電アンテナの組み合わせは、図１９に表した送電アンテナ１１１ａ，１１１ｅの組合せとなり、この組合わせで持続的にカプセル内視鏡２０Ｂに電力を供給する（ステップＳ２８）。

以上の処理をカプセル内視鏡の移動や向きの変化に応じて繰り返すことにより、常にカプセル内視鏡に効率的な給電を行うことができる。

このようにして、第３形態と同様、最も受電効率の良い送電アンテナの組合せが選択され、選択された送電アンテナより電力を供給することにより、送電アンテナから受電アンテナに供給する磁束を最大化することができ、効率的に電力を供給することが可能となり、給電効率を向上することができる。

尚、以上の説明では、送電アンテナが２個の選択の場合で説明したが、これは１つの例であり、１個或いは３個以上であっても良いことは勿論である。

第４形態では、第１形態で必要とした位置情報よりも単純な受電電力モニタ情報を使用することにより、装置の簡素化を図りつつ給電の最適化が図れるという効果を有する。

尚、カプセル内視鏡の位置情報や姿勢情報を用いることなく、受電電力モニタ情報のみにより、給電形態の最適化を図ることも可能である。但し、その場合、送電アンテナ数が増すにつれて、最適な送電アンテナの組み合わせと向きの抽出に要する処理量及び処理時間が増大するため、高速・大容量の演算が可能なシステム構成とする必要がある。

また、上述した各実施の形態では、本発明に係る無線給電システムを医療用のカプセル内視鏡に適用した例について説明したが、本発明は医療用のカプセル内視鏡に限定されるものではなく、他の医療用或いは工業用機器へ無線給電を行うシステムにも適用できることは言うまでもない。

本発明の実施の第１形態に係り、無線給電システムの構成図 同上、送電アンテナ群を人体正面から見た構成図 同上、送電アンテナ群を頭部上方から見た構成図 同上、送電アンテナの構成を示す平面図 同上、制御の流れを示すフローチャート 同上、２つの送電アンテナが最適軸方向を向いている状態を示す説明図 同上、１つの送電アンテナを選択した状態を示す説明図 同上、４つの送電アンテナを選択した状態を示す説明図 本発明の実施の第２形態に係り、首振り構造を有する送電アンテナの斜視図 同上、首振り構造を有する送電アンテナの側面図 同上、送電アンテナの首振り状態を示す説明図 本発明の実施の第３形態に係り、無線給電システムの構成図 同上、制御の流れを示すフローチャート 同上、全送電アンテナをカプセル内視鏡の位置に向けた状態を示す説明図 同上、受電効率が最も高い組み合わせを選択した状態を示す説明図 本発明の実施の第４形態に係り、無線給電システムの構成図 同上、制御の流れを示すフローチャート 同上、全ての送電アンテナをカプセル内視鏡の軸方向に向けた状態を示す説明図 同上、受電効率が最も高い組み合わせを選択した状態を示す説明図 従来例に係り、人体の正面から見た送電アンテナの配置図 同上、人体の上部から見た送電アンテナの配置図

符号の説明

１０ 送電装置
２０，２０Ａ，２０Ｂ カプセル内視鏡
１１１，１１１＿２ 送電アンテナ
１２０ 駆動部
１２１ アクチュエータ制御回路部
１２２ アンテナ駆動回路部
１３０ 信号処理部
２１０ 受電アンテナ
２４０ 位置・方位検出部
２４０Ａ 位置検出部
２４０Ｂ 方位検出部
２５０ 受電電力モニタ部

Claims (8)

1. 無線方式により送電アンテナから受電アンテナに電力を伝送する無線給電システムにおいて、
   前記受電アンテナを内蔵する機器の周辺に複数の固定位置で配列され、個別に向きを可変可能な複数の送電アンテナと、
   前記送電アンテナの向きを、前記受電アンテナの配置状態及び受電状態に係る情報に基づいて可変制御する制御部と
   を備えることを特徴とする無線給電システム。
2. 前記受電アンテナの配置状態に係る情報を、前記受電アンテナの位置及び姿勢情報の少なくとも一方とすることを特徴とする請求項１記載の無線給電システム。
3. 前記受電アンテナの受電状態に係る情報を、前記受電アンテナの受電電力量情報とすることを特徴とする請求項１又は２記載の無線給電システム。
4. 前記複数の送電アンテナの向きを、前記情報に基づいて選択的に可変制御することを特徴とする請求項１〜３の何れかに記載の無線給電システム。
5. 前記受電アンテナの配置状態に係る情報を前記受電アンテナの姿勢情報として、該姿勢情報に基づいて全ての前記送電アンテナの向きを可変した後、前記受電電力量情報に基づいて前記送電アンテナを選択的に駆動することを特徴とする請求項３記載の無線給電システム。
6. 前記送電アンテナは、多軸のジンバル構造を有することを特徴とする請求項１〜５の何れかに記載の無線給電システム。
7. 前記送電アンテナは、多次元の首振り構造を有することを特徴とする請求項１〜５の何れかに記載の無線給電システム。
8. 前記受電アンテナは、カプセル内視鏡に内蔵される受電アンテナであることを特徴とする請求項１〜７の何れかに記載の無線給電システム。

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