JP2008283791A - 無線給電システム - Google Patents

Abstract

【課題】複数の送電アンテナの中から最も効率的に受電アンテナに給電することのできる送電アンテナを選択し、システムの給電効率を向上する。
【解決手段】体内におけるカプセル内視鏡２０の位置及び向きが位置・向き検出部１３０により検出され、検出された位置・向き情報がコントローラ１５０に入力される。コントローラ１５０は、検出された位置・向き情報と、予め磁界データ記憶部１５１に保持する磁界データとに基づき、カプセル内視鏡２０に最も大きな電力を受電させることのできる送電アンテナ（カプセル内視鏡２０に対して最も大きな電力を給電することのできる送電アンテナ）を複数の送電アンテナ１１２〜１１４の中から選択し、選択した送電アンテナのみを駆動する。
【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、以下、図１２及び図１３を用いて説明する。

図１２，図１３に示すように、被験者の体外には、ＸＹＺ軸方向に沿って、それぞれ一次コイルが配置されている。一次コイルはヘルムホルツ型の構成となっており、一次コイル１２ａ，１２ｂがＸ方向に磁界を発生させるコイル、一次コイル１３ａ，１３ｂがＹ方向に磁界を発生させるコイル、一次コイル１１ａ，１１ｂがＺ軸方向に磁界を発生させるコイルである。

医療用小型機器１００は、被験者の体内にあり、医療用小型機器１００の内部には、二次コイル１０１が配置されている。医療用小型機器１００が動作するために必要な電力は、一次コイルから放射された磁界を医療用小型機器１００の内部に搭載された二次コイル１０１が受信し、整流回路１０４で整流して医療用小型機器１００の電源として用いられる。

各軸方向の一次コイル１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂ，１３ａ，１３ｂは、一次コイル共振用コンデンサ２２，２４，２６を介して、それぞれがスイッチング回路２１，２３，２５と接続されている。そして、スイッチング回路２１，２３，２５には、直流電源１５が接続されている。

スイッチング回路２１，２３，２５からの高周波電圧が、一次コイル及び一次コイル共振用コンデンサの直列回路に印加されると、直列共振回路となって各一次コイルの軸方向に平行な磁界が発生する。各一次コイルには、それぞれエネルギー検出回路２８，３０，３２を設け、エネルギー検出回路２８，３０，３２の出力は、コンパレータ３６に入力する構成となっている。

さらに、コンパレータ３６からの出力は、スイッチング回路２１，２３，２５と直流電源１５との間のスイッチＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３に接続されている。また、スイッチＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３には、タイマ３５からのコントロール信号も接続されている。

この従来技術では、Ｚ方向の一次コイル１１ａ，１１ｂ、或いはＸ方向の一次コイル１２ａ，１２ｂ、或いはＹ方向の一次コイル１３ａ，１３ｂと、医療用小型機器１００中の２次コイル１０１との磁気的結合が強いほど、一次コイルに流れる電流が多くなることを利用して、効率的に医療用小型機器１００にエネルギーを供給するために、医療用小型機器（二次コイル）との磁気的結合が最も強い一次コイルを、複数の一次コイルの中から選択している。

具体的には、一定時間、複数の一次コイルを同時に駆動する。このとき、複数の一次コイルに設けられたエネルギー検出回路２８，３０，３２は、各一次コイルに流れる電流を検出し、エネルギーを算出する。算出結果は、コンパレータ３６に入力され、コンパレータ３６では、各エネルギー検出回路２８，３０，３２の出力を比較し、エネルギー検出回路の出力が最も大きい一次コイルのみ駆動し、他の一次コイルの駆動は停止するようにＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３を制御する。このような動作を行うことにより、常に最大のエネルギーを供給している一次コイルのみから磁界を発生させる。

この結果、エネルギー（送電電力）ロスの大きい、つまり給電効率の低い一次コイルからの磁界の発生は停止することになり、医療用小型機器１００に対して効率的なエネルギーの供給が可能になる。また、各一次コイルからのエネルギー検出は、タイマ３５により一定周期毎に行うことにより、体内での医療用小型機器１００の動きに対して追従することができる。
特開２００４−１５９４５６号公報

特許文献１（特開２００４−１５９４５６号公報）に開示の技術では、一次コイル１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂ，１３ａ，１３ｂ及び共振用コンデンサ２２，２４，２６（以下、一次コイルと共振用コンデンサからなる直列共振回路を送電アンテナとする）と、医療用小型機器１００（以下、カプセル内視鏡とする）との間の磁気的な結合が強いほど、送電アンテナに多くの電流が流れることを利用しており、複数の送電アンテナの中から最も磁気的な結合が強い送電アンテナを１つ選択するようにしている。

しかしながら、複数の送電アンテナが存在する場合、一般的には、カプセル内視鏡と送電アンテナの磁気的結合よりも、複数の送電アンテナ相互間の磁気的結合の方が強い。従って、送電アンテナの電流値を検出してエネルギーを比較する方法では、カプセル内視鏡と送電アンテナとの磁気的結合に基づいた送電アンテナの電流値の変化を検出することが困難になる可能性がある。

送電アンテナの電流値の変化を検出することが困難になると、最適ではない送電アンテナが選択される可能性があり、最適ではない送電アンテナが選択された場合、カプセル内視鏡を動作させるために本来必要な電流よりも大きな電流で送電アンテナを駆動してカプセル内視鏡を動作させることになり、結果的に給電効率の低下を招く虞がある。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、複数の送電アンテナの中から最も効率的に受電アンテナに給電することのできる送電アンテナを選択し、選択した送電アンテナのみを駆動することにより、システムの給電効率を向上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、無線方式により電力を送信するための複数の送電アンテナと、送信された電力を受電するための受電アンテナと、前記複数の送電アンテナを独立に駆動するための複数の駆動部とを有する無線給電システムにおいて、前記受電アンテナの配置状態に係る情報を検出する検出部と、前記送電アンテナから放射される磁界に係る磁界データを、前記送電アンテナ毎に記憶する磁界データ記憶部と、前記磁界データと前記受電アンテナの配置状態に係る情報とに基づいて、前記複数の送電アンテナを前記複数の駆動部を介して選択的に駆動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、複数の送電アンテナの中から最も効率的に受電アンテナに給電することのできる送電アンテナを選択することができ、システムの給電効率を向上することができる。

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７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はカプセル内視鏡の説明図、図３は被験者を正面から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図、図４は被験者を上から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図、図５は制御の流れを示すフローチャート、図６はカプセル内視鏡の方向ベクトルを示す説明図、図７は複数の送電アンテナを駆動した場合の合成ベクトル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、送電装置１０に備えた複数の送電アンテナ１１２，１１３，１１４で発生する交番磁界によって電力を伝送し、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０を介して電力を受電する。

カプセル内視鏡２０は、本形態においては、図２に示すように、被験者ＨＭの体内に経口挿入される医療用小型機器であり、被験者ＨＭ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。

ここで、カプセル内視鏡２０の概略構成について説明する。カプセル内視鏡２０は、撮像部、画像情報処理部、情報伝達部、電源部等を備えて構成されている。

カプセル内視鏡２０の撮像部は、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、カプセル内視鏡２０の画像処理部は、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ＨＭ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。

また、カプセル内視鏡２０の電源部は、撮像部や画像処理部及び情報伝達部に必要な電力を供給するためのものであり、受電アンテナ２１０からの受電電力の変換等を行う受電回路や受電電力によって充電されるバッテリ等を備えて構成されている。

尚、本形態においては、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０の軸方向は、カプセル内視鏡２０の長手方向と一致しているものとして説明するが、本発明はカプセル内視鏡の長手方向と受電アンテナの軸方向とが一致していない場合にも適用可能である。

一方、カプセル内視鏡２０に外部から電力を無線送電する送電装置１０は、図１に示すように、複数の送電アンテナ（本形態においては、３つの送電アンテナ）１１２，１１３，１１４と、これらの送電アンテナ１１２，１１３，１１４を個別に独立して駆動可能なアンテナ駆動部１１５，１１６，１１７と、アンテナ駆動部１１５，１１６，１１７を制御する制御部としてのコントローラ１５０とを基本構成として備えている。また、送電装置１０には、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の配置状態に係る情報を、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報として検出するための位置・向き検出部１３０が付属して設けられ、この位置・向き検出部１３０がコントローラ１５０に接続されている。

尚、アンテナ駆動部１１５〜１１７は、送電アンテナ１１２〜１１４を駆動するドライバ回路と駆動用の電源とを備えている。但し、電源は、各アンテナ駆動部に共通する電源として別に設けても良い。

送電アンテナ１１２〜１１４は、一次コイルと共振用コンデンサとを含む直列共振タイプの送電アンテナであり、それぞれヘルムホルツ型送電アンテナの構成となっている。すなわち、送電アンテナ１１２は、直列接続される２つの送電コイル１１２ａ，１１２ｂと共振用コンデンサ１１８とを備え、送電アンテナ１１３は、直列接続される２つの送電コイル１１３ａ，１１３ｂと共振用コンデンサ１１９とを備え、送電アンテナ１１４は、直列接続される２つの送電コイル１１４ａ，１１４ｂと共振用コンデンサ１２０とを備えて構成されている。

各送電アンテナ１１２〜１１４は、被験者ＨＭの体外に配置され、カプセル内視鏡２０が被験者ＨＭの体内にて正常に動作するような配置とされる。すなわち、被験者ＨＭを取り巻く３次元空間をＸＹＺ直交座標軸で表し、身体の前後方向をＸ軸方向、身体の左右方向（幅方向）をＹ軸方向、身体の上下方向（身長方向）をＺ軸方向としたとき、図３，図４に示すように、各送電アンテナ１１２〜１１４は、ＸＹＺ軸の３軸方向にヘルムホルツ型にてそれぞれ配置される。

具体的には、被験者ＨＭを正面から見たとき、図３に示すように、送電アンテナ１１３の２つの送電コイル１１３ａ，１１３ｂが被験者ＨＭに対してＹ軸方向（左右方向）にそれぞれ対向して配置され、送電アンテナ１１４の２つの送電コイル１１４ａ，１１４ｂが被験者ＨＭに対してＺ軸方向（上下方向）にそれぞれ対向して配置される。また、被験者ＨＭを上から見たときには、図４に示すように、送電アンテナ１１２の２つの送電コイル１１２ａ，１１２ｂが被験者ＨＭに対してＸ軸方向（体の前後方向）にそれぞれ対向して配置される。

各送電アンテナ１１２〜１１４は、コントローラ１５０の制御下でアンテナ駆動部１１５〜１１７により独立して駆動制御される。コントローラ１５０は、位置・向き検出部１３０によって検出した被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０の位置・向き情報（受電アンテナ２１０の位置・向き情報）と、コントローラ１５０内で各送電アンテナ１１２〜１１４毎に保持される磁界データとに基づいて、各アンテナ駆動部１１５〜１１７を制御する。

位置・向き検出部１３０は、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を、例えば、磁気的な手段により検出する。本形態においては、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０の軸方向がカプセル内視鏡２０の長手方向と一致しており、受電アンテナ２１０が指向性を有することから、位置・向き検出部１３０は、カプセル内視鏡２０の位置及び向きを、受電アンテナ２１０の位置及び向きとして検出している。

カプセル内視鏡２０の位置及び向きを検出する技術としては、例えば、特開２００５−３０４６３８号公報に開示の技術を適用することができる。この技術では、励磁用コイルと検出用コイルとを備え、励磁用コイルによってカプセル内視鏡内に設けた共振回路から磁界を発生させ、この磁界を検出用コイルで検出することで、カプセル内視鏡の位置及び向きを検出する。

尚、カプセル内視鏡の位置・向きを検出する技術については、上述した技術に限定するものではなく、いかなる検出手段及び方法を用いても良い。また、カプセル内視鏡の受電アンテナが指向性を有しない場合には、位置のみを検出すれば良く、例えば、カプセル内視鏡から発信される信号の受信強度に基づいて位置を特定することができる。

また、コントローラ１５０が保持する磁界データは、本形態においては、コントローラ１５０内のＲＯＭやフラッシュメモリ等からなる磁界データ記憶部１５１に、各送電アンテナ１１２〜１１４毎のデータとして記憶されている。詳細には、磁界データは、各送電アンテナ１１２〜１１４を駆動した際に発生する磁界強度の空間分布データであり、ＸＹＺ軸方向の各成分に分解したデータを、カプセル内視鏡２０が移動する空間領域内におけるカプセル内視鏡２０の位置毎に且つ各送電アンテナ毎に保持している。

尚、磁界データ記憶部１５１は、コントローラ１５０内部に設けることなく、コントローラ１５０に外部接続される磁気ディスク装置や光ディスク装置等で構成するようにしても良い。

次に、以上の構成による給電システムの動作について、図５のフローチャート及び図６，図７を用いて説明する。

被験者ＨＭの体内にカプセル内視鏡２０が飲み込まれると、位置・向き検出部１３０により、体内におけるカプセル内視鏡２０の位置及び向きが受電アンテナの位置及び向きとして検出され、検出された位置・向き情報がコントローラ１５０に入力される。コントローラ１５０は、検出された位置・向き情報と、予め磁界データ記憶部１５１に保持する磁界データとに基づき、以下の制御を実行する。

すなわち、コントローラ１５０は、検出された位置・向き情報と、予め磁界データ記憶部１５１に保持する磁界データとに基づき、各送電アンテナ１１２〜１１４から供給可能な電力を送電アンテナ毎に算出する。更に、コントローラ１５０は、算出した電力を元に、カプセル内視鏡２０に対して最も大きな電力を給電することのできる送電アンテナを送電アンテナ１１２〜１１４の中から選択し、選択した送電アンテナのみを駆動する。

この制御の詳細な手順を図５のフローチャートを用いて説明する。先ず、ステップＳ１の処理として、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を、被験者ＨＭの体外に設けた位置・向き検出部１３０によって検出し、コントローラ１５０に入力する。

次に、ステップＳ２の処理として、コントローラ１５０は、カプセル内視鏡２０が検出された位置及び向きにおける磁界データを磁界データ記憶部１５１から読み出し、カプセル内視鏡２０が受電可能な電力を、各送電アンテナ毎に算出する。磁界データ記憶部１５１に記憶されている磁界データは、各送電アンテナを一定の電流（例えば、単位電流）にて駆動した場合に放射される磁界データ（向き、大きさからなる）である。

カプセル内視鏡２０が受電可能な電力は、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナの軸方向と磁界のベクトルとが一致しているときに最大となり、一方、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルとがなす角度が９０度のときには、ほとんど電力が得られなくなり、受電電力は最小になる。

すなわち、カプセル内視鏡２０の受電電力は、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が０度のとき最大となり、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が大きくなる従い、徐々に減衰し、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が９０度のとき、受電電力は最小になる。

従って、カプセル内視鏡２０の向きと一致する方向に磁界を発生させることができる送電アンテナを選択して駆動することにより、効率良くカプセル内視鏡２０に給電することができる。

具体的には、カプセル内視鏡２０の受電電力は、磁界ベクトルとカプセル内視鏡２０の方向ベクトルとの内積として算出することができる。カプセル内視鏡２０の方向ベクトルをＡ、カプセル内視鏡２０の該場所での磁界ベクトルをＢとすると、方向ベクトルＡと磁界ベクトルＢとの内積（受電電力）Ｐは、以下の（１）式で算出することができる。
Ｐ＝｜Ａ｜｜Ｂ｜ｃｏｓθ
＝(Ａｘ・Ｂｘ＋Ａｙ・Ｂｙ＋Ａｚ・Ｂｚ) …（１）

（１）式において、Ａｘ，Ａｙ，Ａｚは方向ベクトルＡのｘｙｚ方向の各成分を表し、Ｂｘ，Ｂｙ，Ｂｚはカプセル内視鏡２０が検出された位置における磁界ベクトルＢのｘｙｚ方向の各成分を表している。また、θは磁界ベクトルＢと方向ベクトルＡとがなす角度である。

（１）式における方向ベクトルＡの大きさを１とし、図６に示すように、方向ベクトルＡの始点をＸＹＺ座標系の原点に設定したとき、各成分Ａｘ、Ａｙ、Ａｚは、方向ベクトルＡをＸＹ平面へ投影した線とＸ軸とのなす角度θ１と、ＸＹ平面と方向ベクトルＡとのなす角度θ２とを用いて、以下に示す（１−１），（１−２），（１−３）式によって算出することができる。
Ａｘ＝ｃｏｓθ１・ｃｏｓθ２ …（１−１）
Ａｙ＝ｓｉｎθ１・ｃｏｓθ２ …（１−２）
Ａｚ＝ｓｉｎθ２ …（１−３）

一方、送電アンテナ１１２〜１１４を駆動した際に発生する磁界もｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の各成分に分解することができ、（１）式における磁界ベクトルＢの各方向成分を、送電アンテナ１１２〜１１４が発生する磁界のｘｙｚ方向の各成分として求めることで、カプセル内視鏡２０の受電電力を算出することができる。

ここで、Ｘ軸方向に配置される送電アンテナ１１２を駆動した際に発生する磁界をＢ1として、そのｘ方向成分をＢ1ｘ、ｙ方向成分をＢ1ｙ、ｚ方向成分をＢ1ｚとする。また、Ｙ軸方向に配置される送電アンテナ１１３を駆動した際に発生する磁界をＢ2として、そのｘ方向成分をＢ2ｘ、ｙ方向成分をＢ2ｙ、ｚ方向成分をＢ2ｚとする。更に、Ｚ軸方向に配置される送電アンテナ１１４を駆動した際に発生する磁界をＢ3として、そのｘ方向成分をＢ3ｘ、ｙ方向成分をＢ3ｙ、ｚ方向成分をＢ3ｚとする。

前述したように、コントローラ１５０は、ＸＹＺ軸の各軸の送電アンテナ１１２〜１１４を駆動した際に発生する磁界のデータを、ｘｙｚ方向の各成分毎に予め保持している。この磁界データは、上述の磁界成分Ｂ1ｘ〜Ｂ3ｚを用いて表現すると、以下の（２）式で示すことができる。（２）式における９個の行列成分Ｂ1ｘ〜Ｂ3ｚは、それぞれがカプセル内視鏡２０の位置（ｘ，ｙ，ｚ）の関数となっている。

カプセル内視鏡２０の受電電力は、カプセル内視鏡２０の方向ベクトルＡと磁界ベクトルとの内積となるため、送電アンテナ１１２〜１１４の各々を駆動した際の受電電力をそれぞれＰｘ，Ｐｙ，Ｐｚとすると、カプセル内視鏡２０の位置情報（ｘ，ｙ，ｚ）とカプセル内視鏡の方向情報Ａｘ〜Ａｚとを位置・向き検出部１３０から取得することにより、（２）式の行列データを用いて、受電電力Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚを以下の（３）式により算出することができる。

以上のように、コントローラ１５０は、ステップＳ２の処理として、（３）式を用いて内積を計算することで、受電電力Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚを算出する。そして、次のステップＳ３の処理として、算出した受電電力Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚのうちで最も絶対値が大きくなる送電アンテナを選択し、選択した送電アンテナのみ駆動を開始する（ステップＳ４）。

例えば、受電電力Ｐｘが最も大きくなった場合、コントローラ１５０は、アンテナ駆動部１１５に対して送電アンテナ１１２を駆動するような制御信号を送信し、アンテナ駆動部１１６，１１７に対しては、送電アンテナ１１３，１１４の駆動を停止するような制御信号を送信する。

このようにすることにより、カプセル内視鏡２０に対して最も多くの電力を給電可能な送電アンテナのみを選択・駆動することが可能となる。結果、カプセル内視鏡２０に対して給電効率の低い送電アンテナが選択される可能性を排除し、無線給電システムとしての給電効率を向上することができる。

また、以上の動作を一定周期毎に繰り返すことにより、常に最適な送電アンテナを選択することが可能となり、カプセル内視鏡２０の移動による位置・向きの変化に対して、送電電力のロスを抑制することができ、常に効率良く電力を供給することができる。

以上の説明は、１つの送電アンテナを選択する場合であるが、条件によっては、２つ以上の送電アンテナを選択しても良い。次に、複数の送電アンテナを同時に駆動する場合について説明する。

複数の送電アンテナを同時に駆動した場合、発生する磁界は、複数の送電アンテナを同時に駆動したときの合成ベクトルとなる。ここでは説明の簡略化のため、ＸＹＺの各軸の送電アンテナをそれぞれ駆動した場合、発生する磁場は、ＸＹＺの各軸に平行な成分のみであるものとする。

例えば、Ｘ軸の送電アンテナ１１２とＹ軸の送電アンテナ１１３とを同時に駆動した場合、図７に示すように、発生する磁界は、Ｘ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ1とＹ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ2の合成ベクトルＢ12となる。この合成ベクトルＢ12は、Ｘ軸の送電アンテナに発生する磁界Ｂ1の大きさとＹ軸の送電アンテナに発生する磁界Ｂ2の大きさとが等しい場合、Ｘ軸とＹ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。

同様に、Ｙ軸の送電アンテナ１１３とＺ軸の送電アンテナ１１４とを同時に駆動した場合、発生する磁界は、Ｙ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ2とＺ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ3の合成ベクトルＢ23となり、Ｙ軸とＺ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。Ｚ軸の送電アンテナ１１４とＸ軸の送電アンテナ１１２とを同時に駆動した場合は、Ｚ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ3とＸ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ1との合成ベクトルＢ31となり、Ｚ軸とＸ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。

このように、複数の送電アンテナを駆動した場合、発生する磁界は合成ベクトルとなり、詳細には、ＸＹＺ軸の直交座標に平行な磁界だけでなく斜め方向の磁界も発生させることができる。

複数の送電アンテナを駆動した際に得られる電力は、それぞれの軸の送電アンテナを駆動した際に得られる電力の和と考えることができる。Ｘ軸の送電アンテナとＹ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｘｙ、Ｙ軸の送電アンテナとＺ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｙｚ、Ｚ軸の送電アンテナとＸ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｚｘは、それぞれ、以下の（４），（５），（６）式によって与えられる。
Ｐｘｙ＝Ｐｘ＋Ｐｙ …（４）
Ｐｙｚ＝Ｐｙ＋Ｐｚ …（５）
Ｐｚｘ＝Ｐｚ＋Ｐｘ …（６）

従って、１つの送電アンテナを駆動した場合と同様に、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し、検出した位置において磁界データとカプセル内視鏡２０の方向ベクトルＡとの内積から、カプセル内視鏡２０の受電電力を（４）〜（６）式を用いて算出することができる。そして、最も大きな受電電力をカプセル内視鏡２０に給電することが可能な複数の送電アンテナを同時に選択し、駆動を開始する。

２つの送電アンテナを駆動した場合、発生する磁界は合成ベクトルとなり、ＸＹＺ軸の直交座標に平行な磁界だけでなく、斜め方向の磁界を発生させることができるため、１つの送電アンテナのみを駆動した場合に比べて、カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、最適な向きの磁界を発生させることができる。

同様に、３つの送電アンテナを駆動した場合も、発生する磁界は合成ベクトルとなるため、カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、最適な向きの磁界を発生させることができる。カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、１つの送電アンテナ又は複数の送電アンテナを選択・駆動することにより、カプセル内視鏡２０の位置や向きによっては、送電電力のロスを更に低減することができ、より効率的な給電が可能となる。

特に、ＸＹＺ軸の各軸の送電アンテナをそれぞれ駆動した場合に発生する磁場が各軸に平行な成分のみであり、且つ、同じ電流で各送電アンテナを駆動した場合には、体内のカプセル内視鏡２０の位置に拘わらず同一の強度の磁界が発生するという単純な条件下での制御となる。この単純な条件下においては、カプセル内視鏡２０のｘｙｚ方向の向き成分Ａｘ，Ａｙ，Ａｚに比例する電流を、ＸＹＺ軸の各送電アンテナに流せば良い。

本形態においては、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報の検出頻度を上げることにより、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報の更新が速くなり、カプセル内視鏡２０の動きに対する追従応答性が向上し、送電のロスを小さくすることができる。

また、コントローラ１５０が保持している磁界データは、送電アンテナが給電する範囲をより細分化して磁界のデータを予め保持することにより、算出する受電電力の精度を向上させることができ、更に効率的にカプセル内視鏡２０に給電することができる。

尚、コントローラ１５０が予め内部に保持している磁界データは、事前に代表的なモデルを用いて実際に測定しても良く、シミュレーション等から求めた結果を利用しても良い。

また、本形態では、送電アンテナが３つの場合を例に示したが、必ずしも送電アンテナが３つである必要はなく、複数（２つ以上）の送電アンテナがあれば、本形態は適用可能であることは明白である。更に、送電コイルはヘルムホルツ型を例に取り説明したが、その他のタイプの送電コイルで有っても良い。

以上のように、本発明の実施の第１形態によれば、被験者の体内にあるカプセル内視鏡の位置・向き情報を検出し、検出した位置・向き情報と、それぞれの送電アンテナから放射される磁界データとから、カプセル内視鏡が受電可能な電力を算出し、カプセル内視鏡に最も多くの電力を受電させることのできる送電アンテナを、複数の送電アンテナの中から選択して駆動する。これにより、効率的にカプセル内視鏡に給電することができる。

また、複数の送電アンテナを取捨選択することにより、送電アンテナの軸方向以外の方向の磁界も発生させることができ、カプセル内視鏡が斜め方向になっても効率的にカプセル内視鏡に対して給電することができる。

［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８及び図９は本発明の実施の第２形態に係り、図８は無線給電システムの構成図、図９は制御の流れを示すフローチャートである。

第２形態は、前述の第１形態に対して、送電アンテナの駆動電流値を最適化するものである。このため、第２形態の無線給電システムは、図８に示すように、各送電アンテナ１１２，１１３，１１４に、それぞれ、電流検出用のセンシングコイルやアンプ回路等からなる電流検出部２０１，２０２，２０３を接続した構成となっており、各電流検出部２０１〜２０３の出力がコントローラ１５０に入力される。

コントローラ１５０は、送電アンテナを一定電流にて駆動した際に発生する磁界データを格納する磁界データ記憶部１５１に加え、カプセル内視鏡が動作するのに最適な電流値データを、送電アンテナ毎且つカプセル内視鏡が検出される位置毎に保持・記憶する電流データ記憶部１５２を備えている。最適な電流値とは、カプセル内視鏡が動作するのに、必要且つ十分な送電アンテナの駆動電流値のことである。

その他の構成は第１形態と同じであり、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。

以上の構成による第２形態の無線給電システムの動作について、図９のフローチャートを用いて説明する。

先ず、位置・向き検出部１３０により、被験者の体内にあるカプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し、コントローラ１５０に入力する（ステップＳ１１）。次に、コントローラ１５０は、検出したカプセル内視鏡２０の向きと、該位置における磁界データとから、カプセル内視鏡２０の受電電力を送電アンテナ毎に算出し（Ｓ１２）、カプセル内視鏡２０が最も多くの電力を受電できる送電アンテナを、複数の送電アンテナの中から選択し、駆動する（Ｓ１３）。この点に関しては、第１形態と同様である。

次に、選択した送電アンテナ（駆動する送電アンテナ）の電流値を、電流検出部２０１，２０２，２０３の対応する検出部で検出する（ステップＳ１４）。検出した電流値は、コントローラ１５０に入力され、カプセル内視鏡２０を検出した位置・向きデータから送電アンテナの駆動電流の最適値と比較される（ステップＳ１５）。その結果、検出した送電アンテナの電流値が最適値となっていない場合、コントローラ１５０は、カプセル内視鏡２０の動作に最適な電流値になるように送電アンテナの駆動電流を制御する（ステップＳ１６）。

具体的には、検出した送電アンテナの駆動電流が、コントローラ１５０の電流データ記憶部１５２に保持している送電アンテナの最適な電流値よりも大きい場合には、送電アンテナの駆動電流を小さくし、逆に検出した送電アンテナの駆動電流が、コントローラ１５０の電流データ記憶部１５２に保持している送電アンテナの最適な電流値よりも小さい場合には、送電アンテナの駆動電流を大きくするように制御する。

以上の動作を行うことにより、送電アンテナを最適な電流値にて駆動することができ、必要以上に大きな電流値にて駆動することがなくなり、効率的にカプセル内視鏡に給電することができる。前述したように、ここで最適な電流値とは、観察領域において、カプセル内視鏡が動作するのに必要且つ十分な電流である。

また、以上の動作を一定周期にて繰り返すことにより、常に最適な電流値にて送電アンテナを駆動することが可能となり、より効率的にカプセル内視鏡２０に対して給電することができる。更に、第１形態と同様に、カプセル内視鏡２０の検出頻度を上げることにより、カプセル内視鏡２０の動きに対する追従応答性が向上し、送電電力のロスが少なくなる。

第２形態では、カプセル内視鏡２０に最も効率よく給電することが可能な送電アンテナを選択することに加え、選択した送電アンテナの駆動電流をカプセル内視鏡２０が動作するのに必要且つ十分な電流値に設定することにより、必要以上に大きな電流値にて駆動することがなくなり、カプセル内視鏡２０に対する無駄な給電をなくして給電効率の低下を防止することができる。

尚、第２形態においても、送電アンテナが３つの場合を例に示したが、必ずしも送電アンテナが３つである必要はなく、複数（２つ以上）の送電アンテナがあれば、本形態は適用可能であることは明白である。また、送電コイルは、ヘルムホルツ型を例に取り説明したが、その他の送電コイルのタイプであっても良い。

以上のように、第２形態においては、前述の第１形態と同様な効果に加え、例えば、一次コイルと共振用コンデンサとを含む共振回路で構成される送電アンテナのＱ値が環境温度の変化により変動し、その結果、駆動電流が設定値より増大或いは減少した場合においても、電流を検出してコントローラ１５０にフィードバックできるため、送電アンテナの駆動電流を最適な値に設定することが常に可能となり、より効率的にカプセル内視鏡２０に電力を供給することができる。

［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１０及び図１１は本発明の実施の第３形態に係り、図１０は無線給電システムの説明図、図１１は制御の流れを示すフローチャートである。

第３形態は、ヘルムホルツ型送電アンテナの２つの送電コイルを電気的に分割し、分割した送電コイルを単独にて駆動できるように、それぞれ駆動部を設けるものである。すなわち、第２形態の構成では、各送電アンテナは２つの送電コイルを直列に接続していたが、第３形態では、ヘルムホルツ型の送電アンテナを２つに分割し、分割した送電コイルそれぞれに駆動部を設けた構成となっている。

具体的には、図１０に示すように、第２形態の送電アンテナ１１２の送電コイル１１２ａと送電コイル１１２ｂとを電気的に分割し、分割した送電コイル１１２ａ，１１２ｂに、それぞれに共振用コンデンサ１１８ａ，１１８ｂを直列接続して独立した共振回路のアンテナ部を構成する。各共振回路のアンテナ部には、それぞれアンテナ駆動部１１５ａ，１１５ｂを接続し、各送電コイル１１２ａ，１１２ｂをそれぞれ独立して駆動できるようにする。

同様に、ヘルムホルツ型の送電アンテナ１１３は、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとを電気的に分割して独立させ、送電コイル１１３ａ及び共振用コンデンサ１１９ａによる共振回路の送電アンテナと、送電コイル１１３ｂ及び共振用コンデンサ１１９ｂによる共振回路の送電アンテナとを、それぞれ個別に駆動するアンテナ駆動部１１６ａ，１１６ｂを設ける。

また、ヘルムホルツ型の送電アンテナ１１４は、送電コイル１１４ａと送電コイル１１４ｂとを電気的に分割して独立させ、送電コイル１１４ａ及び共振用コンデンサ１２０ａによる共振回路の送電アンテナと、送電コイル１１４ｂ及び共振用コンデンサ１２０ｂによる共振回路の送電アンテナとを、それぞれ個別に駆動するアンテナ駆動部１１７ａ，１１７ｂを設ける。

各アンテナ駆動部１１５ａ〜１１７ｂは、分割した送電コイルをヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして或いは単独で駆動できるよう、コントローラ１５０に接続されている。送電コイル１１２ａと送電コイル１１２ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合には、何れの場合においても、２つの送電コイルが同期して動作するよう、コントローラ１５０が制御する。

また、各送電アンテナの駆動電流を検出するため、送電コイル１１２ａ，１１２ｂ，１１３ａ，１１３ｂ，１１４ａ，１１４ｂには、それぞれ電流検出部２０１ａ，２０１ｂ，２０２ａ，２０２ｂ，２０３ａ，２０３ｂを設け、検出結果がコントローラ１５０に入力される。

コントローラ１５０は、第２形態と同様、磁界データ記憶部１５１、電流データ記憶部１５２に、それぞれ、磁界データ、カプセル内視鏡の最適電流値を保持しているが、第３形態では、磁界データ記憶部１５１には、ヘルムホルツ型の送電アンテナをペアで駆動した際に発生する磁界データに加え、ヘルムホルツ型の送電アンテナを単独で駆動した際に発生する磁界データも保持している。

その他の構成については、第２の実施の形態と同じ構成であり、同じ構成要素については、同じ符号を付けて詳細な説明を省略する。

次に、第３形態の無線給電システムの動作について、図１１のフローチャートを用いて説明する。

第３形態では、カプセル内視鏡２０の位置と向きにより、ヘルムホルツ型の送電アンテナをペアで駆動するか、単独で駆動するかを選択することができる。すなわち、発生する磁界の強さは、カプセル内視鏡が送電アンテナに近づけば近づくほど強くなるため、送電アンテナの近傍にカプセル内視鏡２０がある場合には、ヘルムホルツ型送電アンテナのペアのうち、どちらか一方だけを駆動しても、カプセル内視鏡２０が動作するのに十分な電力を供給することが可能な場合がある。

従って、第３形態では、先ず、第１，第２形態と同様に、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し（ステップＳ２１）、検出されたカプセル内視鏡２０の位置・向きの情報から、各送電アンテナを単独にて駆動したときの受電電力をコントローラ１５０で算出する（ステップＳ２２）。

次に、受電電力算出の結果に基づいて、ヘルムホルツ型送電アンテナのペアのうち、カプセル内視鏡２０に対して近い位置の送電アンテナのみを単独駆動しても、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給可能であるか否かを判断する（ステップＳ２３）。そして、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独駆動しても、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給可能であると判断した場合には、ペアとなるヘルムホルツ型送電アンテナのうち、カプセル内視鏡２０に対して近い位置の送電アンテナのみを駆動する（ステップＳ２４）。

例えば、送電コイル１１２ａの近傍にカプセル内視鏡２０があり、送電コイル１１２ａのみを駆動してもカプセル内視鏡２０に給電可能と判断した場合には、送電コイル１１２ａのみを駆動するようにする。

一方、受電電力を算出した結果が、ペアとなるヘルムホルツ型送電アンテナのうち、カプセル内視鏡２０に近い位置の送電アンテナのみの駆動では、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給できないと判断した場合は、ペアとなる送電コイルを同期させて駆動する（ステップＳ２５）。

ここで、送電アンテナの駆動電力について考える。ヘルムホルツ型送電アンテナをペア又は単独にて駆動する際の送電アンテナの駆動電流をＩＬ、ヘルムホルツ型送電アンテナの単独での抵抗をＲとすると、単独にて駆動した場合の駆動電力Ｐ１は、以下の（７）式で算出される。
Ｐ１＝ＩＬ²・Ｒ …（７）

一方、ヘルムホルツ型送電アンテナをペアにて駆動する場合は、送電アンテナの抵抗が２倍の２Ｒとなるので、駆動電流が等しいとすると、駆動電力Ｐ２は、以下の（８）式で算出される。
Ｐ２＝ＩＬ²・２Ｒ …（８）

従って、送電アンテナの駆動電力は、単独にて駆動した場合はペアで駆動したときの半分となり、少ない駆動電力にてカプセル内視鏡２０に対して電力を供給することができる。もし、カプセル内視鏡２０が、送電アンテナの近傍にあり、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独にて駆動しても、カプセル内視鏡２０に十分に給電できる場合は、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独にて駆動するようにする。

その後、送電アンテナの駆動電流を最適値に設定する（ステップＳ２６，Ｓ２７）。この電流値の最適化は、第２形態におけるステップＳ１５，Ｓ１６の処理と基本的に同様であり、カプセル内視鏡２０を検出した位置・向きデータから送電アンテナの駆動電流の最適値と比較することで、カプセル内視鏡２０の動作に最適な電流値になるように送電アンテナの駆動電流を制御する。

以上のように、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報に応じて、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独またはペアにて駆動することにより、常にペアにて駆動する場合よりも、送電アンテナの駆動電力の低減を図ることができる。すなわち、第３形態では、ヘルムホルツ型の送電アンテナを単独またはペアにて駆動することを選択可能にすることにより、更に小さい駆動電力にてカプセル内視鏡に給電することが可能となる。

尚、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、カプセル内視鏡の説明図 同上、被験者を正面から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図 同上、被験者を上から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図 同上、制御の流れを示すフローチャート 同上、カプセル内視鏡の方向ベクトルを示す説明図 同上、複数の送電アンテナを駆動した場合の合成ベクトルを示す説明図 本発明の実施の第２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 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 従来例に係り、エネルギー供給装置の構成図 同上、一次コイルの配置図

符号の説明

１０ 送電装置
２０ カプセル内視鏡
１１２〜１１４ 送電アンテナ
１１２ａ，１１２ｂ，１１３ａ，１１３ｂ，１１４ａ，１１４ｂ 送電コイル
１１５，１１６，１１７ アンテナ駆動部
１３０ 位置・向き検出部
１５０ コントローラ
１５１ 磁界データ記憶部
１５２ 電流データ記憶部
２０１〜２０３ 電流検出部
２１０ 受電アンテナ

Claims (7)

1. 無線方式により電力を送信するための複数の送電アンテナと、送信された電力を受電するための受電アンテナと、前記複数の送電アンテナを独立に駆動するための複数の駆動部とを有する無線給電システムにおいて、
   前記受電アンテナの配置状態に係る情報を検出する検出部と、
   前記送電アンテナから放射される磁界に係る磁界データを、前記送電アンテナ毎に記憶する磁界データ記憶部と、
   前記磁界データと前記受電アンテナの配置状態に係る情報とに基づいて、前記複数の送電アンテナを前記複数の駆動部を介して選択的に駆動制御する制御部と
   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として、前記受電アンテナの位置及び方向を検出し、
   前記磁界データと前記受電アンテナの位置及び方向とに基づいて、前記受電アンテナの受電可能な電力を算出し、算出した結果に基づいて複数の送電アンテナの中から少なくとも１つの送電アンテナを選択し、選択した送電アンテナのみを駆動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. 前記複数の送電アンテナの各々に対応して、前記受電アンテナを含む受電側の装置が動作するのに必要且つ十分な電力が得られる電流値を記憶する電流データ記憶部を備え、
   前記送電アンテナの駆動電流が前記電流データ記憶部に記憶した電流値に一致するよう制御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. 前記送電アンテナは、ヘルムホルツ型送電アンテナであ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. 前記ヘルムホルツ型送電アンテナの各送電コイルに共振用コンデンサをそれぞれ接続して独立した共振回路のアンテナ部を構成すると共に、各共振回路のアンテナ部を個別に駆動する駆動部を設けたことを特徴とする請求項４記載の無線給電システム。
6. 前記ヘルムホルツ型送電アンテナの各送電コイルは、ペア又は単独にて駆動されることを特徴とする請求項５記載の無線給電システム。
7. 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１〜６の何れかに記載の無線給電システム。

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