JP2008283792A - 無線給電システム - Google Patents

Abstract

【課題】無線により電力を伝送する装置の小型化や省エネルギー化を図りつつ、電力伝送効率を向上する。
【解決手段】演算制御部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、この位置及び向き情報に基づいて、電力電送効率が最も高くなる送電アンテナ１１１の位置及び向きを演算する。そして、演算制御部１３０は、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、送電アンテナ１１１の位置・向きを最適に設定した後、アンテナ駆動回路部１２２を介して送電アンテナ１１１を駆動し、磁界若しくは電磁界を発生させる。
【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に、特許文献１に開示の従来技術の構成例を示す。この構成例では、それぞれ異なる方向に磁界を発生するように設置される３組の一次コイル（一次コイル１１ａ，１１ｂ、一次コイル１２ａ，１２ｂ、及び、一次コイル１３ａ，１３ｂ）と、３組の一次コイルに対して所定の周期で変化する電圧を供給する電源装置とを備え、３組の一次コイルから発生する磁界により、医療用小型機器１００に備えられた二次コイル１０１に電気的エネルギーを誘起させるように構成されている。

このように構成することにより、一次コイル（送電コイル）の発生する磁界はｘ，ｙ，ｚの３軸方向の成分を有することになり、機器がどのような向きにあっても、機器に備えられた二次コイル（受電コイル）には有効磁界が印加することになる。すなわち、機器がどのような向きにあっても、その機器に対して非接触にてエネルギを供給できるようなエネルギー供給装置となっている。

ここで、カプセル内視鏡における無線給電システムでは、受電コイルは患者が飲み込めるようなカプセル内視鏡内にあるため、非常に小型となっている。一方、送電コイルは、対となるコイルのコイル間距離と等しくなるようにその直径は設計されており、体の周囲に配置されるため、最低でも２０〜３０ｃｍ程度以上となる。
特開２００４−１５９４５６号公報

しかしながら、特許文献１（特開２００４−１５９４５６号公報）に開示の技術においては、受電コイルは指向性を有するため、送電コイルと受電コイルとの角度を含めた位置関係によっては電力伝送効率が大きく変化してしまう。

つまり、受電コイルの指向性を有する軸（有効軸）の方向と送電コイルの３軸のうちの１つの軸方向が一致するような位置及び向きである場合には、送電コイルと受電コイルとの間における電力伝送効率は最大となるが、受電コイルの有効軸方向が送電コイルの軸方向と一致しない場合、電力伝送効率が低下するという問題がある。

例えば、受電コイルの有効軸方向が送電コイルのｚ（ｘ、ｙ）軸から４５°傾いた場合には、ｚ（ｘ、ｙ）軸からの電力伝送効率は１／２程度に減少してしまう。また、前述したように、受電コイルは送電コイルに比較して非常に小型であり、送電コイルと受電コイルの寸法差が大きいことから、送電コイルで発生した磁界が受電コイルに鎖交する割合が少なくなり、効率的に電力が伝送できないことが予想される。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、無線により電力を伝送する装置の小型化や省エネルギー化を図りつつ、電力伝送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、前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を可変可能な送電アンテナユニットと、前記受電アンテナの受電状態或いは前記送電アンテナの送電状態に基づいて、前記送電アンテナユニットを駆動し、前記受電アンテナに対する前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を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、無線により電力を伝送する装置の小型化や省エネルギー化を図りつつ、電力伝送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６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は被験者を正面方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図、図３は被験者を横方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図、図４は被験者を上方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図、図５は送電アンテナの可変状況を示す説明図、図６は制御の流れを示すフローチャートである。

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、電力伝送のための磁界若しくは電磁界の放射方向及び位置を可変可能な送電アンテナユニット１１０、この送電アンテナユニット１１０を駆動制御する制御部として、駆動部１２０及び演算制御部１３０を備えて構成されている。尚、駆動部１２０及び演算制御部１３０は、送電アンテナユニット１１０内に設けても良く、送電アンテナユニット１１０とは別体の装置として設けても良い。

送電アンテナユニット１１０は、磁界若しくは電磁界を発生させる送電アンテナ１１１と、この送電アンテナ１１１の位置及び向き（方向）を可変するための機構を駆動するアクチュエータ１１２とを主として構成され、アクチュエータ１１２を介して送電アンテナ１１１の位置及び向きを任意に可変することができる。送電アンテナユニット１１０の可変機構の具体的な構成については後述する。

尚、送電アンテナ１１１から発生させる磁界若しくは電磁界とは、比較的周波数の低い交流磁界や周期的に大きさが変化する磁界、高周波のマイクロ波等を含むものとする。本形態においては、送電アンテナ１１１は単体のコイルで構成され、コイルの中心軸方向に指向性を有している。

駆動部１２０は、演算制御部１３０からの制御信号を受けてアクチュエータ１１２を駆動し、送電アンテナ１１１の位置及び向きを制御するアクチュエータ制御回路部１２１と、演算制御部１３０からの制御信号を受けて送電アンテナ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。

演算制御部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、電力電送効率が最も高くなる送電アンテナ１１１の位置及び向きを演算する。そして、演算制御部１３０は、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、送電アンテナ１１１の位置・向きを最適に設定した後、アンテナ駆動回路部１２２を介して送電アンテナ１１１を駆動し、磁界若しくは電磁界を発生させる。

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、本形態においては、カプセル内視鏡２０の長手方向に指向性を有するソレノイド型のコイルによって構成されている。以下では、送電アンテナ１１１及び受電アンテナ２１０共に、指向性を示す方向を有効軸とする。

尚、受電アンテナ２１０は、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の何れでも良いが、受電効率を高めるため、強磁性体のコアを有するコイルを用いても良い。

受電回路部２２０は、受電アンテナ２１０に印加された磁界若しくは電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・向きを、受電アンテナ２１０の位置・向きとして検出するものであり、検出した位置及び向き情報を演算制御部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向き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。

前述したように、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の位置及び向き情報（受電アンテナ２１０の位置及び向き情報）を演算制御部１３０で受信し、この位置及び向き情報に基づいて、送電アンテナ１１１の位置・向きが可変制御される。次に、送電アンテナ１１１の位置・向きを可変とする送電アンテナユニット１１０の構成について説明する。

図２乃至図５に示すように、送電アンテナユニット１１０は、環状のガイドレール１１３と、このガイドレール１１３の外周に沿って移動可能なアクチュエータ部１１４と、このアクチュエータ部１１４に連設されてガイドレール１１３の中心軸と略並行に延出されるアーム１１５と、アーム１１５の先端側に取り付けられる送電アンテナ１１１とから構成されている。

アクチュエータ部１１４には、モータ等からなるアクチュエータ１１２が内蔵され、このアクチュエータ１１２の作動により、ガイドレール１１３の外周に沿って移動すると共に、アーム１１５を進退動作させ、送電アンテナ１１１を所望の位置に移動させることができる。

また、アクチュエータ部１１４は、アクチュエータ１１２の作動により、アーム１１５を介して送電アンテナ１１１を３次元的に揺動させ、所望の方向に送電アンテナ１１１を向けることができる。すなわち、送電アンテナ１１１は、図５に示すように、ｘ，ｙ，ｚの３軸の各方向それぞれに、或いは３軸を自由に組み合わせた方向に回転可能となっており、任意の方向に向きを変えることができるようになっている。

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。

送電アンテナユニット１１０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位置及び向きに制御される。すなわち、被験者ＨＭの身体の前後方向を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２乃至図４に示すように、送電アンテナユニット１１０は、被験者ＨＭの身体脇下のＸ軸方向にガイドレール１１３が配置されると共に、アーム１１５がＺ軸に沿って下方に延出されるように配置される。

従って、被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０の位置及び向きに追従して、送電アンテナ１１１の位置及び向きを自由に変えることが可能であり、カプセル内視鏡２０の位置に拘わらず、送電アンテナ１１１の有効軸と受電アンテナ２１０の有効軸とを略一致させ、電力伝送効率を向上させることができる。

次に、以上の構成による無線給電システムの動作について、図６のフローチャートを用いて説明する。ここでは、カプセル内視鏡２０の位置及び向き情報に基づいて送電アンテナ１１１の位置及び向きを制御・決定する処理について説明する。

最初のステップＳ１，Ｓ２の処理は、カプセル内視鏡２０側の処理であり、先ず、カプセル内視鏡２０の位置・方位検出部２４０は、カプセル内視鏡２０の位置及び方位情報を検出する（ステップＳ１）。次に、位置・方位検出部２４０は、検出した位置及び方位情報を送信アンテナ２４１を介して送電装置１０の演算制御部１３０に送信する（ステップＳ２）。

続くステップＳ３以降は、送電装置１０側の処理であり、演算制御部１３０は、カプセル内視鏡２０から伝送された位置及び方位情報に基づいて、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０の有効軸と送電アンテナ１１１の有効軸とが一致するような送電アンテナ１１１の位置及び向きを決定する。決定された送電アンテナ１１１の位置及び向きの情報は、アクチュエータ制御回路部１２１に伝達される（ステップＳ３）。

アクチュエータ制御回路部１２１は、演算制御部１３０からの情報に基づき、送電アンテナ１１１が最適な位置及び向きとなるようにアクチュエータ１１２を駆動する（ステップＳ４）。このアクチュエータ１１２の駆動により、先ず、アクチュエータ部１１４がガイドレール１１３上を移動し、アーム１１５端部の送電アンテナ１１１がカプセル内視鏡２０に対して最適な位置に調整される。そして、送電アンテナ１１１が所望の位置まで移動した後、アクチュエータ１１２により送電アンテナ１１１の向きが最適な向きとなるように可変・調整される。

送電アンテナ１１１の位置及び向きが最適に調整されると、アンテナ駆動回路部１２２により送電アンテナ１１１が所定の電力で駆動され、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０に向けて磁界若しくは電磁界が印加される（ステップＳ５）。この送電アンテナ１１１からの磁界若しくは電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。

ここで、送電アンテナ１１１の位置及び向きの制御は、リアルタイムで行っても良いし、ある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の位置及び向きの制御を行っても良い。更に、送電コイルの位置及び向きの両方を必ずしも制御する必要はなく、位置又は向きのどちらか一方のみを制御しても良い。

以上のように、送電アンテナの位置及び向きが決定されると、送電アンテナの有効軸と受電アンテナの有効軸とが一致或いはほぼ一致するようになるため、この時点で送電アンテナからカプセル内視鏡内の受電アンテナに向けて磁界若しくは電磁界を印加すると、電力伝送効率が高くなり、受電アンテナつまりカプセル内視鏡において、高効率の電力を得ることができる。

また、送電アンテナは位置及び向きとも可変となっているため、カプセル内視鏡により検査される体内臓器全てをカバーするような大きさは必要なく、より小型サイズのコイルで構成することが可能となる。このように、送電アンテナを小型化すれば、送電アンテナと受電アンテナの断面積の大きさの差が小さくなり、受電アンテナとの有効鎖交磁束割合が送電アンテナが大きい場合と比べて増加するため、更なる効率の向上が図れる。更に、電力伝送効率が向上するため、ムダな電力の送電が不要となり、省エネルギー化も実現できる。

尚、以上では、送電アンテナをコイル単体で構成する場合について説明したが、身体内のカプセル内視鏡に対して、対向する位置にもコイルを別途配置してヘルムホルツ型のような送電アンテナとすることも可能である。

［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７〜図１１は本発明の実施の第２形態に係り、図７は無線給電システムの構成図、図８は制御の流れを示すフローチャート、図９は送電アンテナの仮の位置決定を示す説明図、図１０は送電アンテナの仮の向き決定を示す説明図、図１１は送電アンテナの最終的な位置及び向きの決定を示す説明図である。

第２形態は、カプセル内視鏡２０で実際に受電する電力を測定し、この受電電力の測定結果に基づいて、送電アンテナ１１１の位置及び向きを最適に制御するものである。このため、図７に示すように、第２形態の無線給電システムは、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の演算制御部１３０における処理を一部変更している。

具体的には、第２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に代えて、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、受電電力量情報を送信アンテナ２５１から送電装置１０の演算制御部１３０へ無線伝送する。

演算制御部１３０は、カプセル内視鏡２０Ａからの受電電力量情報に基づいて、カプセル内視鏡２０Ａの受電電力がより大きくなるよう、送電アンテナ１１１の位置及び向きを反復的に可変設定し、最終的にカプセル内視鏡２０Ａの受電電力が最大となる送電アンテナ１１の位置及び向きを決定する。そして、決定した位置及び向きで送電アンテナ１１１を駆動する。

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。

以下、第２形態における制御例について、図８のフローチャートを用いて説明する。

先ず、カプセル内視鏡２０Ａの受電電力モニタ部２５０により、カプセル内視鏡２０Ａ内の受電アンテナ２１０における受電電力量が検出され（ステップＳ１１）、受電電力量情報が送信アンテナ２５１から演算制御部１３０に伝送される（ステップＳ１２）。演算制御部１３０は、伝送された受電電力量情報を、内部のワークメモリに記憶する（ステップＳ１３）。

次のステップＳ１４〜Ｓ１６の処理は、アンテナ駆動回路部１２２を介して送電アンテナ１１１を一定の電力で駆動し、送電電力を一定に保ったまま、アクチュエータ制御回路部１２１を介して送電アンテナ１１１の位置及び向きを可変する動作を繰り返すことにより、カプセル内視鏡２０Ａの受電電力が最大となる送電アンテナ１１１の位置及び向きを決定する処理である。

具体的には、先ず、演算制御部１３０は、ワークメモリに記憶した前回の受電電力量情報と、新たに入力される受電電力量情報とを逐次比較しながら、受電電力量が最大となるであろう仮の位置をおおよそ決定し、アクチュエータ１１２を駆動制御して送電アンテナ１１１を仮決めの位置まで移動させる。この仮決めの位置では、図９に示すように、カプセル内視鏡２０Ａの向きと送電アンテナ１１１の向きとは、必ずしも一致しない。

次に、仮の位置決めの後、同様にカプセル内視鏡２０Ａから入力される受電電力量情報を逐次比較することにより、図１０に示すように、送電アンテナ１１１の向きをおおよそ決定し、アクチュエータ１１２を駆動制御して送電アンテナ１１１を仮決めの向きとなるように移動させる。

続いて、同様の動作（位置の仮決め及び向きの仮決め）を繰り返して行うことにより、図１１に示すように、カプセル内視鏡２０Ａの受電電力が最大となる送電アンテナ１１１の最適な位置及び向きを最終的に決定する。そして、アクチュエータ１１２を駆動し、送電アンテナ１１１の位置及び向きを最終的な位置及び向きにセットする。

送電アンテナ１１１が最終的な位置及び向きにセットされた後は、ステップＳ１７の処理へ移り、演算制御部１３０は、アンテナ駆動回路部１２２を介して送電アンテナ１１１を駆動し、受電アンテナ２１０すなわちカプセル内視鏡２０Ａに向けて磁界若しくは電磁界を印加する。この送電アンテナ１１１からの磁界若しくは電磁界が受電アンテナ２１０で受信され、電力に変換されてカプセル内視鏡２０Ａの動作電力が得られる。

この場合、送電アンテナ１１１の位置及び向きの制御は、受電電力量に拘わらず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。もしくは、カプセル内視鏡２０Ａの受電アンテナ２１０の受電電力量が所定の電力量を外れた場合に、送電アンテナ１１１の位置及び向きの制御を行っても良い。更に、送電アンテナ１１１の位置及び向きの両方を必ずしも制御する必要はなく、位置又は向きのどちらか一方のみを制御するようにしても良い。

以上のようにして送電アンテナの位置及び向きが決定されると、受電アンテナの有効軸と送電アンテナの有効軸とが一致或いはほぼ一致するようになる。従って、この時点で送電アンテナからカプセル内視鏡内の受電アンテナに向けて磁界若しくは電磁界を印加することにより、電力伝送効率が高くなり、受電アンテナつまりカプセル内視鏡において高効率の電力を得ることができる。

また、送電アンテナは位置及び向きとも可変となっているため、カプセル内視鏡により検査される体内臓器全てをカバーするような大きさは必要なく、より小型サイズのコイルで構成することが可能となる。このように、送電アンテナを小型化すれば、送電アンテナと受電アンテナとの断面積の大きさの差が小さくなり、受電アンテナの有効鎖交磁束割合が送電アンテナが大きい場合と比べて相対的に増加するため、更なる効率の向上を図ることができる。更に、電力伝送効率が向上するため、ムダに電力を送電することがなくなり、省エネルギー化も実現することができる。

尚、以上では、送電アンテナを単体で使用する場合について説明したが、身体内のカプセル内視鏡に対して、対向する位置にもコイルを別途配置してヘルムホルツ型のような送電アンテナとすることも可能である。

また、以上の説明では、カプセル内視鏡の受電電力量情報から、それぞれ送電アンテナの最適な位置及び向きを決定する例について説明したが、カプセル内視鏡の受電電力量情報に、第１形態で説明したカプセル内視鏡の位置及び方位情報を適宜組み合わせることにより、送電コイルの最適な位置及び向きを決定するようにしても良い。

［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は磁気的な結合状態が弱い送電アンテナと受電アンテナとの配置関係を示す説明図、図１３は磁気的な結合状態が強い送電アンテナと受電アンテナとの配置関係を示す説明図、図１４は無線給電システムの構成図、図１５は制御の流れを示すフローチャートである。

第３形態は、送電アンテナと受電アンテナとの結合状態に基づいて、送電アンテナの最適な位置及び向きを決定するものであり、両者の結合状態は、送電アンテナの電流量から判断する。

すなわち、送電アンテナの駆動電圧が一定の場合、送電アンテナに流れる電流量は、送電アンテナと受電アンテナとの磁気的な結合状態に応じ増減し、送電アンテナと受電アンテナとの磁気的な結合状態が高くなる程、つまり、より効率の良い送電状態になる程、送電アンテナの電流量が増加する。

例えば、送電アンテナと受電アンテナとの配置関係が図１２，図１３に示すような関係にある場合について、両者を比較する。図１２の例では、被験者ＨＭの体内にあるカプセル内視鏡２０（カプセル内視鏡２０Ａ）の受電アンテナ有効軸に対して、送電アンテナ１１１の有効軸が異なる方向にずれており、磁気的な結合状態が弱くなっている。これに対し、図１３の例では、カプセル内視鏡２０（カプセル内視鏡２０Ａ）の受電アンテナ有効軸に、送電アンテナ１１１のコイル有効軸がほぼ一致しており、磁気的な結合が強く、図１２の配置関係にあるときよりも送電アンテナ１１１に流れる電流値が増加する。

以上を踏まえて、第３形態の無線給電システムは、図１４に示すように、第１形態或いは第２形態の送電装置１０に対して、送電アンテナ１１１の電流値を検出する電流検出部１２３を付加した送電装置１０Ａと、機能を簡素化したカプセル内視鏡２０Ｂとによって構成されている。

カプセル内視鏡２０Ｂは、第１形態のカプセル内視鏡２０、或いは第２形態のカプセル内視鏡２０Ａに対し、位置・方位検出部２４０や受電電力モニタ部２５０を備える必要がなく、受電アンテナ２１０と受電回路部２２０と機器部２３０とによる基本構成のカプセル内視鏡を用いることができる。

尚、この位置・方位検出部２４０や受電電力モニタ部２５０を不要とすることにより、送電装置１０Ａの演算制御部１３０においても、受信アンテナ１３１が不要となる。

このような構成による第３形態の無線給電システムは、図１５のフローチャートに示す制御により、送電アンテナ１１１の位置及び向きが最適化される。

すなわち、先ず、最初のステップＳ２１の処理として、電流検出部１２３は、送電アンテナ１１１に通電されている電流値を測定し、測定した電流値を演算制御部１３０に伝達してワークメモリに格納する（ステップＳ２２）。

次に、ステップＳ２３の処理として、演算制御部１３０は、アンテナ駆動回路１２２を介して送電アンテナ１１１に印加する電圧を一定に維持しながら磁界若しくは電磁界を発生させ、アクチュエータ制御回路部１２１を介して送電アンテナ１１１の位置及び向きを逐次変化させる。このとき、演算制御部１３０は、送電アンテナ１１１の位置及び向きを変化させる毎に、電流検出部１２３で送電アンテナ１１１の電流値を測定し、ワークメモリに記憶されている前回の位置及び向きでの電流値と比較する。

以上の処理を繰り返し、演算制御部１３０は、電流値が最も大きくなる位置及び方向を、送電アンテナ１１１の最適な位置及び向きとして決定し、決定した位置及び向きに基づく制御情報をアクチュエータ制御回路部１２１に伝達する（ステップＳ２４）。これにより、アクチュエータ制御回路部１２１は、アクチュエータ１１２を駆動して、送電アンテナ１１１を最適な位置及び向きに移動させる（ステップＳ２５）。

送電アンテナ１１１が最適な位置及び向きに移動した後、演算制御部１３０は、アンテナ駆動回路部１２２を介して送電アンテナ１１１を駆動し、カプセル内視鏡２０Ｂすなわち受電アンテナ２１０に向けて磁界若しくは電磁界を印加する（ステップＳ２６）。この送電アンテナ１１１からの磁界若しくは電磁界が受電アンテナ２１０で受信され、電力に変換されてカプセル内視鏡２０Ｂの動作電力が得られる。

以上の送電アンテナ１１１の位置及び向きへの具体的な制御は、第２形態における受電電力量が最大となる位置及び向きへの制御と同様であり、ここで、図９〜図１１を用いて説明する。

図９に示すように、演算制御部１３０は、ワークメモリに記憶した前回の位置及び向きでの送電アンテナ１１１の電流値と、新たな位置及び向きでの電流値とを逐次比較しながら、電流値が最大となる仮の位置をおおよそ決定し、図９に示すように、アクチュエータ１１２を駆動制御して送電アンテナ１１１を仮決めの位置まで移動させる。次に、仮の位置決めの後、図１０に示すように、送電アンテナ１１１の向きをおおよそ決定し、アクチュエータ１１２を駆動制御して送電アンテナ１１１を仮決めの向きとなるように移動させる。

続いて、同様の動作（位置の仮決め及び向きの仮決め）を繰り返して行うことにより、図１１に示すように、送電アンテナ１１１の電流値が最大となる位置及び向きを、最終的に送電アンテナ１１１の最適な位置及び向きとして決定し、アクチュエータ１１２を駆動し、送電アンテナ１１１の位置及び向きを最終的な位置及び向きにセットする。

この場合、送電アンテナ１１１の位置及び向きの制御は、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。もしくは、送電アンテナ１１１の電流値が所定の値を外れた場合に、送電アンテナ１１１の位置及び向きの制御を行っても良い。更に、送電アンテナ１１１の位置及び向きの両方を必ずしも制御する必要はなく、位置又は向きのどちらか一方のみを制御しても良い。

以上のようにして送電アンテナの位置及び向きが決定されると、受電アンテナの有効軸と送電アンテナの有効軸とが一致或いはほぼ一致するようになるため、この時点で送電アンテナからカプセル内視鏡内の受電アンテナに向けて磁界若しくは電磁界を印加することにより、電力伝送効率が高くなり、受電アンテナつまりカプセル内視鏡において高効率の電力を得ることができる。

また、送電アンテナは位置及び向きとも可変となっているため、カプセル内視鏡により検査される体内臓器全てをカバーするような大きさは必要なく、より小型サイズのコイルで構成することが可能となる。このように、送電アンテナを小型化すれば、送電アンテナと受電アンテナとの断面積の大きさの差が小さくなり、受電アンテナの有効鎖交磁束割合が送電アンテナが大きい場合と比べて相対的に増加するため、更なる効率の向上を図ることができる。更に、電力伝送効率が向上するため、ムダに電力を送電することがなくなり、省エネルギー化も実現することができる。

尚、以上では、送電アンテナを単体で使用する場合について説明したが、身体内のカプセル内視鏡に対して、対向する位置にもコイルを別途配置してヘルムホルツ型のような送電アンテナとすることも可能である。

また、以上の第３形態の説明では、送電アンテナの電流値から送電アンテナの最適な位置及び向きを決定する例について説明した。この例では、前述の第１形態や第２形態に対し、位置・方位検出部２４０や受電電力モニタ部２５０を用いる必要がなく、カプセル内視鏡の構成を簡素化することができるが、第１形態や第２形態と組み合わせることも可能である。すなわち、本形態の送電アンテナの電流値を最大とする手法、第１形態のカプセル内視鏡の位置及び方位情報を用いる手法、第２形態のカプセル内視鏡の受電電力量情報を用いる手法を適宜組み合わせ、送電コイルの最適な位置及び向きを決定するようにしても良い。

［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は本発明の実施の第４形態に係り、制御の流れを示すフローチャートである。

第４形態は、送電アンテナの位置及び向きを決定した後、カプセル内視鏡（受電アンテナ）の受電電力量に応じて送電コイルの送電電力を制御するものである。

ここでは、第２形態と同様にカプセル内視鏡の受電電力量に基づいて送電アンテナの位置及び向きを最適に設定した後、カプセル内視鏡の受電電力量に応じて送電電力を制御する例について説明するが、第１形態と同様にカプセル内視鏡の位置及び向きを検出して送電アンテナの位置及び向きを最適に決定した後、カプセル内視鏡の受電電力量に応じて送電電力を制御するようにしても良い。

第４形態は、以下に説明するように、第２形態に対して、演算制御部１３０内にカプセル内視鏡を正常に動作させるに適正な電力情報を記憶しておくものであり、その他の構成は、第２形態と同様である（図７のシステム構成参照）。

以下、このカプセル内視鏡の受電電力量に応じた送電電力の制御について、図１６のフローチャートを用いて説明する。

先ず、ステップＳ３１の処理として、カプセル内視鏡に設けられた受電電力モニタ部２５０により受電アンテナ２１０における受電電力量を検出し、この受電電力量が最大となる送電アンテナ１１１の位置及び向きを決定し、所定の電力で送電アンテナ１１１を駆動する。

このステップＳ３１の処理は、前述の第２形態で説明した通りであるが、第１形態で説明したように、受電アンテナ２１０の位置及び向きを検出して送電アンテナ１１１の位置及び向きを決定する場合には、受電アンテナ２１０の有効軸と送電アンテナ１１１の有効軸とが一致するように送電アンテナ１１１の位置及び向きを決定した後、送電アンテナ１１１を所定の電力で駆動する。

次に、受電電力モニタ部２５０は、カプセル内視鏡内の受電アンテナ２１０における受電電力量を改めて検出し、受電電力情報を送信アンテナ２５１から演算制御部１３０に送信する（ステップＳ３２）。

受電電力情報を受けた演算制御部１３０は、伝送された受電電力量情報と予め記憶しているカプセル内視鏡の適正電力情報とを比較することにより、受電電力量が適切な範囲内にあるか否かを判定し、送電電力の増減範囲を決定する（ステップＳ３３）。カプセル内視鏡の適正電力情報は、カプセル内視鏡の正常動作を保証する電源電圧範囲及び電流容量に基づいて予め設定されるものである。

そして、演算制御部１３０は、アンテナ駆動回路部１２２に送電電力増減の制御情報を伝達し、カプセル内視鏡の受電電力量が少ない場合には、送電アンテナ１１１からの送電電力を増大させ、カプセル内視鏡の受電電力量が多い場合、送電アンテナ１１１の送電電力を減少させる（ステップＳ３４）。この送電電力の増減制御は、送電アンテナ１１１からカプセル内視鏡に向けて印加される磁界若しくは電磁界の強弱によって達成される。

尚、カプセル内視鏡の受電電力量が適切な範囲内にあるか否かの判定は、リアルタイムで行っても良いし、或いは一定時間間隔毎に行っても良い。

第４形態においても、前述の各形態と同様、カプセル内視鏡の受電電力量を適切な範囲内に設定することができ、また、受電アンテナに対して送電アンテナを大きくする必要がなく、小型化が可能となる。

更に、第４形態においては、送電アンテナから必要以上の電力を送電することを回避し、送電効率をより向上することが可能であり、省エネルギー効果をより高めることができる。

［第５形態］
次に、本発明の実施の第５形態について説明する。図１７〜図１９は本発明の実施の第５形態に係り、図１７は受電アンテナの説明図、図１８は送電アンテナとカプセル内視鏡との配置関係を示す説明図、図１９はヘルムホルツ型送電アンテナの位置制御を示す説明図である。

以上の各実施の形態では、カプセル内視鏡内の受電アンテナが１軸のコイル有効軸を有し、カプセル内視鏡の長手方向に指向性を有する場合について説明したが、第５形態では、受電アンテナのコイル有効軸が多軸である場合について説明する。

多軸のコイル有効軸を有する受電アンテナの例は、図１７に示される。図１７に示す受電アンテナ２１０Ａは、３軸の有効軸を持つものであり、磁性体２１１に巻回されるコイル２１２がｘ，ｙ，ｚの３軸方向に互いに直交するように構成されている。ここでは、コイル２１２を磁性体２１１に巻いた構成としたが、空芯コイルでも構わない。

このように、互いに直交する３軸の有効軸を有する受電アンテナを用いると、１軸のみの有効軸を有する受電アンテナに比べて送電アンテナの有効軸と一致し易くなり、送電アンテナの最適な位置及び向きをより簡単に決定することが可能となる。送電アンテナと受電アンテナの有効軸が一致した場合には、第１形態或いは第２形態で説明したように、電力伝送効率が向上し、受電コイルではカプセル内視鏡の動作に十分な電力が得られる。

このような多軸の有効軸を有する受電アンテナに対しては、１つの送電アンテナを用いても良いが、複数の送電アンテナを用いることがより効果的である。すなわち、１軸の有効軸を有する受電コイルを用いた場合には、有効軸と一致する送電コイルの位置及び向きは１ヶ所のみであるが、３軸の有効軸を有する受電アンテナを用いると、受電アンテナの有効軸と一致する位置及び向きは３ヶ所となる。

図１８は、３軸の有効軸を有するカプセル内視鏡２０Ｃに対して、複数の送電アンテナを用いた例を示しており、図示の２つの送電アンテナ１１１ａ，１１１ｂは、何れもカプセル内視鏡２０Ｃ内の受電アンテナと異なる有効軸と一致しているが、カプセル内視鏡２０Ｃとの距離が異なる。その他、図示はしていないが、受電アンテナの残りの有効軸と一致する送電アンテナがある。

図１８の配置では、送電アンテナ１１１ａ，１１１ｂは、受電アンテナの有効軸と一致しているため、被験者ＨＭの体内にあるカプセル内視鏡２０Ｃに対して十分な電力伝送が可能となる。但し、送電アンテナ１１１ｂのほうが受電アンテナに距離が近いため、送電アンテナ１１１ａに比べて最適な位置及び向きにあり、電力伝送効率が高い。

以上のように、３軸（多軸）の有効軸を有する受電アンテナを用いることにより、送電コイルの位置及び向きの決定が容易となり、簡単な構成で容易に高効率の電力伝送が可能になる。そのため、第１乃至第４形態と同様、装置の小型化や省エネルギー化を実現することができる。

尚、本形態の受電アンテナは、第１乃至第４形態のカプセル内視鏡に適用できることは言うまでもなく、送電アンテナの位置や向きの決定及び制御は、基本的に第１或いは第２形態と同様な方法により可能となる。但し、受電アンテナの有効軸が３軸構成であるため、送電アンテナの厳密な位置や向きの決定は必要なくなり、制御を簡素化することができる。

また、第１及び第２形態でヘルムホルツ型の送電アンテナにも触れたが、本形態のような３軸構成の受電アンテナを用いることにより、図１９に示すように、被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０Ｃに対して、ヘルムホルツ型送電アンテナの各コイル１１１ｄ，１１１ｅの位置を、矢印で示すように平行移動させるのみ、つまり位置の制御のみで、十分な電力を得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、被験者を正面方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図 同上、被験者を横方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図 同上、被験者を上方向から見たときの送電アンテナとカプセル内視鏡との位置関係を示す説明図 同上、送電アンテナの可変状況を示す説明図 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 同上、送電アンテナの仮の位置決定を示す説明図 同上、送電アンテナの仮の向き決定を示す説明図 同上、送電アンテナの最終的な位置及び向きの決定を示す説明図 本発明の実施の第３形態に係り、磁気的な結合状態が弱い送電アンテナと受電アンテナとの配置関係を示す説明図 同上、磁気的な結合状態が強い送電アンテナと受電アンテナとの配置関係を示す説明図 同上、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４形態に係り、制御の流れを示すフローチャート 本発明の実施の第５形態に係り、受電アンテナの説明図 同上、送電アンテナとカプセル内視鏡との配置関係を示す説明図 同上、ヘルムホルツ型送電アンテナの位置制御を示す説明図 従来例に係り、一次コイルの配置図

符号の説明

１０，１０Ａ 送電装置
２０，２０Ａ，２０Ｂ カプセル内視鏡
１１０ 送電アンテナユニット
１１１ 送電アンテナ
１２３ 電流検出部
１３０ 演算制御部
２１０，２１０Ａ 受電アンテナ
２５０ 受電電力モニタ部

Claims (6)

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、
   前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を可変可能な送電アンテナユニットと、
   前記受電アンテナの受電状態或いは前記送電アンテナの送電状態に基づいて、前記送電アンテナユニットを駆動し、前記受電アンテナに対する前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を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受電状態は、前記受電アンテナの位置及び向きであり、この受電アンテナの位置及び向きに一致するよう、前記送電アンテナの位置及び向きを可変制御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は、前記受電アンテナにおける受電電力量であり、この受電力量が最大となるよう、前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を可変制御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。
4. 前記送電アンテナの送電状態は、前記送電アンテナに流れる電流値であり、該電流値が最大となるよう、前記送電アンテナの位置及び向きの少なくとも一方を可変制御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。
5. 前記受電アンテナにおける受電電力量が予め設定した適正電力量となるよう、前記送電アンテナの送電電力を制御することを特徴とする請求項１〜４の何れかに記載の無線給電システム。
6. 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１〜５の何れかに記載の無線給電システム。

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