JP2010088151A - 無線給電システムおよびその駆動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体の体腔内のカプセル型医療装置に対して、被検体外部の送電コイルから被検体の肉体的な負担を軽減して電力供給を行う無線給電システムおよびその駆動方法を提供する。
【解決手段】検査台４に載置される被検体としての被検者２を挟むように対の送電コイル５，６がコイル支持体９に取り付けられ、検査台４及びコイル支持体９は、検査台移動装置１６及びコイル移動装置１１により移動可能である。被験者２の体腔内に導入され、受電コイル２２を内蔵したカプセル型内視鏡３の位置及びその向きの情報により制御装置３２は、受電コイル２２が効率良く給電されるように送電コイル５，６の位相と、移動装置１６，１１の移動の制御を行う。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体内に導入されたカプセル型医療装置に、電磁誘導により被検体外部から電力を供給する無線給電システムに関する。

近年、内規鏡の分野において、撮像機能と無線機能とが装備されたカプセル型内視鏡が実用化される状況になっている。
このカプセル型内規鏡は、観察、検査のために被検体である被検者に飲み込まれた後、被検者の体腔から排出されるまでの間、胃、小腸などの臓器の内部をその蠕動運動に伴って移動し、撮像機能を用いて順次、臓器の内部を撮像する。また、これら臓器内を移動する間、カプセル型内規鏡によって生体内で撮像された画像データは、順次、無線通信などの無線機能により、被検者の外部に設けられた外部装置に送信される。

特開2004-159456号公報には、被検者の体内に挿入された医療用小型機器に対して、電磁波を利用して体外から電力を供給するエネルギー供給装置が開示されている。

図１９、図２０および図２１は特開2004-159456号公報に開示されたエネルギー供給装置を説明するための図であり、図１９は一次コイルの配置を示す図、図２０は一次コイルにより発生する磁界の方向を示す図、図２１は電源装置の構成を示す図である。

図１９に示すように、エネルギー供給装置は、被検者Ｂの体腔内にある医療用小型機器１００に配設された磁性体コア１０２を有する二次コイル１０１に、被検者Ｂに装着された３つのヘルムホルツ構造となる一次コイル１１１ａ−１１１ｂ、１１２ａ−１１２ｂ、１１３ａ−１１３ｂを用いて電力を供給する。

一次コイル１１１a−１１１ｂはｚ軸方向、一次コイル１１２ａ−１１２ｂはｘ軸方向、一次コイル１１３ａ−１１３ｂはｙ軸方向と、３つの一次コイルは、ｘ、ｙ、ｚ軸の各軸方向に配置されている。また、前記ヘルムホルツ構造となる各一次コイル対（１１１ａ−１１１ｂ）、（１１２ａ−１１２ｂ）、（１１３ａ−１１３ｂ）は、その直径が対となる２つのコイル間の距離と等しくなるように設計されている。

図２０に示すように、一次コイル１１１ａ−１１１ｂによりｚ軸に平行な方向の磁界を、一次コイル１１２ａ−１１２ｂによりｘ軸に平行な方向の磁界、さらに一次コイル１１３ａ−１１３ｂによりｙ軸に平行な方向の磁界を形成できる。

医療用小型機器１００が動作するために必要な電力は、一次コイルが発生した磁界が、医療用小型機器１００に配設された二次コイル１０１と鎖交することで、電磁誘導現象により供給される。

また、図２１に示すように、エネルギー供給装置は、３つの一次コイル対１１１ａ−１１１ｂ、１１２ａ−１１２ｂ、１１３ａ−１１３ｂと、それぞれの一次コイルと直列接続された共振用コンデンサ１２２、１２４、１２６と、それぞれの一次コイルを駆動するスイッチング回路１２１、１２３、１２５と、直流電源１１５とを有している。

そして、医療用小型機器１００では、磁性体コア１０２を有する二次コイル１０１と共振用コンデンサ１０３とが直列接続され、更に、その直列接続された二次コイル１０１と及び共振用コンデンサ１０３が４つのダイオードＤ１〜Ｄ４、インダクタンスＬ及びコンデンサＣで構成される整流回路１０４に接続されている。

上記構成により、上記エネルギー供給装置においては、３つの一次コイルで発生したｘ軸に平行な磁界、ｙ軸に平行な磁界、およびｚ軸に平行な磁界により、二次コイル１０１に誘起された交流電流が整流回路１０４により直流に変換され、医療用小型機器１００がどのような向きにあっても、医療用小型機器１００に電力が供給される。
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）に開示されたエネルギー供給装置においては、一次コイルに３組のヘルムホルツ構造のコイルが必要となり、被検者は３組もの一次コイルを装着する必要があった。特に、食道、胃、小腸、大腸など広範囲にわたって観察しようとすると、装着するコイルは胴部を覆う程の大型のコイルとなり、被検体としての被検者の肉体的負担が増大するといった問題があった。また、被検者の胴部のサイズ等に応じて一次コイル対１１３ａ−１１３ｂが対向するように装着位置を調整する手間が必要になる。
本発明は上記課題に鑑みなされたもので、被検体の体腔内に導入されるカプセル型医療装置に対して、被検体外部から電力を供給する送電コイルを備え、被検体の肉体的な負担を軽減できる無線給電システムおよびその駆動方法を提供することを目的とする。

本発明に係る無線給電システムは、被検体の体腔内に導入され、電力を受電するための受電コイルを含むカプセル型医療装置と、
前記被検体が配置される検査台と、
該検査台の外部に対向するように配置され、前記カプセル型医療装置に電力を送電するための第１および第２の送電コイルと、
該第１および第２の送電コイルを駆動するための駆動部と、
前記第１および第２の送電コイルに流す電流の位相を変える移相手段と、
前記第１および第２の送電コイルを移動する送電コイル移動手段および/または前記検査台を移動する検査台移動手段と、
を備えることを特徴とする。

本発明に係る無線給電システムの駆動方法は、上記発明に係る無線給電システムにおける前記第１の送電コイルおよび第２の送電コイルに流す電流の位相を変化させた時の給電領域内における磁界の向きの分布データを予め格納するステップと、
該磁界の向きの分布データと前記カプセル型医療装置内の受電コイルの位置および向きの情報を参照するステップと、
該参照した結果により、前記第１および第２の送電コイルに流す電流の位相と前記カプセル型医療装置の配置位置を決定するステップと、
を備えることを特徴とする。

本発明によれば、被検体の体腔内に導入されるカプセル型医療装置に対して、被検体外部から電力を供給する送電コイルを備え、被検体の肉体的な負担を軽減した無線給電システムを提供できる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。
(第１の実施形態)
図１から図１１は、本発明の第１の実施形態に係るものである。
図１は、第１の実施の形態に係る無線給電システムの概略の構成を側面図で示し、図２は図１の主要部を平面図を示し、図３は第１の実施の形態に係るカプセル型医療装置としてのカプセル型内視鏡の内部構成を示し、図４は図３の機能的なブロック構成を示し、図５は図４における電源生成部の構成を示す。
先ず、図１から図５を用いて、第１の実施形態に係る無線給電システム１の構成を説明する。
図１及び図２に示すように、無線給電システム１は、被検体としての被検者２の体腔内に導入され、体腔内を光学的に観察、つまり内視鏡検査する（カプセル型医療装置としての）カプセル型内視鏡３と、被検者２が載置される検査台４とを有する。

また、この無線給電システム１は、検査台４の例えば下側と、上側とに対向して配置され、カプセル型内視鏡３に電力を送信するための（交流磁界発生用コイルとしての）第１の送電コイル５及び第２の送電コイル６と、第１の送電コイル５及び第２の送電コイル６を駆動する駆動回路７と、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１及び第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２の位相を可変とする移相手段としての移相回路８とを備える。
交流磁界発生手段を形成する第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、図２に示すように例えば円形となるように導線が巻回されている（図２では上側に配置された第２の送電コイル６の場合のみを示しているが、下側に配置された第１の送電コイル５も同じ形状である）。
なお、導線が円形等、ループ状に巻回された面を本明細書ではコイル面と呼び、このコイル面に垂直な方向をそのコイルの軸方向と呼ぶ。また、対向して配置される第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、例えばヘルムホルツコイルを形成する。

なお、ヘルムホルツコイルの場合に限定されるものでなく、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６により発生する磁界の分布データを予め測定してメモリ等に格納しておけば、所望とする位置での磁界情報を所得することができる。
第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、円形に複数（より具体的には多数）巻回されることにより図１に示すように上下方向（図１の座標系でｚ軸方向）に短円筒型の形状となる。図１及び図２では、導線が巻回された様子を太い線で模式的に示している。 なお、図２では円形に巻回した形状の例で示しているが、楕円となるように巻回した楕円形状でも良いし、（正六角形或いは正八角形等）角数が多い多角形状にしても良い。このように送電コイルとしては様々な形状が可能である。
上下方向に対向して配置される第１の送電コイル５と第２の送電コイル６との間に挟まれるかたちで、ｘ、ｙ方向を含む水平面において長方形の検査台４が配置され、この検査台４の上には、カプセル型内視鏡３を嘸下により体腔内に導入された被検者２が載置される。

第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、上下方向、つまりｚ方向に立設されたコイル支持体９に、所定の距離離間して、両コイル面が対向するように保持されている。なお、図２に示すように例えば第２の送電コイル６は、この第２の送電コイル６が巻回されて固定されたコイル固定枠に設けられた取付部１０がコイル支持体９（の水平棒）に固定される。また、第１の送電コイル５も、高さが異なることを除き、同様にコイル支持体９に固定されている。
そして、送電コイル支持体９が移動されることにより、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６も共に移動する。この送電コイル支持体９は、例えばその下端側に設けられた送電コイル移動手段としてのコイル移動装置１１によってｘ方向、ｙ方向、ｚ方向に移動可能である。

コイル移動装置１１におけるｙ方向の移動機構は、例えば図２に示すように送電コイル支持体９の下端側に形成されたラック１２がモータ１３の回転軸に取り付けられたピニオン１４と噛合して形成されている。
そして、モータ１３を回転駆動させることにより、送電コイル支持体９をｙ方向に移動させることができる。図２では、ｙ方向の移動機構を示しているが、ｘ，ｚ方向も同様の移動機構で形成することができる。なお、ラック１２及びピニオン１４の場合に限らず、他の移動手段によりコイル移動装置１１を形成しても良い。
また、検査台４は、この検査台４の底面側に配置された支持脚１５を移動可能に支持する検査台移動手段としての検査台移動装置１６によって、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向に移動可能である。
この検査台移動装置１６における例えばｘ方向の移動機構は、例えば図１に示すようには、検査台４の支持脚１５の下端が固定されたラック１７がモータ１８の回転軸に取り付けられたピニオン１９と噛合して形成されている。そして、モータ１８を回転駆動させることにより、支持脚１５をｘ方向に移動させ、この支持脚１５と共に検査台４も移動する。ｙ，ｚ方向も同様の移動機構で形成することができる。

なお、図１ではコイル移動装置１１と検査台移動装置１６の両方設けた構成例を示しているが、必ずしも両方必要とするものでない。コイル移動装置１１と検査台移動装置１６のどちらか一方だけ設けるようにしても構わない。
さらには、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、コイル移動装置１１によってｘ方向、ｙ方向に移動可能とし、検査台４は、検査台移動装置１６によって、ｚ方向に移動可能にする構成にしても良い。
すなわち、嘸下されたカプセル型内視鏡３と、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６との相対位置関係を３次元的に可変できる構成であれば良い。
また、カプセル型内視鏡３が被検者２の体腔内で移動した場合、その移動の軌跡が、図１におけるｘ−ｙ平面に沿って移動する（つまり、ｚ方向の座標成分がほぼ一定）と近似できる場合には、カプセル型内視鏡３に対して第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の相対位置関係をｘ−ｙ平面内、つまり２次元的に可変するようにしても良い。

上記第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、駆動回路７によって駆動され、この駆動回路７には、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２の位相を可変とする移相回路８が設けられている。
そして、この駆動回路７による駆動により、図１に示すように第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に対向する間の領域および、その周縁近傍を含む給電領域２１に給電用の磁界を形成する。そして、被検者２の体腔内に導入されたカプセル型内視鏡３に設けられた受電コイル２２を、この給電領域２１内に存在するように制御し、受電コイル２２に電磁誘導作用により電力の給電を行えるようにする。
給電領域２１内に設定されるカプセル型内視鏡３は、例えば図３に示すような構成である。

カプセル型内視鏡３は、両端が半球形状にされた円筒状のカプセル型容器２３内に、撮像を行う撮像部２４と、この撮像のための照明を行う照明部２５と、カプセル型内視鏡３の位置及び方向を検出させる信号の送信を行う送信部２６と、撮像部２４、照明部２５及び送信部２６を駆動及び信号処理を含む制御を行う制御部２７と、これらを電気的に駆動する電源を上記受電コイル２２により受電した交流信号から生成する電源生成部２８等が配置して構成されている。
カプセル型容器２３内における透明な半球カバーの中央には、撮像部２４を形成する対物レンズ２４ａと、その結像位置に電荷結合素子（ＣＣＤと略記）、ＣＭＯＳイメージャ等の撮像素子２４ｂが配置され、この撮像部２４の周囲に照明部２５を形成する例えば複数のＬＥＤ２５ａが配置されている。そして、複数のＬＥＤ２５ａから出射される照明光は、撮像部２４により撮像される視野範囲（撮像範囲）を照明する。

また、円筒状の容器２３の内面に接する如くに受電コイル２２が収納されている。この受電コイル２２は、円筒状の容器２３の直径に近い直径を有する円筒形状のコイル枠２０に導線を円筒状に巻回して形成されている。つまり、この受電コイル２２は、図１にその概略を示すようにカプセル型内視鏡３（の円筒状の容器２３）の長手方向が受電コイル２２のコイルの軸方向となっている。
また、このコイル枠２０には、送信部２６により送信するための例えば２つの送信コイル２６ａ、２６ｂが（円筒状の容器２３の長手方向に離間して）設けられている。

なお、図３において受電コイル２２は、空芯コイルの例で示しているが、フェライトコア等の磁性体コアを内側に配置しても良い。
図４は図３の概略の機能ブロックを示す。電源生成部２８により生成された電源は、撮像部２４、照明部２５、送信部２６、及び制御部２７に供給される。

そして、制御部２７は、照明部２５を形成するＬＥＤ２５ａ、撮像部２４を形成する撮像素子２４ｂの駆動、送信部２６による送信を制御する。また、撮像素子２４ｂにより撮像された撮像信号は、制御部２７内の信号処理部２７ａで信号処理され、信号処理により生成された画像データは、制御部２７内の例えばメモリ２７ｂに格納される。
また、送信部２６は、例えば一定の周期で、所定の周波数の送信信号を送信コイル２６ａおよび２６ｂから送信する。なお、送信コイル２６ａおよび２６ｂから送信信号を送信する場合、互いに異なる周波数で同時に送信するようにしても良いし、同じ周波数で順次送信するようにしても良い。
また、送信コイル２６ａおよび２６ｂの位置を検出させるために送信するだけでなく、撮像部２４で撮像した画像情報も送信するようにしても良い。

上記送信信号は、図１に示すように少なくとも被検者２の外部の所定位置に配置された、位置及び向き（方向）検出手段としての体外装置３１により、受信される。
この体外装置３１は、送信コイル２６ａ、２６ｂからの送信信号を受信して、その位置を検出する位置検出部３１ａを有する。この位置検出部３１ａは、複数の検出コイルにより形成され、複数の検出コイルにより検出された送信信号の強度及びその位相情報から２つの送信コイル２６ａ、２６ｂの位置を検出する。なお、この位相情報は、位置検出部３１ａと送信コイル２６ａあるいは２６ｂまでの距離に相当し、複数の位置で各位相情報を検出することにより、送信コイル２６ａおよび２６ｂの３次元位置が確定する。
また、２つの送信コイル２６ａ、２６ｂの両位置の差の線分の方向が、カプセル型内視鏡３の円筒の長手方向（或いは受電コイル２２の軸方向）の向きとなる。

このようにして、２つの送信コイル２６ａ、２６ｂの位置の検出により、カプセル型内視鏡３の位置と共に、その長手方向の向き（換言すると、受電コイル２２の位置及びその軸方向）を算出することができる。従って、この体外装置３１は、カプセル型内視鏡３（又は受電コイル２２）の位置情報及び向き情報算出部３１ｂの機能を有する。なお、位置検出部３１ａが位置及び向きの情報を検出するとみなすことができる。
そして、この体外装置３１による位置情報及び向き情報を用いて、制御装置３２は、後述する実施形態のように、受電コイル２２により効率良く給電できるようにコイル移動装置１１および／または検査台移動装置１６の移動制御と駆動回路７の移相回路８の制御を行うことが可能になる。

なお、位置情報及び向き情報を用いて、ユーザが制御装置３２に設けられた操作部３２ａを操作して、コイル移動装置１１および／または検査台移動装置１６の移動制御と駆動回路７の移相回路８の制御を行うようにしても良い。
図５は、電源生成部２８の構成を示す。
この電源生成部２８は、上記第１の送電コイル５および第２の送電コイル６により発生された交流磁界から電磁誘導作用で電力を受電するための受電コイル２２と、共振回路を構成するために受電コイル２２と並列接続された共振用コンデンサ２８ａと、受電コイル２２の両端に発生する交流信号を整流する整流回路２８ｂとを有する。

また、この整流回路２８ｂは、整流した直流電力を蓄える例えばコンデンサを備えている。なお、コンデンサの代わりに二次電池を採用しても良い。
整流回路２８ｂの直流電力は、カプセル型内視鏡３内の機能回路部３０の駆動電力となる。機能回路部３０は、図４における撮像部２４，照明部２５，送信部２６、制御部２７となる。
また、前記受電コイル２２と共振用コンデンサ２８ａとからなる共振回路の共振周波数を第１の送電コイル５および第２の送電コイル６から発せられる交流磁界の周波数と等しくすることにより、効率的な給電が行われる。
カプセル型内視鏡３内部に配置された受電コイル２２の軸方向は、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６により生成された交流磁界の向きと一致したときに、最良の受電効率が得られる。

逆に、受電コイル２２の軸方向が、前記第１の送電コイル５および第２の送電コイル６から発せられた交流磁界の向きと直交したときには、受電ができなくなる。すなわち、送電コイル２２の軸方向の変化、言い換えると、カプセル型内視鏡３の向きの変化に応じて、前記第１の送電コイル５および第２の送電コイル６から発せられた交流磁界の向きを変化させる必要がある。
次に図６〜図１１を用いて第１の実施形態における無線給電システム１の動作を説明する。
図６は、２つの送電コイル５，６に流れるを同相電流とした場合のその電流の状態を示し、図７は図６の同相電流とした場合に２つの送電コイル５，６で発生される磁界および合成磁界の状態を示す。
なお、図７（Ａ）は、側方（ｙ方向）から見た場合の合成磁界などの様子を示し、図７（Ｂ）は、第２の送電コイル６の上方（ｚ方向）から見た場合の合成磁界を示す。

図８は２つの送電コイル５，６に流れるを逆相電流とした場合のその電流の状態を示し、図９は図８の逆相電流とした場合に２つの送電コイル５，６で発生される磁界の状態を示し、図１０は、２つの送電コイル５，６のコイル面からの距離が異なるｘ−ｙ平面上に発生する合成磁界を示し、図１１は２つの送電コイルにおける移相差を変化した場合に発生する合成磁界を示す。
先ず、交流磁界発生用の第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を図６に示すよう、同相電流とした場合について説明する。
この場合、第１の送電コイル５およびに第２の送電コイル６によって発せられる給電領域２１内の合成磁界の向きは、図７に示すように、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の軸方向に平行なｚ方向の成分が主となる。

従って、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸がｚ方向を向いてる時に、効率的な受電が可能になる。逆に言えば、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸がｚ方向を向いてる時には、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を同相電流とすることで、効率的な給電状態とすることが可能となる。
このため、体外装置３１によりカプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸がｚ方向を向いていることを（体外装置３１により）検出した場合には、制御装置３２は、カプセル型内視鏡３が給電領域２１内に存在するように、コイル移動装置１１および／または検査台移動装置１６の移動制御を行い、かつ駆動回路７の移相回路８を同相電流の状態となるように制御すると良い。

この場合、図１に示すような第１の送電コイル５および第２の送電コイル６によれば、口腔よりその深部側に導入されたカプセル型内視鏡３が体腔内から排出されるまで、その給電領域２１内に常時存在するため、この状態においては、単に移相回路８を同相電流の状態となるように制御すれば、高い給電を行うことができる。
次に、交流磁界発生用の第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を図８に示すように、逆相電流とした場合について説明する。
この場合、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６によって生成される合成磁界の向きは、図９のようになる。なお、図９（Ａ）は、側方（ｙ方向）から見た場合の合成磁界などの様子を示し、図９（Ｂ）は上方（ｚ方向）から見た場合の合成磁界を示す。

第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の２つのコイル面から等しい距離にあるｘ−ｙ平面上での合成磁界は、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の軸中心からｘ−ｙ平面に沿った放射状の方向成分を持ち、しかも、コイル端面（つまり円形部分）付近において磁界強度が高くなる。図９（Ａ）では、コイル端面付近において磁界強度が高くなる位置で、かつその合成磁界により効率良く（受電コイル２２に）給電できる向きに設定された状態のカプセル型内視鏡３を示している。
従って、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸方向が、例えばｘ方向を向いている時には、カプセル型内視鏡３が第１の送電コイル５および第２の送電コイル６のｘ軸方向端部の（中心）付近、あるいは−ｘ軸方向端部の（中心）付近に配置されるよう、図１に示した制御装置３２によりコイル移動装置１１を移動制御して、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させることにより、カプセル型内視鏡３への効率的な給電が可能となる。

なお、図９（Ｂ）において、第２の送電コイル６のｘ軸方向端部の（中心）付近の座標位置をｘｅ、−ｘ軸方向端部の（中心）付近の座標位置を−ｘｅで示している。
また、同様に、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸方向が、例えばｙ軸方向を向いてる時には、カプセル型内視鏡３が第１の送電コイル５および第２の送電コイル６のｙ軸方向端部の（中心）付近、あるいは−ｙ軸方向端部の（中心）付近に配置されるよう、図１に示した制御装置３２によりコイル移動装置１１を移動制御して、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させることにより、カプセル型内視鏡３への効率的な給電が可能となる。
また、受電コイル２２の軸方向が、ｘ-ｙ平面内の任意の方向にある場合は、その方向に平行な磁界が発生している位置に、カプセル型内視鏡３側を移動（つまり検査台移動装置１６を移動）させたり、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６側を移動（つまりコイル移動装置１１を移動）させることで、最適な給電が可能となり、この最適な給電が可能な位置を最適な位置という。

このように、検査台移動装置１６側を移動して、カプセル型内視鏡３を第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に対して（最適な給電ができる）最適な位置に誘導するようにしても良いし、コイル移動装置１１を移動して、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に対して最適な位置に誘導するようにしても良い。或いは、両方の移動装置を移動して、カプセル型内視鏡３を第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に対して最適な位置に誘導しても構わない。
以上、説明したように、交流磁界発生用の第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２の位相を同相もしくは逆相に切換えることにより、ｘ方向成分、ｙ方向成分、ｚ方向成分の少なくとも一つの磁界方向成分をもつポイントが給電領域２１内に存在することになる。

図９では、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に逆相の電流が流れている場合の、２つのコイル面から等しい距離にあるｘ−ｙ平面上での磁界の向きを示した。
２つのコイル面から等しい距離にあるｘ−ｙ平面上ではｚ方向の磁界成分は発生しない。しかし、図１０に示すように、２つのコイル面からの距離が異なるｘ−ｙ平面上、例えば、Ａ−Ａ′平面上、Ｂ−Ｂ′平面上では、ｚ方向の磁界成分が発生し、しかも、給電領域２１内の場所によりｚ方向の成分の大きさが異なる。
従って、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸方向が、ｚ方向とー致しない場合、またはｘ−ｙ平面と平行でない場合においても、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させることにより、受電コイル２２の軸方向と交流磁界の向きを合わせる事が可能であり、効率的な受電が可能となる。

カプセル型内視鏡３が体腔内に導入された被検者２を移動させ、受電コイル２２の軸方向と交流磁界の向きを合わせても、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６と被検者２の両方を移動させ受電コイル２２の軸と交流磁界の向きを合わせても良い。
ここまでは、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流れる電流が、同相もしくは逆相の場合について説明してきた。
図１１は、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流れる電流の位相を除々に変化させた時に、給電領域２１内のｘ−ｚ平面上のあるポイントでの合成磁界の向きの変化を表した図である。
電流の位相差が０度の時は、ｚ方向の磁界成分が支配的であるが、位相差を大きくしていくとｘ方向の成分が発生し、位相差１８０度においては、ｘ方向の成分が支配的となる。

即ち、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流れる電流の位相を可変することで、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６から発せられる交流磁界の向きを制御できる。
従って、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６および/または被検者２の移動と、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流れる電流の位相を可変することとの併用により、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６によって生成される交流磁界の方向とカプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸方向とを一致させることが可能である。
以上説明したように、本実施形態における無線給電システム１は、被検者２の外部に２つの第１の送電コイル５と第２の送電コイル６とを対向するように配置し、前記カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の位置および向きの情報に基づき、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６に流れる電流の位相の調整、および前記第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の移動および/または検査台４の移動を行うことによって、受電コイル２２の位置および向きが変化しても、言いかえると、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化してもカプセル型内視鏡３への電力供給を可能とするものである。

従来技術では３組のヘルムホルツ構造のコイルを被検体が装着する必要があったのに対し、本実施形態における無線給電システム１においては、被検者２は装着の必要が無い１組のヘルムホルツ構造のコイルを用いて、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化しても、カプセル型内視鏡３への電力供給を可能にするものであり、被検者２の肉体的な負担を軽減した無線給電システム１を提供できるという効果を有する。
また、胴部などのサイズ等が異なる被検者２の場合にも、コイル支持体９に固定された第１の送電コイル５と第２の送電コイル６を共通して利用でき、従来技術における対となるコイルの装着位置を調整する手間が不要となり、操作性が向上する。
なお、図示していないが、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６に共振用コンデンサを接続することにより共振回路を構成し、前記共振回路の共振周波数にて第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を共振駆動させても良い。

(第２の実施形態)
次に第２の実施形態について説明する。ここでは、第１の実施形態における、移相回路８が、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を同相または逆相に切換える位相反転回路である場合についての無線給電システムの具体的構成を説明する。
図１２および図１３を用いて、本実施形態について説明する。
図１２において、交流磁界発生用の第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を回路図記号で表しているが、これらは、図１と同様に、それぞれが対向するように配置されている。
また、図１等で説明したように第１の送電コイル５と第２の送電コイル６に挟まれるかたちで、（図１２及び図１３では示していない）検査台４が配置され、さらに、この検査台４の上には、カプセル型内視鏡３を嘸下した被検者２が配置されているものとする。

交流磁界発生用の第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を駆動する駆動回路７は、発生させる交流磁界の周波数の基準となる交流信号を発生する発振回路部４１と、発振回路部４１から発せられた交流信号を受け、駆動のタイミング調整を行うタイミング調整部４２と、前記第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に電流を流す駆動部４３と、前記第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２の位相を前記第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と同相もしくは逆相に切り換える位相反転回路４４を有している。
位相反転回路４４は、２つのスイッチＳＷ１およびＳＷ２により構成されている。また、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６は、位相反転回路４４を介して直列接続されている。図１２においては、スイッチＳＷ１およびＳＷ２はそれぞれ、端子ａ側、端子ｃ側がＯＮ（選択）となるように投入されている。

第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、駆動部４３の一方の出力端子Ｎ１から、第２の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ２-１)、第２の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ２-２)、第１の送電コイル５の端子 Ｎ(Ｌ１一１)、第１の送電コイル５の端子Ｎ(Ｌ１-２)を経由し、駆動部４３の他方の出力端子Ｎ２への経路で流れる。
従って、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、図６と同様な同相電流となり、第１の送電コイル５およびに第２の送電コイル６によって発生される給電領域２１内の合成磁界の向きは、第１の実施形態で説明した図７と同じになる。
従って、第１の実施形態と同様に、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸がｚ方向を向いてる時には、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を同相電流とすることで、効率的な給電状態とすることが可能となる。

一方、図１３は、図１２における位相反転回路４４の状態を変えたものである。具体的には、位相反転回路４４内のスイッチSW１およびSW２は、それぞれ端子ｂ側、端子ｄ側がＯＮとなるように投入されている。
第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、駆動部４３の一方の出力端子Ｎ１から、第２の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ２-２)、第２の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ２-１)、第１の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ１-１)、第１の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ１-２)を経由し、駆動部４３の他方の出力端子Ｎ２への経路で流れる。
すなわち、図１２で説明した電流の経路とは、第２の送電コイル６の端子Ｎ(Ｌ２-１)とＮ(Ｌ２-２)が入れ替わっており、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、図８と同様に、逆相の電流となる。

この場合、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６によって発せられる合成磁界の向きは、第１の実施形態で説明した図９および図１０と同じになる。
第１の実施形態と同様に、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させることにより、受電コイル２２の軸方向と交流磁界の向きを合わせる（或いは平行にする）事が可能であり、効率的（最適）な受電が可能となる。
カプセル型内視鏡３が体腔内に導入された被検者２を移動させ、受電コイル２２の軸方向と交流磁界の向きを合わせても良いし、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６側と、被検者２側の両方を移動させて、受電コイル２２の軸方向と交流磁界の向きを合わせても良い。

以上説明したように、本実施形態における無線給電システムは、被検者２の外部に２つの第１の送電コイル５と第２の送電コイル６とを対向するように配置し、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６を位相反転回路４４を介して直列接続している。
そして、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の位置および向きの情報に基づき、第１および第２の送電コイルの移動および／または、検査台４の移動と、第２の送電コイルに流す電流の位相と前記第１の送電コイルに流す電流の位相を、位相反転回路４４により、同相もしくは逆相に切り替えることによって、受電コイル２２の位置および向きが変化しても、言いかえると、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化してもカプセル型内視鏡３への電力供給を可能とするものである。

従来技術では３組のヘルムホルツ構造のコイルを被検者が装着する必要があったのに対し、本実施形態における無線給電システムにおいては、被検者２は装着の必要が無い１組のヘルムホルツ構造のコイルを用いて、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化しても、カプセル型内視鏡３への電力供給を可能にするものであり、被検者２の肉体的な負担を軽減した無線給電システムを提供できるという効果を奏する。また、第１の実施形態で述べたように従来技術に比較して操作性を向上できる。
なお、位相反転回路４４は、電流の経路を切り換えることができれば良く、電気接点を有する機械式スイッチを用いても、半導体を用いた電子スイッチを用いても良い。
また、図示していないが、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６に共振用コンデンサを接続することにより共振回路を構成し、この共振回路の共振周波数にて第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を共振駆動させても良い。

(第３の実施形態)
次に図１４を参照して、本発明の第３の実施形態について説明する。ここでは、第２の実施形態と同様に、第１の実施形態における移相手役８が、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を同相または逆相に切換える位相反転回路４４である場合についての無線給電システムの具体的構成を説明する。
図１４において、交流磁界発生用の第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を回路図記号であらわしているが、これらは図１と同様に、それぞれが対向するように配置されている。
また、図１等で説明したように第１の送電コイル５と第２の送電コイル６に挟まれるかたちで、（図１４では示していない）検査台４が配置され、さらに、この検査台４の上には、カプセル型内視鏡３を嘸下した被検者２が配置されているものとする。

交流磁界発生用の第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を駆動する駆動回路７は、発生させる交流磁界の周波数の基準となる交流信号を発生する発振回路部４１と、発振回路部４１から発せられた交流信号を受け、第１の送電コイル５の駆動のタイミング調整を行うタイミング調整部（図１４中ではＴ調整と略記）４２ａと、第１の送電コイル５に電流を流す第１の駆動部４３ａ と、第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２の位相を前記第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１ と同相もしくは逆相に切り換える位相反転回路４４と、第２の送電コイル６の駆動のタイミング調整を行うタイミング調整部４２ｂと、第２の送電コイル６電流を流す第２の駆動部４３ｂを有している。
ここで、位相反転回路４４は、具体的にはExclusive Or回路（排他的論理和回路）４４ａで構成されている。このExclusive Or回路４４ａの一方の人力端子には、発振回路部４１から発せられた交流信号が入力され、他方の入力端子は位相制御端子４６に接続されている。

位相制御端子４６がローレベルに設定された場合、位相反転回路４４は、発振回路部４１から発せられた交流信号と同位相の信号を出力する。逆に、位相制御端子４６がハイレベルに設定された場合、位相反転回路４４は、発振回路部４１から発せられた交流信号を反転させ、逆位相の信号を出力する。
すなわち、位相制御端子４６をローレベルにすると、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、図６と同様な同相電流となり、第１の送電コイル５およびに第２の送電コイル６によって発生される給電領域２１内の合成磁界の向きは、第１の実施形態で説明した図７と同しになる。
上記位相制御端子４６のレベルは、図１で示した体外装置３１からカプセル型内視鏡３の位置及び向きの情報が入力される制御装置３２により制御される。

従って、第１の実施形態と同様に、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の軸方向がｚ軸方向を向いてる時には、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２を同相電流とすることで、効率的な給電状態とすることが可能となる。
逆に、位相制御端子４６をハイレベルにすると、第１の送電コイル５に流れる電流ｉｃ１と第２の送電コイル６に流れる電流ｉｃ２は、図８と同様に、逆相の電流となる。 この場合、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６によって発生される合成磁界の向きは、第１の実施形態で説明した図９および図１０と同じになる。
本実施例によれば、位相反転回路４４の構成は、第２の実施形態で説明した構成とは異なるものの、第２の実施形態と同じ交流磁界を発生させることが出来る。

したがって、本実施形態においても、カプセル型内視鏡３内の受電コイル２２の位置および向きの情報に基づき、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の移動および／または検査台４の移動と、第２の送電コイルに流す電流の位相と第１の送電コイルに流す電流の位相を、位相反転回路４４により、同相もしくは逆相に切り替えることによって、受電コイル２２の位置および向きが変化しても、言いかえると、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化してもカプセル型内視鏡３への電力供給を可能とするものである。 本実施形態における無線給電システムにおいては、１組のヘルムホルツ構造のコイルを用いて、カプセル型内視鏡３の位置および向きが変化しても、カプセル型内視鏡３への電力供給を可能にするものであり、被検者２の肉体的な負担を軽減した無線給電システムを提供できるという効果を奏する。また、第１の実施形態で述べたように従来技術に比較して操作性を向上できる。

さらに、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６をそれぞれ別々の駆動部で駆動するため、より低電圧での駆動が可能となる利点を有する。
本実施形態の説明においては、位相反転回路４４が第２の送電コイル６を駆動する側に設けられている例について説明したが、位相反転回路４４は第１の送電コイル５を駆動する側に設けられていても良いし、第２の送電コイル６側と第１の送電コイル５側の両方に設けられていても良い。
さらに、位相反転回路４４は、Exclusive Or回路４４ａの場合にかぎらず、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流れるコイル電流を同相または逆相に切り替え可能な回路構成であれば良い。
また、図示していないが、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６のそれぞれにに共振用コンデンサを接続することにより共振回路を構成し、前記共振回路の共振周波数にて第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を共振駆動させても良い。

(第４の実施形態)
次に、図１５及び図１６を参照して、本発明の第４の実施形態について説明する。本実施形態は、第１の実施形態、第２の実施形態および第３の実施形態に係る無線給電システムの駆動方法に関するものである。
図１５は本実施形態に係る無線給電システム１の駆動方法について説明する図である。 図１５に示す無線給電システム１の構成は、図１に示した無線給電システム１と殆ど同じ構成であり、図１５においてはその駆動方法の内容を主体として示している。
図１５に示すように、カプセル型内視鏡３が体腔内に導入された被検者２は、検査台４の上に載置される。また、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６は、被検者２を挟み込むように対向配置されている。
また、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６は、コイル移動装置１１によりｘ方向、ｙ方向、ｚ方向に移動可能としてある。

また、検査台４は、検査台移動装置１６によりｘ方向、ｙ方向、ｚ方向に移動可能としてある。
また、図１に示した例えば体外装置３１は、図１５に示すように磁界データ格納部５１を有し、この磁界データ格納部５１は、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相を変化させた場合の給電領域２１内の磁界の向きの分布データを予め格納している。例えば、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相を例えば数度〜１０度程度の位相差ステップで順次大きく変化させた場合に給電領域２１内の各位置で発生する磁界の向きの分布データを測定して、その分布データを磁界データ格納部５１に格納する。
そして、本実施形態による無線給電システム１の駆動方法は、この分布データを用いて図１６に示すような処理手順で無線給電システム１を駆動する。
図１６に示すように最初のステップＳ１として、上記のように磁界データ格納部５１に、給電領域２１内の磁界の向きについての分布データを予め格納する。

このステップＳ１は、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６がコイル支持体９に取り付けられていて、その取付状態が変更されない場合には、前回に格納された向きの分布データを採用することもできる。そのような場合には、このステップＳ１を省くようにしても良い。
そして次のステップＳ２に示すように体外装置３１（或いは体外装置３１内の位置検出部３１ａ）は、カプセル型内視鏡３内に離間して配置された２つの送信コイル２６ａ、２６ｂから送信信号を受信して、両位置を検出することにより、カプセル型内視鏡３の位置およびその長手方向の向き（つまり受電コイル２２の位置及び（その軸の）向き）の情報を出力する。
そして、体外装置３１は、磁界データ格納部５１の向きの分布データと、カプセル型内視鏡３の位置及び向きの情報を制御装置３２に出力する。
制御装置３２は、ステップＳ３に示すように取得されたカプセル型内視鏡３内に配置された受電コイル２２の位置及び向きの情報と、磁界データ格納部５１に格納された給電領域２１内の磁界の向きの分布データを参照する。

そして、制御装置３２は、ステップＳ４に示すようにその参照した結果により最適、又は最適に近い駆動条件（或いは駆動情報）を決定する。
この場合、制御装置３２は、例えばカプセル型内視鏡３の位置及び向きの情報における、その位置のカプセル型内視鏡３に対して、その向きと平行な向きの合成磁界を印加できるような駆動条件を決定する。
そして、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相を決定する。 さらに、制御装置３２は、カプセル型内視鏡３を、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６により発生される給電領域２１内のどの位置に配置するかの目標とする配置位置を（配置位置決定情報として）決定する。
制御装置３２は、次のステップＳ５に示すように決定した駆動条件、つまり第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流すコイル電流の位相を決定した位相決定情報に基づくコイル電流位相情報を移相回路８に送り、その位相を（位相決定情報の位相となるように）制御する。

また、制御装置３２は、ステップＳ６に示すように決定した駆動条件、つまり給電領域２１内でのカプセル型内視鏡３を目標の配置位置に設定する情報に基づき、コイル移動装置１１にコイル移動量情報を伝達する。そして、コイル移動量情報を受けて、コイル移動装置１１は、カプセル型内視鏡３が給電領域２１内の目標とする配置位置に設定されるよう、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させる。
この場合、制御装置３２は、決定した給電領域２１内でのカプセル型内視鏡３の配置位置に基づき、検査台移動装置１６に検査台移動量情報を伝達し、検査台移動装置１６はカプセル型内視鏡３が給電領域２１内の目標とする配置位置に設定されるよう、検査台４を移動してもよい。

さらには、コイル移動量情報と検査台移動量情報の両方により、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６と、検査台４を移動し、カプセル型内視鏡３が給電領域内の所望の位置に配置されるようにしても良い。
そして、ステップＳ６の処理を行った後、ステップＳ２に戻る。このようにして、カプセル型内視鏡３が被検者２内において移動した場合にも、その移動したカプセル型内視鏡３の位置及び向きの情報が検出されてステップＳ２からステップＳ６の処理が繰り返されることになる。
なお、上述したようにステップＳ６の処理を行う場合、コイル移動装置１１、或いは検査台移動装置１６のいずれを移動させても良いが、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６を移動させる場合に必要となる消費電力が、被検者２が載置される検査台４を移動させる場合よりも小さくできるような場合には、前者のみの移動制御を行うようにしても良い。

また、通常は、一方のみを移動させる方が、両方を移動させる場合よりも制御が容易となるので、一方のみを移動させるようにしても良い。
上記のように、両移動装置における少なくとも一方の移動制御を行うことにより、被検者２内に導入されたカプセル型内視鏡３が、体腔内で移動した場合においても、カプセル型内視鏡３の受電コイル２２に適切に給電できる状態に設定することが出来る。
本実施形態による無線給電システムの駆動方法においては、カプセル型内視鏡３が被検者２内部における位置や向きに応じて、最適な向きの磁界を第１の送電コイル５および第２の送電コイル６から発生させることができ、カプセル型医療装置としてのカプセル型内視鏡３の安定した動作を実現出来る効果を奏する。
また、第１の実施形態で述べたように従来技術に比較して被検体の肉体的な負担を軽減でき、かつ操作性を向上できる。

(第５の実施形態)
次に、図１７および図１８を参照して、本発明の第５の実施形態について説明する。本実施形態は、第４の実施形態と同様に、第１の実施形態、第２の実施形態および第３の実施形態に係る無線給電システムの駆動方法に関するものである。
図１７は本実施形態における無線給電システムの駆動方法について説明する図である。 磁界データ格納部５１には、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相を変化させた場合の給電領域２１内の磁界の向きについての分布データの他に、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相を変化させた場合の給電領域２１内の磁界の強度の分布データが予め格納されている。
第４の実施形態では磁界の向きの分布データを用いていたが、本実施形態ではさらに磁界の強度の分布データを用いる。この場合には、上記のように第１の送電コイル５および第２の送電コイル６に流す電流の位相（位相差）を変化させた場合、合成磁界の向きのデータと共に、合成磁界の強度（大きさ）のデータも測定などにより取得する。

第４の実施形態と同様に、磁界データ格納部５１に格納された給電領域内の磁界の向きについての分布データは、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６のコイル電流の位相の決定、給電領域２１内のカプセル型内視鏡３の配置位置の決定に用いられる。
ここで、決定された第１の送電コイル５および第２の送電コイル６のコイル電流の位相情報および、給電領域２１内のカプセル型内視鏡３の位置情報から、磁界データ格納部５１に格納された給電領域２１内の磁界の向き及び強度の分布データを参照し、第１の送電コイル５および第２の送電コイル６の最適なコイル電流量を決定する。
決定された最適なコイル電流量は、コイル電流量情報として駆動部４３に伝達される。駆動回路７を構成する駆動部４３はコイル電流量情報に基づき、送電コイル５および第２の送電コイル６のコイル電流を制御する。

本実施形態における駆動方法は、図１８に示すような駆動処理となる。図１８に示す処理内容は、上述した図１６に示した駆動方法に類似しているので、この図１６と異なる部分のみを説明する。
最初のステップＳ１１は、ステップＳ１における向きの分布データの代わりに向き及び強度の分布データに読み替えた内容となる。次のステップＳ１２は、ステップＳ２と同じである。次のステップＳ１３は、ステップＳ１の場合と同様に向きの分布データの代わりに向き及び強度の分布データに読み替えた内容となる。
次のステップＳ１４は、ステップＳ４における電流の位相を電流の位相およびコイル電流量（電流量と略記）に読み替えた内容となる。

次のステップＳ１５はステップＳ５の移相決定情報で移相回路を制御する他に、電流量情報に基づき、駆動部を制御して送電コイル５および第２の送電コイル６の電流を制御する。
そして、（ステップＳ６と同じ）次のステップＳ１６に進み、このステップＳ１６の後、ステップＳ１２に戻る。
本実施形態による無線給電システムの駆動方法においては、カプセル型内視鏡３が必要とする電力よりも過大な電力を供給することもなく、また、過少な電力を供給することもないため、カプセル型医療装置の安定した動作を実現出来るとともに、効率的な無線給電が実現できる効果を奏する。
また、第１の実施形態で述べたように従来技術に比較して被検体の肉体的な負担を軽減でき、かつ操作性を向上できる。

なお、給電領域２１内の分布データを取得する場合、給電領域２１の全領域の場合に限らず、その一部の領域とした場合も含む。前述したように体腔内のカプセル型内視鏡３の移動軌跡として、略水平面に沿って移動すると近似することができる場合がある。このような場合には、例えば第１の送電コイル５と第２の送電コイル６から等距離、つまり、第１の送電コイル５と第２の送電コイル６との間の中央付近に沿ったｘ−ｙ平面を含む狭い領域のみの分布データで済ますことができる。
以上の実施形態において説明した無線給電システムは、被検体内のカプセル型医療装置は、被検体内の画像情報、ヘーハー（ＰＨ）情報、温度情報、圧力情報などの情報を取得するためのカプセル型医療装置への適用やカプセル型消化器液採取装置、カプセル型治療装置など体内に導入されるカプセル型医療装置へ幅広く適用可能である。

体腔内に導入される医療行為を行うためのカプセル型医療装置に対して、体外から無線で電力を供給する。

本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの概略の構成を示す図。 図１を上方から見た主要部の構成を示す図。 本発明の第１の実施形態に係るカプセル型内視鏡の構成を示す図。 図３の機能的な構成を示すブロック図。 図４における電源生成部の構成を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルに流れる電流の状態を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルにて発せられる磁界の状態を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルに流れる電流の状態を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルにて発生される磁界の状態を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルにて発生される磁界の状態を示す図。 本発明の第１の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルにて発生される磁界の状態を示す図。 本発明の第２の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルを回路図記号で示した図。 本発明の第２の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルを回路図記号で示した図。 本発明の第３の実施形態に係る無線給電システムの交流磁界発生用のコイルを回路図記号で示した図。 本発明の第４の実施形態における無線給電システムの駆動方法の内容の説明図。 本発明の第４の実施形態における無線給電システムの駆動方法の処理内容を示すフローチャ−ト。 本発明の第５の実施形態における無線給電システムの駆動方法の内容の説明図。 本発明の第５の実施形態における無線給電システムの駆動方法の処理内容を示すフローチャ−ト。 従来技術における一次コイルの配置を示す図。 従来技術における一次コイルにより発生する磁界の方向を示す図。 従来技術における電源装置の構成を示す図。

符号の説明

１…無線給電システム、２…被検体、３…カプセル型内視鏡、４…検査台、５…第１の送電コイル、６…第２の送電コイル、７…駆動回路、８…移相回路、９…コイル支持体、１１…コイル移動装置、１３…モータ、１６…検査台移動装置、１８…モータ、２１…給電領域、２２…受電コイル、２３…容器、２４…撮像部、２５…照明部、２６…送信部、２７…制御部、２８…電源生成部、３１…体外装置、３１ａ…位置検出部、３２…制御装置、４１…、４１…発信回路部、４３…駆動部、４４…位相反転回路、４４ａ…排他的論理和回路、５１…磁界データ格納部

Claims (13)

1. 被検体の体腔内に導入され、電力を受電するための受電コイルを含むカプセル型医療装置と、
   前記被検体が配置される検査台と、
   該検査台の外部に対向するように配置され、前記カプセル型医療装置に電力を送電するための第１および第２の送電コイルと、
   該第１および第２の送電コイルを駆動するための駆動部と、
   前記第１および第２の送電コイルに流す電流の位相を変える移相手段と、
   前記第１および第２の送電コイルを移動する送電コイル移動手段および/または前記検査台を移動する検査台移動手段と、
   を備えることを特徴とする無線給電システム。
2. 前記移相手段は、前記第１および第２の送電コイルに流す電流を同相もしくは逆相に切り替える位相反転回路であることを特徴とする請求項１に記載の無線給電システム。
3. 前記位相反転回路は、スイッチにより構成されていることを特徴とする請求項２に記載の無線給電システム。
4. 前記位相反転回路は、排他的論理和回路により構成されていることを特徴とする請求項２に記載の無線給電システム。
5. 前記カプセル型医療装置がカプセル型内規鏡であることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一つ記載の無線給電システム。
6. さらに少なくとも前記被検体の外部において、前記カプセル型医療装置または前記受電コイルの位置および向きを検出する検出装置を有することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一つに記載の無線給電システム。
7. さらに前記第１および第２の送電コイルを駆動した場合に、該第１および第２の送電コイル間の対向する領域を含み、前記受電コイルに給電可能とする給電領域内で発生される磁界の少なくとも向きを含む分布データを格納する分布データ格納部を有することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一つに記載の無線給電システム。
8. さらに少なくとも前記被検体の外部において、前記カプセル型医療装置または前記受電コイルの位置および向きを検出する検出装置による検出情報と、前記第１および第２の送電コイルを駆動した場合に、該第１および第２の送電コイルが対向して配置された対向領域を含む所定領域内で発生される磁界の少なくとも向きを含む分布データとを用いて、前記送電コイル移動手段および前記検査台移動手段の少なくとも一方の移動制御と、前記移相手段による位相の可変制御を行う制御手段を有することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一つに記載の無線給電システム。
9. 請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の無線給電システムの駆動方法において、 前記第１の送電コイルおよび第２の送電コイルに流す電流の位相を変化させた時の給電領域内における磁界の向きの分布データを予め格納するステップと、
   該磁界の向きの分布データと前記カプセル型医療装置内の受電コイルの位置および向きの情報を参照するステップと、
   該参照した結果により、前記第１および第２の送電コイルに流す電流の位相と前記カプセル型医療装置の配置位置を決定するステップと、
   を備えることを特徴とする無線給電システムの駆動方法。
10. 前記第１の送電コイルおよび第２の送電コイルに流す電流の位相を変化させた時の給電領域内における磁界の向きの分布データを予め格納するステップと、
    該磁界の向きの分布データと前記カプセル型医療装置内の受電コイルの位置および向きの情報を比較するステップと、
    該比較結果により、前記第１および第２の送電コイルに流す電流の大きさを決定するステップを付加することを特徴とする請求項９に記載の無線給電システムの駆動方法。
11. 前記カプセル型医療装置の配置位置決定情報に基づき、前記送電コイル移動手段により、前記カプセル型医療装置が給電領域内の最適な位置に配置されるように前記第１および第２の送電コイルを移動することを特徴とする請求項９または１０に記載の無線給電システムの駆動方法。
12. 前記カプセル型医療装置の配置位置決定情報に基づき、前記検査台移動手段により、前記カプセル型医療装置を給電領域内で、前記第１および第２の送電コイルによる合成磁界の方向が前記受電コイルの軸方向に略平行となる位置に移動することを特徴とする請求項９または１０に記載の無線給電システムの駆動方法。
13. 前記カプセル型医療装置の配置位置決定情報に基づき、前記送電コイル移動手段により、前記第１および第２の送電コイルを移動するとともに、前記検査台移動手段により、前記カプセル型医療装置を給電領域内で、前記第１および第２の送電コイルによる合成磁界の方向が前記受電コイルの軸方向に略平行となる位置に移動することを特徴とする請求項９または１０に記載の無線給電システムの駆動方法。

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