JP4153852B2 - エネルギー供給用コイルおよびこれを用いた無線型被検体内情報取得システム - Google Patents

Description

この発明は、被検体内部に導入された状態で使用され、前記被検体内部において所定の機能を実行する被検体内導入装置に対して被検体外からエネルギーを供給するエネルギー供給用コイルおよびこれを用いた無線型被検体内情報取得システムに関するものである。

近年、内視鏡の分野においては、飲込み型のカプセル型内視鏡が登場している。このカプセル型内視鏡には、撮像機能と無線通信機能とが設けられている。カプセル型内視鏡は、観察（検査）のために患者の口から飲込まれた後、人体から自然排出されるまでの間、体腔内、例えば胃、小腸などの臓器の内部をその蠕動運動に従って移動し、順次撮像する機能を有する。

体腔内を移動する間、カプセル型内視鏡によって体内で撮像された画像データは、順次無線通信により外部に送信され、メモリに蓄積される。患者がこの無線通信機能とメモリ機能とを備えた受信機を携帯することにより、患者は、カプセル型内視鏡を飲み込んだ後、排出されるまでの期間であっても、自由に行動できる。この後、医者もしくは看護士においては、メモリに蓄積された画像データに基づいて臓器の画像をディスプレイに表示させて診断を行うことができる。

かかるカプセル型内視鏡は、内蔵した電力供給源から駆動電力を得る構成としても良いが、近年、カプセル型内視鏡に対して外部から無線送信を介して駆動電力を供給する構成が注目されている。このように、外部から電力を供給する構成とすることによって、カプセル型内視鏡が体腔内を移動する途中で意図せず電力が消費し尽くされて駆動が停止するといったことを回避することが可能である。

一方、非特許文献１には、マイクロマシンに対して給電用コイルを用いてエネルギーを供給するものが記載されている。この給電方式は、給電用コイルを３００mm四方の木枠に５０回重ね巻きしたものに、給電用コイルの端子間電圧５２０Ｖp-pを加え約３４Ｗのエネルギーを送出し、受電コイルによって２０〜３０ｍＷを得ている。伝達効率は、０．０６５〜０．０９％程度である。

「マイクロマシンのための無線による制御・エネルギー供給にする研究」大岩ら、１９９３年精密工学会秋季大会学術講演会論文集pp９９−１００

しかしながら、上述した非特許文献１に記載された給電方式を、カプセル型内視鏡に対するエネルギー供給に採用しようとすると、０．１％以下の伝達効率であり、エネルギー効率が非常に悪いという問題点があった。特に、カプセル型内視鏡に対する給電のエネルギー源は被検体が携帯することが好ましいため、できる限り高いエネルギー効率であることが好ましい。

また、非特許文献１に記載された給電方式では、給電コイルに５００Ｖを超える高電圧が印加されているため、被検体内に導入されたカプセル型内視鏡に対して給電する際における人体の安全性確保に問題がある。

この発明は、上記に鑑みてなされたものであって、低電圧でエネルギー効率の高いエネルギー供給用コイルおよびこれを用いた無線型被検体内情報取得システムを提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、被検体内部に導入された状態で使用され、前記被検体内部において所定の機能を実行する被検体内導入装置に対してエネルギーを供給するエネルギー供給用コイルであって、前記被検体内導入装置が通過する被検体部分の外部に巻き付けられ、この巻き付けによって形成されたコイルの内部空間に前記被検体内導入装置が配置されることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルのピッチはほぼ一定であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルは、複数のループと各ループの給電点を共通接続する給電線とを備えたことを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルは、それぞれ個別に給電される１巻き以上のコイルによって前記内部空間を形成するコイル群であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、被検体内導入装置の位置に応じて前記コイル群の任意のコイルに対して給電する給電制御手段をさらに備えたことを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルの直径は、前記被検体の胴の直径とほぼ同じであることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記内部空
間を形成するコイルの軸方向長さに対する該コイルの半径の比は、０．１〜３であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルの駆動周波数は、１ＭＨｚ未満であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルに供給される電圧は、１００Ｖ未満であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルの駆動周波数と前記コイルの自己インダクタンスと前記コイルに流れる電流と値２πとを乗算した値である電圧が１００Ｖ未満となるように自己インダクタンスを設定することを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルの抵抗は、１００Ω未満であることを特徴とする。

また、この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、上記の発明において、前記コイルは、伸縮自在な素材に埋め込まれ、あるいは貼り付けられることを特徴とする。

また、この発明にかかる無線型被検体内情報取得システムは、被検体内部に導入される被検体内導入装置と、被検体外部に配置され、前記被検体内導入装置によって得られた情報を無線通信を介して取得するとともに前記被検体内導入装置に対してエネルギーを供給する送受信装置とを備えた無線型被検体内情報取得システムであって、前記被検体内導入装置は、所定の機能を実行する機能実行手段と、前記機能実行手段によって得られた情報を無線送信する無線手段と、前記エネルギーを受信するエネルギー受信手段と、前記送受信装置は、前記無線手段から送信された情報を受信する無線受信手段と、前記エネルギー受信手段に対してエネルギーを供給する請求項１〜１２のいずれか一つに記載のエネルギー供給用コイルを含むエネルギー供給手段と、受信した情報を解析する処理手段と、を備えたことを特徴とする。

この発明にかかるエネルギー供給用コイルは、自己インダクタンスの影響を少なくしたコイル形状あるいはコイル配置としているので、被検体内導入装置に対するエネルギー供給効率を格段に向上させることができるとともに、供給電圧を低く抑えることができるため、人体に対する安全性を確保することができるという効果を奏する。

以下、この発明を実施するための最良の形態であるエネルギー供給用コイルおよびこれを用いた無線型被検体内情報取得システムについて説明する。

（実施の形態１）
まず、実施の形態１にかかる無線型被検体内情報取得システムについて説明する。この実施の形態１にかかる無線型被検体内情報取得システムは、被検体内導入装置の一例としてカプセル型内視鏡をあげて説明する。

図１は、この実施の形態１にかかる無線型被検体内情報取得システムの全体構成を示す模式図である。図１に示すように、無線型被検体内情報取得システムは、無線送受信機能を有する送受信装置２と、被検体１の体内に導入され、送受信装置２から送信された無線信号から得られる駆動電力によって動作し、体腔内画像を撮像して送受信装置２に対してデータ送信を行うカプセル型内視鏡３とを備える。また、無線型被検体内情報取得システムは、送受信装置２が受信したデータに基づいて体腔内画像を表示する表示装置４と、送受信装置２と表示装置４との間のデータ受け渡しを行うための携帯型記録媒体５とを備える。送受信装置２は、被検体１によって着用される送受信ジャケット２ａと、送受信ジャケット２ａを介して送受信される無線信号の処理等を行う外部装置２ｂとを備える。

表示装置４は、カプセル型内視鏡３によって撮像された体腔内画像を表示するためのものであり、携帯型記録媒体５によって得られるデータに基づいて画像表示を行うワークステーション等のような構成を有する。具体的には、表示装置４は、ＣＲＴディスプレイ、液晶ディスプレイ等によって直接画像を表示する構成としても良いし、プリンタ等のように、他の媒体に画像を出力する構成としても良い。

携帯型記録媒体５は、外部装置２ｂおよび表示装置４に対して着脱可能であって、両者に対する挿着時に情報の出力または記録が可能な構造を有する。具体的には、携帯型記録媒体５は、カプセル型内視鏡３が被検体１の体腔内を移動している間は外部装置２ｂに挿着されてカプセル型内視鏡３から送信されるデータを記録する。そして、カプセル型内視鏡３が被検体１から排出された後、つまり、被検体１の内部の撮像が終わった後には、外部装置２ｂから取り出されて表示装置４に挿着され、表示装置４によって記録したデータが読み出される構成を有する。外部装置２ｂと表示装置４との間のデータの受け渡しをコンパクトフラッシュ（登録商標）メモリ等の携帯型記録媒体５によって行うことで、外部装置２ｂと表示装置４との間が有線接続された場合と異なり、被検体１が体腔内の撮影中に自由に動作することが可能となる。

送受信装置２は、カプセル型内視鏡３に対して電力送信を行う給電装置としての機能を有すると共に、カプセル型内視鏡３から送信された体腔内画像データを受信する受信装置としての機能も有する。図２は、送受信装置２の構成を模式的に示すブロック図である。図２に示すように、送受信装置２は、被検体１によって着用可能な形状を有し、受信用アンテナＡ１〜Ａｎおよび給電用アンテナ（エネルギー供給用コイル）Ｂを備えた送受信ジャケット２ａと、送受信された無線信号の処理等を行う外部装置２ｂとを備える。

外部装置２ｂは、カプセル型内視鏡３から送信された無線信号の処理を行う機能を有する。具体的には、外部装置２ｂは、図２に示すように、受信用アンテナＡ１〜Ａｎによって受信された無線信号に対して所定の処理を行い、無線信号の中からカプセル型内視鏡３によって取得された画像データを抽出し、出力するＲＦ受信ユニット１１と、出力された画像データに必要な処理を行う画像処理ユニット１２と、画像処理が施された画像データを記録するための記憶ユニット１３とを備える。なお、記憶ユニット１３を介して携帯型記録媒体５に画像データが記録される。

また、外部装置２ｂは、カプセル型内視鏡３に対して送信する無線信号の生成を行う機能を有する。具体的には、外部装置２ｂは、給電用信号の生成および発振周波数の規定を行う発振器１４と、カプセル型内視鏡３の駆動状態の制御のためのコントロール情報信号を生成するコントロール情報入力ユニット１５と、給電用信号とコントロール情報信号とを合成する重畳回路１６と、合成された信号の強度を増幅する増幅回路１７とを備える。増幅回路１７で増幅された信号は、給電用アンテナＢに送られ、カプセル型内視鏡３に対して送信される。なお、外部装置２ｂは、所定の蓄電装置またはＡＣ電源アダプタ等を備えた電力供給ユニット１８を備え、外部装置２ｂの構成要素は、電力供給ユニット１８から供給される電力を駆動エネルギーとしている。

次に、カプセル型内視鏡３について説明する。図３は、カプセル型内視鏡３の構成を模式的に示すブロック図である。図３に示すように、カプセル型内視鏡３は、被検体１の内部を撮影する際に撮像領域を照射するためのＬＥＤ１９と、ＬＥＤ１９の駆動状態を制御するＬＥＤ駆動回路２０と、ＬＥＤ１９によって照射された領域の撮像を行うＣＣＤ２１と、ＣＣＤ２１から出力された画像信号を所望の形式の撮像情報に処理する信号処理回路２２とを備える。また、カプセル型内視鏡３は、ＣＣＤ２１の駆動状態を制御するＣＣＤ駆動回路２６と、ＣＣＤ２１によって撮像され、信号処理回路２２によって画像データを変調してＲＦ信号を生成するＲＦ送信ユニット２３と、ＲＦ送信ユニット２３から出力されたＲＦ信号を送信する送信アンテナ部２４と、ＬＥＤ駆動回路２０、ＣＣＤ駆動回路２６およびＲＦ送信ユニット２３の動作を制御するシステムコントロール回路３２とを備える。なお、ＣＣＤ２１、信号処理回路２２、およびＣＣＤ駆動回路２６をまとめて撮像回路４０と呼ぶ。

これらの機構を備えることにより、カプセル型内視鏡３は、被検体１内に導入されている間、ＬＥＤ１９によって照明された被検部位の画像情報をＣＣＤ２１によって取得する。そして、取得された画像情報は、信号処理回路２２によって信号処理され、ＲＦ送信ユニット２３においてＲＦ信号に変換された後、送信アンテナ部２４を介して外部に送信される。

また、カプセル型内視鏡３は、送受信装置２から送られてきた無線信号を受信する受信アンテナ部２５と、受信アンテナ部２５で受信した信号から給電用信号を分離する分離回路２７とを備える。さらに、カプセル型内視鏡３は、分離された給電用信号から電力を再生する電力再生回路２８と、再生された電力を昇圧する昇圧回路２９と、昇圧された電力を蓄積する蓄電器３０とを備える。また、カプセル型内視鏡３は、分離回路２７で給電用信号と分離された成分からコントロール情報信号の内容を検出し、必要に応じてＬＥＤ駆動回路２０、ＣＣＤ駆動回路２６およびシステムコントロール回路３２に対して制御信号を出力するコントロール情報検出回路３１を備える。なお、コントロール情報検出回路３１およびシステムコントロール回路３２は、蓄電器３０から供給される駆動電力を他の構成要素に対して分配する機能も有する。

これらの機構を備えることにより、カプセル型内視鏡３は、まず、送受信装置２から送られてきた無線信号を受信アンテナ部２５において受信し、受信した無線信号から給電用信号およびコントロール情報信号を分離する。コントロール情報信号は、コントロール情報検出回路３１を経てＬＥＤ駆動回路２０、ＣＣＤ駆動回路２６およびシステムコントロール回路３２に出力され、ＬＥＤ１９、ＣＣＤ２１およびＲＦ送信ユニット２３の駆動状態の制御に使用される。一方、給電用信号は、電力再生回路２８によって電力として再生され、再生された電力は昇圧回路２９によって電位を蓄電器３０の電位にまで昇圧された後、蓄電器３０に蓄積される。蓄電器３０は、システムコントロール回路３２その他の構成要素に対して電力を供給可能な構成を有する。このように、カプセル型内視鏡３は、送受信装置２からの無線送信によって電力が供給される構成を有する。

ここで、給電用アンテナＢは、エネルギー供給用コイル１００によって実現される。このエネルギー供給用コイル１００は、図４に示すように、被検体１が含まれる筒状の内部空間１０１を形成するように導線が内部空間１０１の周囲をコイル上に巻回され、磁気結合給電によってカプセル型内視鏡３に給電する。ここで、エネルギー供給用コイル１００は、自己インダクタンスが低くなるように、疎に巻回される円筒型ソレノイドコイルである。エネルギー給電用コイル１００の各端部側には、アンプ１０２，１０３が設けられる。このアンプ１０２，１０３は、外部装置２ｂ内に設けられる。また、エネルギー供給用コイル１００は、送受信ジャケット２ａに埋め込まれ、あるいは貼り付けされる。送受信ジャケット２ａは、伸縮自在の素材から形成されており、エネルギー供給用コイル１００は、被検体１の胴部に比してやや余裕を持たせる内部空間が形成できるように長めに形成される。この場合、送受信ジャケット２ａは、伸縮自在であるため、被検体１の肩部および胴体部にフィットし、エネルギー供給用コイルも被検体１に密着することになる。エネルギー供給用コイル１００が形成する内部空間１０１は、カプセル型内視鏡３が被検体内を通過する位置に対応して形成される。また、エネルギー供給用コイル１００のピッチはほぼ同じに設定されている。

エネルギー供給用コイル１００の軸方向の長さをｌとし、半径をｄとし、巻数をＮとし、流れる電流をＩとすると、エネルギー供給用コイル１００のコイル中心磁場Ｈは、
Ｈ＝Ｎ・Ｉ／√（ｌ²＋ｄ²）
となる。すなわち、コイル中心磁場Ｈは、巻数Ｎと電流Ｉとに比例することになる。一方、エネルギー供給用コイル１００の自己インダクタンスＬは、
Ｌ＝Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌ
となる。ここで、Ｋは長岡係数であり、μは透磁率である。
一方、エネルギー供給用コイル１００に電流Ｉを流したときの逆起電力Ｖｒは、
Ｖｒ＝２π・ｆ・Ｌ・Ｉ
に近似されることから、エネルギー供給用コイル１００の駆動に必要な電圧Ｖは、
Ｖ＝２π・ｆ・Ｌ・Ｉ
として近似される。なお、ｆは、エネルギー供給用コイル１００に供給される交流電流の周波数である。

したがって、駆動電力（Ｖ・Ｉ）に対する発生磁界Ｈの効率ηは、
η＝Ｈ／（Ｖ・Ｉ）
＝Ｎ・Ｉ／√（ｌ²＋ｄ²）／（２π・ｆ・Ｌ・Ｉ²）
として表すことができる。ここで、巻数Ｎ、半径ｄ、周波数ｆ、および電流Ｉを定数とした場合における効率ηを効率ξとすると、
ξ＝１／｛Ｋ・√（１＋（ｄ／ｌ）²）｝
と表すことができ、この効率ξを最大にする長さｌをもつエネルギー供給用コイル１００とすることによってエネルギー伝達効率が最大になる。

そこで、効率ξの、長さｌに対する半径ｄの比（ｄ／ｌ）の依存性を求めると、図５に示すようになる。図５に示すように、効率ξは、比（ｄ／ｌ）が１のときに最大となり、８０％以上の効率ξを得る比（ｄ／ｌ）の範囲は、０．１〜３であった。

次ぎに、エネルギー供給用コイル１００に印加する電流Ｉの周波数ｆについて説明する。図６は、真水および海水の吸収係数に対する周波数依存性を示す図である。図６において、実線で示した曲線Ｌ１は、真水の吸収係数を示し、破線で示した曲線Ｌ２は、海水の吸収係数を示している。ここで、人体の構成は、生理食塩水に近い海水で近似でき、人体の吸収係数は海水の吸収係数として捉えることができる。海水の吸収係数は、周波数の増大とともに大きくなる傾向を有し、周波数が１０⁸Ｈｚで吸収係数がほぼ１になる。吸収係数が１ということは、１ｃｍでほぼ吸収されてしまうことを意味する。すなわち、周波数が高い、たとえばＧＨｚ程度になると、供給されるエネルギーは人体にほとんど吸収され、カプセル型内視鏡３に到達されないことになる。そこで、人体を考慮すると、吸収される長さが１０ｃｍ以上となる１ＭＨｚ以下とする周波数ｆを選択することが必要である。実際には、人体の身長を１００ｃｍ程度とし、周波数１００ｋＨｚ帯を選択するのが適切であり、そのときの吸収係数は１０^-3である。

なお、エネルギー供給用コイル１００に印加される電圧Ｖは、１００Ｖ程度とすることが好ましい。また、エネルギー供給用コイル１００から被検体１に印加される磁界は、法規制を満足する必要がある。すなわち、電圧Ｖは、自己インダクタンスＬ＝Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌであることから、
Ｖ＝２π・ｆ・Ｌ・Ｉ
＝２π・ｆ・Ｉ・Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌ
＜１００（Ｖ）
を満足し、
規制のコイル中心磁場Ｈｃとした場合に、コイル中心磁場Ｈは、
Ｈ＝Ｎ・Ｉ／√（ｌ²＋ｄ²）
＜Ｈｃ
を満足しなければならず、これらによって、電流Ｉおよび巻数Ｎが制限されることになる。

また、エネルギー供給用コイル１００の抵抗Ｒは、ジュール熱によって損失が発生することから効率に影響を与えるため、抵抗Ｒは１００Ω未満とすることが好ましい。

ここで、エネルギー供給用コイル１００の巻数Ｎの下限および上限について説明する。まず、巻数Ｎの下限について説明すると、図７に示すように単一のコイルが配置された場合、コイル中心軸（ｚ軸）上の磁界Ｂｚは、
Ｂｚ＝μ・Ｉ・Ｎ・ｄ²／（２（ｄ²＋ｒ²）^3/2）
として表せる。なお、ｒは、コイル中心からの距離である。ここで、定数であるμ・Ｉ・Ｎ／２の値をＫとおき、ｒ＝０（ｍ）とすると、
Ｂｚ＝Ｋ・ｄ²／（（ｄ²＋ｒ²）^3/2）
＝Ｋ／ｄ
となる。そこで、一定の距離ｒ離れたところにおける磁界Ｂｚの低下の比ＬＢは、
ＬＢ＝Ｋ・ｄ²／（（ｄ²＋ｒ²）^3/2）／（Ｋ／ｄ）
＝ｄ³／（（ｄ²＋ｒ²）^3/2）
となる。ここで、ｚ軸上において磁界Ｂｚが５０％に低下する位置において、対向するコイルｒの磁界によって補間されるものとすると、この５０％に低下した磁界は、ｒ＝０（ｍ）の位置における磁界と同じ磁界を得ることができる。このときのｒは、
０．５＝ｄ³／（（ｄ²＋ｒ²）^3/2）
を解くことによって得られ、ｒ＝０．７６６・ｄとなる。ここで、ｄ＝０．１５ｍとすると、ｒ＝０．１１５ｍ＝１１．５ｃｍとなる。距離ｒは、コイル間隔（ピッチ）の半分の値であるから、コイル間隔の最大値は、２３ｃｍとなる。ここで、胴体の長さを４０ｃｍ以上とすると、少なくとも３巻回必要であり、胴体の折り曲げなどを考慮して余裕をとると、最小４巻回以上必要となる。

次ぎに、エネルギー供給用コイル１００の巻数Ｎの上限について説明する。この巻数Ｎの上限は、コイルの誘導リアクタンスによって求めることができる。抵抗の次元をもつ誘導リアクタンスＸｌは、Ｘｌ＝２π・ｆ・Ｌとして表せる。一方、エネルギー供給用コイル１００の自己インダクタンスＬは、Ｌ＝Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌであることから、誘導リアクタンスＸｌは、
Ｘｌ＝２π・ｆ・Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌ
として表すことができる。

エネルギー供給用コイル１００の抵抗Ｒの値と同程度の誘導リアクタンスが発生し出すと、コイルのインダクタンスが電力損の主因となる。そこで、抵抗Ｒの値の上限を１００Ωとすると、
Ｒ＝１００Ω
＝Ｘｌ
＝２π・ｆ・Ｋ・μ・Ｎ²・π・ｄ²／ｌ
であり、周波数ｆ＝１００ｋＨｚ、Ｋ＝０．８５、μ＝４π１０^-7、ｄ＝０．１５ｍ、ｌ＝０．４ｍを代入すると、Ｎ＝２９が求まる。すなわち、周波数が１００ｋＨｚの場合に、コイルの巻回は２９回以下とする必要がある。

ここで、対向したコイルによって磁場を形成する対向コイルと、この実施の形態１で示した円筒ソレノイド型コイルとの電力効率比較を行うと、円筒ソレノイド型コイルの方が約５倍強い磁界を発生することができる。なお、同一抵抗を有するコイルに同一電流を流すことを条件としている。

この実施の形態１では、エネルギー給電用コイル１００の自己インダクタンスを低く設定するようにしているので、コイルに同一の交流電流を流す際の駆動電圧を低く抑えることができるため、コイルの直列寄生抵抗によるジュール熱の発生を低減でき、無効電力を抑え、エネルギー伝達効率を高めることができる。また、エネルギー給電用コイル１００の自己インダクタンスを低く設定しているので、コイルの端子間に高電圧が発生しなかうなり、人体に対する安全性を高めることができる。

（実施の形態２）
つぎに、この発明の実施の形態２について説明する。上述した実施の形態１では、円筒ソレノイド型のコイルをエネルギー供給用コイルとして用いていたが、この実施の形態２では、複数のループを共通の給電線に接続した形態としている。

図８は、この発明の実施の形態２であるエネルギー供給用コイルの概要構成を示す図である。図８に示すように、このエネルギー供給用コイル２００は、複数のループ２０１〜２０５と、各ループ２０１〜２０５の一端を共通の給電線２０６，２０７で共通接続するようにしている。

この実施の形態２では、実施の形態１と同様な磁場を形成することができるとともに、給電線２０６，２０７によって各ループ２０１〜２０５が展開できる。すなわち、送受信ジャケット２ａの前面に給電線２０６，２０７を設け、この給電線２０６，２０７間で開くことができるジャケットとすることによって、コイル間の電気的接続が不要になる。

（実施の形態３）
つぎに、この発明の実施の形態３について説明する。この実施の形態３では、エネルギー供給コイルを複数のループで形成するとともに、各ループに対する給電を個別に行うようにしている。

図９は、この発明の実施の形態３であるエネルギー供給用コイルの概要構成を示す図である。図９において、このエネルギー供給用コイル３００は、複数のループ３０１〜３０５を有し、各ループ３０１〜３０５毎に個別の給電を行うようにしている。また、各ループ３０１〜３０５の給電線は、それぞれ切替制御部３１０に接続され、切替制御部３１０は、各ループ３０１〜３０５が形成する内部空間内においてカプセル型内視鏡３の位置に対応する１以上のループを給電するように制御する。なお、切替制御部３１０は、外部装置２ｂ内に設けられ、カプセル型内視鏡３の位置情報をもとに切替制御を行う。

この実施の形態３では、必要最小限のループのみに給電を行うようにしているので、給電に伴う電力消費を効率的に行うことができる。

この発明の実施の形態１にかかる無線型被検体内情報取得システムの全体構成を示す模式図である。 図１に示した無線型被検体内情報取得システムを構成する送受信装置の構成を模式的に示すブロック図である。 図１に示した無線型被検体内情報取得システムを構成するカプセル型内視鏡の構成を模式的に示すブロック図である。 エネルギー供給コイルの概要構成を示す図である。 効率の、コイルの長さに対するコイルの半径の比の依存性を示す図である。 真水および海水に対する吸収係数の周波数依存性を示す図である。 コイルによって発生する軸上の磁界を説明する図である。 この発明の実施の形態２であるエネルギー供給用コイルの概要構成を示す図である。 この発明の実施の形態３であるエネルギー供給用コイルの概要構成を示す図である。

符号の説明

１ 被検体
２ 送受信装置
２ａ 送受信ジャケット
２ｂ 外部装置
３ カプセル型内視鏡
４ 表示装置
５ 携帯型記録媒体
６ 電力供給用コイル
１１ ＲＦ受信ユニット
１２ 画像処理ユニット
１３ 記憶ユニット
１４ 発振器
１５ コントロール情報入力ユニット
１６ 重畳回路
１７ 増幅回路
１８ 電力供給ユニット
１９ ＬＥＤ
２０ ＬＥＤ駆動回路
２１ ＣＣＤ
２２ 信号処理回路
２３ ＲＦ送信ユニット
２４ 送信アンテナ部
２５ 受信アンテナ部
２６ ＣＣＤ駆動回路
２７ 分離回路
２８ 電力再生回路
２９ 昇圧回路
３０ 蓄電器
３１ コントロール情報検出回路
３２ システムコントロール回路
３４ 駆動制御部
４０ 撮像回路
１００，２００，３００ エネルギー供給用コイル
２０１〜２０５，３０１〜３０５ ループ
３１０ 切替制御部
Ａ１〜Ａｎ 受信用アンテナ
Ｂ 給電用アンテナ

Claims (2)

1. 被検体内部に導入された状態で使用され、前記被検体内部において所定の機能を実行する被検体内導入装置に対してエネルギーを供給するエネルギー供給用コイルであって、
   前記被検体内部で前記被検体内導入装置が移動可能に配置されて前記所定の機能を実行するように、前記被検体内導入装置が通過する被検体部分の外部に、前記被検体が含まれる筒状の内部空間を形成するように巻き付けられた円筒状のソレノイドコイルであり、
   該ソレノイドコイルの軸方向の長さに対する前記ソレノイドコイルの半径の比が０．１〜３であることを特徴とするエネルギー供給用コイル。
2. 被検体内部に導入される被検体内導入装置と、被検体外部に配置され、前記被検体内導入装置によって得られた情報を無線通信を介して取得するとともに前記被検体内導入装置に対してエネルギーを供給する送受信装置とを備えた無線型被検体内情報取得システムであって、
   前記被検体内導入装置は、
   所定の機能を実行する機能実行手段と、
   前記機能実行手段によって得られた情報を無線送信する無線手段と、
   前記エネルギーを受信するエネルギー受信手段と、
   前記送受信装置は、
   前記無線手段から送信された情報を受信する無線受信手段と、
   前記エネルギー受信手段に対してエネルギーを供給する請求項１に記載のエネルギー供給用コイルを含むエネルギー供給手段と、
   受信した情報を解析する処理手段と、
   を備えたことを特徴とする無線型被検体内情報取得システム。

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