WO2015098593A1 - 無線送信器及び生体情報取得システム - Google Patents

無線送信器及び生体情報取得システム Download PDF

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WO2015098593A1
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coil
magnetic field
planar
unit
phase
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勇太 杉山
亮 松井
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オリンパス株式会社
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    • H02J2310/23—The load being a medical device, a medical implant, or a life supporting device

Definitions

  • the present invention relates to a wireless transmitter and a biometric information acquisition system, and more particularly to a wireless transmitter and a biometric information acquisition system that perform wireless transmission using magnetic coupling.
  • a transmitting antenna primary side coil
  • a receiving antenna secondary side coil
  • a primary side coil provided in a magnetic field generating unit arranged outside the living body and an inside of a capsule arranged inside the living body A configuration is disclosed to switch on or off the power state of the capsule endoscope by utilizing the magnetic coupling between the secondary side coil provided in the endoscope and the other.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and it is an object of the present invention to provide a wireless transmitter and a biological information acquisition system capable of performing wireless transmission using magnetic coupling simply and reliably. There is.
  • a wireless transmitter is a wireless transmitter disposed outside the living body and configured to perform wireless transmission utilizing magnetic coupling to the in-vivo observation device inside the living body.
  • a magnetic field generator comprising a plurality of planar coils, which are transmitters and are arranged such that the coil planes are located on the same plane, or arranged in layers so that the coil planes are parallel to each other
  • a power supply unit configured to supply a current flowing to the plurality of planar coils, and an operation to supply the plurality of planar coils while switching the phase of the current supplied from the power supply unit.
  • a control unit configured to control the power supply unit and the phase switching unit to sequentially and repeatedly switch the state of the current flowing through the plurality of planar coils in a predetermined cycle. And a control unit,.
  • a biological information acquisition system includes a wireless transmitter and an in-vivo observation device, and the in-vivo observation device disposed inside the living body and the wireless transmitter disposed outside the living body.
  • the wireless information acquisition system configured to be able to perform wireless transmission using magnetic coupling between the wireless transmitter and the wireless transmitter, wherein the wireless transmitters are configured such that each coil surface is on the same plane.
  • a magnetic field generating unit including a plurality of planar coils disposed inside or arranged in layers so that the coil surfaces are parallel to each other, and configured to supply a current to flow to the plurality of planar coils
  • a power supply unit a phase switching unit configured to perform an operation for supplying the plurality of planar coils while switching the phase of the current supplied from the power supply unit, and a current flowing through the plurality of planar coils Shape The sequential repetition switching control for every predetermined period, and a control unit configured to perform relative to the power supply unit and the phase switching unit.
  • FIG. 3 The figure which expanded and showed a part of FIG.
  • seat member in FIG. The figure which shows the structural example different from FIG. 3 of the transmission coil group which can be utilized for the wireless transmission device which concerns on an Example.
  • the figure which shows the structural example of the 3rd transmission coil contained in the transmission coil group which can be utilized for the wireless transmitter which concerns on an Example.
  • the figure for demonstrating the correspondence between the burst-like magnetic field emitted from the radio
  • the biological information acquisition system 1 can be disposed in the wireless transmitter 11 that emits a magnetic field outside the patient 101, which is a living body, inside the patient 101, and is emitted from the wireless transmitter 11.
  • the capsule endoscope 21 is configured to switch the power state on or off according to the magnetic field.
  • FIG. 1 is a diagram showing an overview of a biological information acquisition system according to an embodiment.
  • the wireless transmitter 11 is configured to include a magnetic field generation unit 12 and a grip unit 13.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of an appearance configuration of the wireless transmitter according to the embodiment.
  • the exterior of the magnetic field generator 12 is made of resin or the like, and is formed as a box-shaped hollow member having a substantially rectangular shape in plan view.
  • the surface S1 which is one surface perpendicular to the thickness direction in the exterior of the magnetic field generation unit 12
  • the surface S1 of the patient 101 is a surface such as a character string "patient side” in FIG.
  • a predetermined character string that can visually present that the user is urged to use it in the opposite state.
  • the longitudinal direction of the patient 101 and the arrangement direction of the transmission coils 12A and 12B described later such as a double arrow AR including a character string of “head and foot direction” in FIG.
  • a predetermined mark that can be visually presented to encourage use in parallel is shown.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of the internal configuration of the wireless transmitter according to the embodiment.
  • the transmission coils 12A and 12B are formed, for example, as planar coils (a coil having a shape whose thickness is smaller than the length in the radial direction) having a loop shape.
  • the transmission coils 12A and 12B are arranged side by side along the direction indicated by the double arrow AR. That is, the double arrow AR marked on the surface S1 of the magnetic field generation unit 12 indicates the direction in which the transmission coils 12A and 12B provided inside the magnetic field generation unit 12 are aligned. Furthermore, the transmission coils 12A and 12B are disposed such that the coil surfaces are located on the same plane inside the magnetic field generation unit 12.
  • the gripping portion 13 has a shape that can be gripped by a user such as an operator, and is integrally formed with the magnetic field generating portion 12.
  • the exterior of the grip portion 13 is formed of resin or the like, and is formed as a cylindrical hollow member having a substantially rectangular shape in plan view.
  • an operation switch 14 pressed by a user such as an operator is provided on the surface on the same side as the surface S1 in the exterior surface of the grip portion 13.
  • a power supply unit 15, a control unit 16, and a phase switching unit 17 are provided inside the gripping unit 13.
  • the power supply unit 15 includes a battery, a waveform generator, and the like, and is configured to be able to supply power required for driving the control unit 16. Further, the power supply unit 15 is configured to be able to supply an alternating current having an amplitude according to the control of the control unit 16 to the phase switching unit 17 as a current flowing through the transmission coils 12A and 12B.
  • the control unit 16 includes a CPU, a memory, and the like, and when the operation switch 14 is pressed, the amplitude of the alternating current supplied from the power supply unit 15 to the phase switching unit 17 and the transmission coil 12A from the phase switching unit 17 And 12B are configured to perform control to switch the phase of the alternating current supplied to the control unit 12B and the phase of the alternating current supplied to the control unit 12B at predetermined intervals.
  • the controller 16 causes the alternating current having the amplitude SL1 to flow with the same phase (same direction as each other) in the transmitting coils 12A and 12B.
  • Mode and reverse phase mode in which an alternating current having an amplitude SL2 (SLSL1) flows in the transmission coils 12A and 12B with phases opposite to each other (opposite directions) each other at a predetermined cycle Tc Control for operating while repeatedly switching is performed on the power supply unit 15 and the phase switching unit 17.
  • the above-mentioned amplitude SL2 is set, for example, as a value of about 1 to 2 times the amplitude SL1.
  • the above-mentioned predetermined cycle Tc is set, for example, as a value of about 1 to 100 msec.
  • the phase switching unit 17 is configured to perform an operation for supplying each transmitting coil (the transmitting coils 12A and 12B) while switching the phase of the alternating current supplied from the power supply unit 15 according to the control of the control unit 16. ing.
  • the phase switching unit 17 has a resonance capacitor C1 and a resonance capacitor C2 connected in parallel to one another, a switch SW1, a switch SW2, and a switch SW3. Is configured.
  • the transmission coil 12B is connected in parallel to the transmission coil 12A via the switches SW2 and SW3.
  • FIG. 4 is a circuit diagram for explaining the electrical connection in the internal configuration of the wireless transmitter according to the embodiment.
  • the switch SW1 is configured to flow an alternating current supplied from the power supply unit 15 to the resonance capacitor C1 by turning on the contact point P1 in the in-phase mode according to the control of the control unit 16.
  • the switch SW1 is configured to flow an alternating current supplied from the power supply unit 15 to the resonance capacitor C2 by turning on the contact point P2 in the reverse phase mode according to the control of the control unit 16.
  • Switches SW2 and SW3 turn on contacts P3 and P5 in the in-phase mode according to the control of control unit 16 to thereby transmit alternating currents (having the same direction as each other) with respect to transmitting coils 12A and 12B. It is configured to flow. Further, switches SW2 and SW3 have phases opposite to each other with respect to transmitting coils 12A and 12B by turning on contacts P4 and P6 in the reverse phase mode according to the control of control unit 16 (the opposite directions to each other) ) Is configured to carry alternating current.
  • the resonance capacitor C1 is configured to have a capacitance that resonates with the transmission coils 12A and 12B at a predetermined resonance frequency RF (for example, 13.56 MHz) in the in-phase mode.
  • RF for example, 13.56 MHz
  • the resonance capacitor C2 is configured to have a capacitance that resonates with the transmission coils 12A and 12B at a predetermined resonance frequency RF (for example, 13.56 MHz) in the reverse phase mode.
  • RF for example, 13.56 MHz
  • the alternating current of amplitude SL1 which has passed through the resonance capacitor C1 flows to the transmission coils 12A and 12B, thereby providing a frequency that matches the predetermined resonance frequency RF. And, magnetic fields having the same direction as each other are emitted from the transmission coils 12A and 12B.
  • the alternating current having the amplitude SL2 that has passed through the resonance capacitor C2 flows to the transmission coils 12A and 12B, thereby providing a frequency that matches the predetermined resonance frequency RF.
  • Magnetic fields having directions opposite to each other and having magnetic field strength higher than that of the in-phase mode are emitted from the transmitting coils 12A and 12B.
  • the capsule endoscope 21 is configured to include a capsule-type casing 21A that can be disposed inside the patient 101. Further, as shown in FIG. 5, for example, the capsule endoscope 21 includes an illumination unit 22, an imaging unit 23, a wireless transmission unit 24, an illumination unit 22, a battery unit 25, a magnetic field detection unit 26, and a power supply. A state control unit 27 is provided inside the housing 21A.
  • FIG. 5 is a view showing an example of the internal configuration of the capsule endoscope according to the embodiment.
  • the illumination unit 22 includes, for example, an LED and the like, and is configured to emit illumination light for illuminating a subject in a living body.
  • the imaging unit 23 includes, for example, a CCD, and is configured to capture an object to obtain an image.
  • the wireless transmission unit 24 includes, for example, a modulation circuit and the like, and is configured to wirelessly transmit the image acquired by the imaging unit 23 to the outside.
  • the battery unit 25 includes, for example, a battery, and is configured to be able to supply power required to drive the illumination unit 22, the imaging unit 23, and the wireless transmission unit 24.
  • the magnetic field detection unit 26 includes, for example, an LC resonant circuit that resonates at a predetermined resonant frequency RF, and is configured to detect a magnetic field emitted from the wireless transmitter 11 and output an electrical signal.
  • the power supply state control unit 27 includes, for example, a CPU or the like, and switches between the power supply by the battery unit 25 and the stop when the electric signal is continuously output from the magnetic field detection unit 26 for a predetermined time ta or more. It is configured to perform an operation.
  • the power supply state of the capsule endoscope 21 when the power supply state of the capsule endoscope 21 is turned on when the power supply by the battery unit 25 is performed, the power supply by the battery unit 25 is stopped. At the same time, the capsule endoscope 21 is turned off. Further, according to the configuration described above, the power state of the capsule endoscope 21 shifts to the power state of one of the on state and the off state, and at least a predetermined time ta elapses until the other ends. Does not shift to power state.
  • the user moves the wireless transmitter 11 while grasping the grasping portion 13 so that the surface S1 faces the patient 101 to the body surface, And the magnetic field generation part 12 is arrange
  • control unit 16 controls the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 to operate while alternately switching between the in-phase mode and the reverse-phase mode in sequence every predetermined cycle Tc. Do against Then, in response to the control of the control unit 16, in the transmission coils 12A and 12B, magnetic fields in the same direction and magnetic fields in the opposite directions are sequentially and repeatedly generated (alternately).
  • the combined magnetic field in the reverse phase mode contains more magnetic field components parallel to the coil surfaces of the transmission coils 12A and 12B.
  • a magnetic field having a magnetic field strength higher than that in the in-phase mode is emitted from the transmission coils 12A and 12B. Therefore, according to the present embodiment, the orientation of the capsule endoscope 21 is arbitrary in the patient 101 by switching between the in-phase mode and the anti-phase mode at a high speed while the operation switch 14 is pressed. Even if the direction is changed, the power state of the capsule endoscope 21 can be reliably switched.
  • the power state of the endoscope 21 can be switched.
  • wireless transmission utilizing magnetic coupling can be performed simply and reliably.
  • control for supplying the alternating current having the amplitude higher than that in the in-phase mode is performed, but, for example, the amplitude larger than that in the in-phase mode is provided.
  • Control for supplying an alternating voltage may be performed.
  • the biological information acquisition system 1 may be configured using a wireless transmitter 31 as shown in FIG.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining an example different from FIG. 2 in the appearance configuration of the wireless transmitter according to the embodiment.
  • the wireless transmitter 31 includes a magnetic field generating unit 32 in place of the magnetic field generating unit 12, while the components other than the magnetic field generating unit 32 have substantially the same configuration as the wireless transmitter 11. .
  • the magnetic field generation unit 32 is configured by providing the surface S2 in the exterior instead of the surface S1, while the components other than the surface S2 have substantially the same configuration as the magnetic field generation unit 12.
  • the surface S2 which is one surface perpendicular to the thickness direction in the exterior of the magnetic field generation unit 32, has an arc shape with respect to the direction orthogonal to the arrangement direction of the transmission coils 12A and 12B provided inside the magnetic field generation unit 32. It is formed as a curved curved surface. In other words, the surface S2 is formed to have a shape that can visually indicate that use in a state in which the longitudinal direction of the patient 101 and the alignment direction of the transmission coils 12A and 12B described later are parallel to each other. It is done. In addition, it is possible to visually present on the surface S2, for example, to promote use in a state in which the surface S2 is opposed to the body surface of the patient 101, such as a character string of "patient side" in FIG. A predetermined character string is written.
  • the transmitting coil 12A and The arrangement direction of 12 B can be made parallel.
  • the same function and effect as the biometric information acquisition system 1 configured using the wireless transmitter 11 can be exhibited.
  • the biological information acquisition system 1 may be configured using the wireless transmitter 41 as shown in FIG.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining an example different from FIG. 3 of the internal configuration of the wireless transmission device according to the embodiment.
  • the wireless transmitter 41 is configured by providing a magnetic field generating unit 42 instead of the magnetic field generating unit 12, while the components other than the magnetic field generating unit 42 have substantially the same configuration as the wireless transmitter 11. .
  • the magnetic field generating unit 42 is configured by providing the conductor shield 43 inside, and the components other than the conductor shield 43 have substantially the same configuration as the magnetic field generating unit 12.
  • the conductor shield 43 is formed of, for example, a highly conductive metal such as copper. Also, as shown in FIGS. 7 and 8, for example, the conductor shield 43 is configured as a tubular body capable of covering the periphery of a portion where the conductive wires constituting the transmission coils 12A and 12B are close to each other. .
  • FIG. 8 is an enlarged view of a part of FIG. 7.
  • the biometric information acquisition system 1 configured using the wireless transmitter 41 the same function and effect as the biometric information acquisition system 1 configured using the wireless transmitter 11 can be exhibited, and transmission It is possible to suppress the generation of an unnecessary electric field accompanying the supply of alternating current to coils 12A and 12B.
  • the biological information acquisition system 1 may be configured using a wireless transmitter 51 as shown in FIG.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining an example different from FIGS. 3 and 7 of the internal configuration of the wireless transmission device according to the embodiment.
  • the wireless transmitter 51 is configured by providing a magnetic field generating unit 52 instead of the magnetic field generating unit 12, while the components other than the magnetic field generating unit 52 have substantially the same configuration as the wireless transmitter 11. .
  • the magnetic field generating unit 52 has a sheet member 53 formed of a soft magnetic material provided therein, while the components other than the sheet member 53 have substantially the same configuration as the magnetic field generating unit 12. .
  • the sheet member 53 is configured such that the surface S1 (surface on which the character string “patient side” is described) of the magnetic field generation unit 52 is connected to each transmission coil (transmission coil 12A and 12B) has a shape that covers the entire back side of the coil surface of each transmission coil (transmission coils 12A and 12B) inside the magnetic field generation unit 52 when the front side of the coil surface of 12B) is formed There is.
  • FIG. 10 is a view for explaining the arrangement of the sheet members in FIG.
  • the biometric information acquisition system 1 configured using the wireless transmitter 51 the same function and effect as the biometric information acquisition system 1 configured using the wireless transmitter 11 can be exhibited, and transmission It is possible to suppress the generation of unnecessary magnetic fields accompanying the supply of alternating current to the coils 12A and 12B.
  • FIG. 11 is a diagram showing a configuration example of a transmitting coil group usable for the wireless transmitter according to the embodiment, which is different from FIG. 3.
  • the transmission coils 62A, 62B and 62C are arranged such that the coil surfaces are located on the same plane inside the magnetic field generator 12. Also, although not shown, the transmission coils 62A, 62B and 62C are connected in parallel to one another. Furthermore, although not shown, the transmission coils 62A, 62B and 62C respectively form resonance circuits that resonate at a predetermined resonance frequency RF when connected to one or more resonance capacitors provided in the phase switching unit 17. Is configured as.
  • the transmission coil 62A is formed as a planar coil having a loop shape.
  • the transmission coil 62A is formed to have a coil surface having a large area (for example, approximately twice) as compared with the transmission coils 62B and 62C, and is farther from the gripping portion 13 than the transmission coils 62B and 62C. It is placed in position.
  • the transmission coils 62B and 62C are respectively formed as planar coils having a loop shape.
  • the transmission coils 62B and 62C are respectively formed to have coil surfaces having substantially the same area as each other, and are laterally symmetrical with respect to the central axis in the longitudinal direction of the grip portion 13 (corresponding to the axis CA in FIG. 11). Are arranged at such positions. That is, according to such a configuration, the double arrow AR (not shown in FIG. 11) described on the surface S1 indicates the direction in which the transmission coils 62B and 62C are aligned.
  • control unit 16 sequentially and repeatedly switches the three modes of the Z-axis mode, the X-axis mode and the Y-axis mode every predetermined time Td according to each mode. Control is performed on the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 to supply alternating current having amplitude and phase to the transmission coils 62A, 62B and 62C.
  • control unit 16 controls the power supply unit to cause the alternating current having amplitude SL3 to flow with the same phase in transmitting coils 62A, 62B and 62C in the Z-axis mode described above. 15 and the phase switching unit 17. And according to control of such a control part 16, the magnetic field of the same direction mutually is emitted from transmitting coil 62A, 62B, and 62C, respectively.
  • control unit 16 causes alternating current having amplitude SL4 (SLSL3) to flow with transmission coils 62B and 62C having phases opposite to each other, while current to transmission coil 62A
  • the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 perform control for preventing the flow of the current (for example, control for opening the coil end of the transmission coil 62A).
  • magnetic fields in opposite directions are emitted from the transmission coils 62B and 62C.
  • control unit 16 transmits alternating current having amplitude SL5 ((SL3) while having the same phase in transmitting coils 62B and 62C, while transmitting coil 62B (and 62C). Control is performed on the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 to cause an alternating current having a phase opposite to that of the above to flow to the transmission coil 62A. Then, according to the control of the control unit 16 as described above, magnetic fields having the same direction as each other are emitted from the transmitting coils 62B and 62C, while magnetic fields having directions opposite to the direction of the magnetic field generated from the transmitting coils 62B and 62C. Is emitted from the transmission coil 62A.
  • the above-mentioned amplitude SL4 is set, for example, as a value of about 1 to 2 times the amplitude SL3.
  • the above-mentioned amplitude SL5 is set, for example, as a value about 1 to 3 times the amplitude SL3.
  • the above-mentioned predetermined time Td is set, for example, as a value of about 10 msec.
  • the face S1 faces the patient's body 101 and the double arrow AR described on the face S1 and the patient
  • the magnetic field generation unit 12 is moved along the circumferential direction of the patient 101 by pressing the operation switch 14.
  • the power state of the capsule endoscope 21 can be switched even if the operation to cause the capsule endoscope 21 is not performed.
  • transmission coils 62A, 62B and 62C are provided inside magnetic field generation unit 12, the same function and effect as when transmission coils 12A and 12B are provided inside magnetic field generation unit 12 are exerted. Be done.
  • FIG. 12 is a diagram showing a configuration example of a first transmission coil included in a transmission coil group usable in the wireless transmission device according to the embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a configuration example of a second transmission coil included in a transmission coil group usable for the wireless transmission device according to the embodiment.
  • the transmitting coils 72A and 72B are arranged in layers so that the coil surfaces are parallel to each other in the magnetic field generating unit 12. Although not shown, the transmission coils 72A and 72B are connected in parallel to each other. Furthermore, although not shown, the transmission coils 72A and 72B respectively form resonance circuits that resonate at a predetermined resonance frequency RF when connected to one or more resonance capacitors provided in the phase switching unit 17. It is configured.
  • the transmission coil 72A is formed as a planar coil having a loop shape.
  • the transmitting coil 72B has an 8-shaped electric conduction path crossing at the coil center when viewed along the direction indicated by the double arrow AR (not shown in FIGS. 12 and 13) described on the surface S1. It is formed as a plane coil which becomes.
  • the sheet member 53 is covered so as to cover the entire back surface side of the coil surface of the transmission coil provided closest to the back surface inside the magnetic field generation unit 12. You may provide.
  • the control unit 16 causes the alternating current having the amplitude SL1 to flow only to the transmitting coil 72A and the mode to cause the alternating current having the amplitude SL2 to only the transmitting coil 72B.
  • Control is performed on the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 to operate while sequentially and repeatedly switching at predetermined cycles Te. Further, the control unit 16 controls, for example, to open the coil end of the other transmission coil when an alternating current is flowing in one of the transmission coils 72A and 72B, and the coil of the other transmission coil. Either control to connect a resistance component to the end or control to connect a reactance component to the coil end of the other transmission coil is performed.
  • the magnetic field of which the direction of the magnetic field at the center of the coil is perpendicular to the coil surface transmits
  • the state emitted from the coil 72A and the state in which the magnetic field having the direction of the magnetic field at the center of the coil is parallel to the coil surface are emitted from the transmission coil 72B are sequentially repeated.
  • transmission coils 72A and 72B are provided inside magnetic field generation unit 12, the same function and effect as in the case where transmission coils 12A and 12B are provided inside magnetic field generation unit 12 are exerted. .
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a configuration example of a third transmission coil included in a transmission coil group usable for the wireless transmission device according to the embodiment.
  • the transmitting coils 72A to 72C are arranged in layers so that the coil surfaces are parallel to each other in the magnetic field generating unit 12. Although not shown, the transmission coils 72A to 72C are connected in parallel to one another. Furthermore, although not shown, the transmission coils 72A to 72C respectively form resonance circuits that resonate at a predetermined resonance frequency RF when connected to one or more resonance capacitors provided in the phase switching unit 17. It is configured.
  • the conductive paths intersect at the coil central portion 8 It is formed as a planar coil which becomes a ⁇ -> shape.
  • the sheet member 53 is covered so as to cover the entire back surface side of the coil surface of the transmission coil provided closest to the back surface inside the magnetic field generation unit 12. You may provide.
  • control unit 16 causes the alternating current having the amplitude SL1 to flow only to the transmitting coil 72A and the mode to cause the alternating current having the amplitude SL2 to only the transmitting coil 72B.
  • Control is performed on the power supply unit 15 and the phase switching unit 17 to operate while alternately switching the alternating current having the amplitude SL2 only in the transmission coil 72C in a predetermined cycle Tf.
  • control unit 16 controls, for example, to open the coil ends of the other two transmission coils, respectively, when an alternating current is flowing through any one of the transmission coils 72A to 72C, The control of either connecting the resistance component to the coil end of the two transmission coils or the control of connecting the reactance component to the coil ends of the other two transmission coils is performed.
  • the magnetic field whose direction of the magnetic field at the center of the coil is perpendicular to the coil surface is transmitted
  • the state emitted from the coil 72A, the state in which the magnetic field having the direction of the magnetic field at the center of the coil is parallel to the coil plane is emitted from the transmitting coil 72B, and the direction of the magnetic field at the center of the coil is emitted from the transmitting coils 72A and 72B
  • a state in which a magnetic field orthogonal to the direction of the magnetic field is emitted from the transmission coil 72C is sequentially repeated.
  • the surface S1 faces the patient's body 101 and the double arrow AR described on the surface S1 and the patient 101
  • the magnetic field generation unit 12 is moved along the circumferential direction of the patient 101 by pressing the operation switch 14.
  • the power state of the capsule endoscope 21 can be switched without performing any operation.
  • transmission coils 72A to 72C are provided inside magnetic field generation unit 12
  • the same function and effect as in the case where transmission coils 12A and 12B are provided inside magnetic field generation unit 12 are exerted. .
  • the emission state of the illumination light from the capsule endoscope 21 may be switched according to the magnetic field emitted from the wireless transmitter 11. Further, by appropriately modifying the present embodiment, for example, the frame rate relating to the acquisition of the image by the capsule endoscope 21 may be switched in accordance with the magnetic field emitted from the wireless transmitter 11.
  • the phase with each coil in each mode of the in-phase mode and the reverse phase mode Control may be performed to alternately switch on / off of the electrical connection with the switching unit 17, and a burst (intermittent) magnetic field may be generated according to the control.
  • a burst (intermittent) magnetic field may be generated according to the control.
  • a pulse signal having the number of pulses matching the number of times of generation of a burst-like (intermittent) magnetic field is output from the magnetic field detection unit 26
  • the power supply state, the emission state of the illumination light, and / or the frame rate related to the acquisition of the image may be controlled based on the number of pulses.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining the correspondence between the burst magnetic field emitted from the wireless transmitter according to the embodiment and the pulse signal generated inside the capsule endoscope.
  • the present embodiment is not limited to the case where the number of turns of the transmission coil is one, and can be applied substantially similarly even when the number of turns of the transmission coil is plural, such as spiral coil and helical coil. is there.

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Abstract

　無線送信器（１１）は、生体の外部に配置され、生体の内部の生体内観察装置に対して磁気的な結合を利用した無線伝送を行うことができるように構成された無線送信器（１１）であって、各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、または、コイル面同士が平行になるように層状に配置された、複数の平面コイルを内部に具備する磁界発生部（１２）と、複数の平面コイルに流す電流を供給するように構成された電源部（１５）と、電源部から供給される電流の位相を切り替えながら複数の平面コイルへ供給するための動作を行うように構成された位相切替部（１７）と、複数の平面コイルに流れる電流の状態を所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を、電源部及び位相切替部に対して行うように構成された制御部（１６）と、を有する。

Description

無線送信器及び生体情報取得システム
　本発明は、無線送信器及び生体情報取得システムに関し、特に、磁気的な結合を利用した無線伝送を行う無線送信器及び生体情報取得システムに関するものである。
　医療分野においては、例えば、生体外に配置される一の装置に設けられた送信アンテナ（一次側コイル）と、生体内に配置される他の装置に設けられた受信アンテナ（二次側コイル）と、の間の磁気的な結合を利用した無線通信または無線給電を行うような構成を具備するシステムが従来提案されている。
　具体的には、例えば、日本国特開２０１０－１２５２８６号公報には、生体観察システムにおいて、生体外に配置される磁界発生部に設けられた一次側コイルと、生体内に配置されるカプセル内視鏡に設けられた二次側コイルと、の間の磁気的な結合を利用することにより、当該カプセル内視鏡の電源状態をオンまたはオフに切り替えるための構成が開示されている。
　また、例えば、日本国特開２００８－２８３７９１号公報には、磁界を用いた無線給電を行う無線給電システムにおいて、被験者の体内におけるカプセル内視鏡の位置及び向きの検出結果に基づき、当該被験者の周囲に配置された複数の送電アンテナの中から、当該カプセル内視鏡内に設けられた受電アンテナに最も大きな電力を受電させることが可能な送電アンテナを選択するための構成が開示されている。
　しかし、日本国特開２０１０－１２５２８６号公報に開示された構成によれば、生体内に配置されたカプセル内視鏡の位置及び／または姿勢が様々に変化し得るため、例えば、一次側コイルと二次側コイルとの間の磁気的な結合が極度に弱くなってしまうような状況において、カプセル内視鏡の電源状態を所望の電源状態に切り替えることができない、という問題が発生する。
　また、前述の問題を解決するために、例えば、日本国特開２００８－２８３７９１号公報の送電アンテナに係る構成を日本国特開２０１０－１２５２８６号公報の磁界発生部に対して適用した場合には、当該磁界発生部を含むシステムの構成が煩雑化してしまう、という課題が発生する。
　本発明は、前述した事情に鑑みてなされたものであり、磁気的な結合を利用した無線伝送を簡便かつ確実に行うことが可能な無線送信器及び生体情報取得システムを提供することを目的としている。
　本発明の一態様の無線送信器は、生体の外部に配置され、前記生体の内部の生体内観察装置に対して磁気的な結合を利用した無線伝送を行うことができるように構成された無線送信器であって、各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、または、コイル面同士が平行になるように層状に配置された、複数の平面コイルを内部に具備する磁界発生部と、前記複数の平面コイルに流す電流を供給するように構成された電源部と、前記電源部から供給される電流の位相を切り替えながら前記複数の平面コイルへ供給するための動作を行うように構成された位相切替部と、前記複数の平面コイルに流れる電流の状態を所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を、前記電源部及び前記位相切替部に対して行うように構成された制御部と、を有する。
　本発明の一態様の生体情報取得システムは、無線送信器及び生体内観察装置を具備し、生体の外部に配置された前記無線送信器と、前記生体の内部に配置された前記生体内観察装置と、の間で磁気的な結合を利用した無線伝送を行うことができるように構成された生体情報取得システムであって、前記無線送信器は、各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、または、コイル面同士が平行になるように層状に配置された、複数の平面コイルを内部に具備する磁界発生部と、前記複数の平面コイルに流す電流を供給するように構成された電源部と、前記電源部から供給される電流の位相を切り替えながら前記複数の平面コイルへ供給するための動作を行うように構成された位相切替部と、前記複数の平面コイルに流れる電流の状態を所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を、前記電源部及び前記位相切替部に対して行うように構成された制御部と、を有する。
実施例に係る生体情報取得システムの概要を示す図。 実施例に係る無線送信器の外観構成の一例を示す図。 実施例に係る無線送信器の内部構成の一例を示す図。 実施例に係る無線送信器の内部構成における電気的な接続関係を説明するための回路図。 実施例に係るカプセル内視鏡の内部構成の一例を示す図。 実施例に係る無線送信器の外観構成の、図２とは異なる例を説明するための図。 実施例に係る無線送信器の内部構成の、図３とは異なる例を説明するための図。 図７の一部を拡大して示した図。 実施例に係る無線送信器の内部構成の、図３及び図７とは異なる例を説明するための図。 図９におけるシート部材の配置状態を説明するための図。 実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群の、図３とは異なる構成例を示す図。 実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第１の送信コイルの構成例を示す図。 実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第２の送信コイルの構成例を示す図。 実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第３の送信コイルの構成例を示す図。 実施例に係る無線送信器から発せられるバースト状の磁界と、カプセル内視鏡の内部において生成されるパルス信号と、の間の対応関係を説明するための図。
　以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しつつ説明を行う。図１から図１５は、本発明の実施例に係るものである。
　生体情報取得システム１は、図１に示すように、生体である患者１０１の外部において磁界を発する無線送信器１１と、患者１０１の内部に配置可能であるとともに、無線送信器１１から発せられた磁界に応じて電源状態をオンまたはオフに切り替えるカプセル内視鏡２１と、を有して構成されている。図１は、実施例に係る生体情報取得システムの概要を示す図である。
　無線送信器１１は、図２に示すように、磁界発生部１２と、把持部１３と、を有して構成されている。図２は、実施例に係る無線送信器の外観構成の一例を示す図である。
　磁界発生部１２の外装は、樹脂等により形成されているとともに、平面視略矩形形状をなす箱形の中空部材として形成されている。また、磁界発生部１２の外装における厚さ方向に垂直な一方の面である面Ｓ１には、例えば、図２の「患者側」との文字列のような、面Ｓ１を患者１０１の体表に対向させた状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な所定の文字列が記されている。さらに、面Ｓ１には、例えば、図２の「頭足方向」との文字列を含む両矢印ＡＲのような、患者１０１の長手方向と、後述の送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの並び方向と、を平行にした状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な所定のマークが記されている。
　一方、磁界発生部１２の内部には、図３に示すように、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂが設けられている。図３は、実施例に係る無線送信器の内部構成の一例を示す図である。
　送信コイル１２Ａ及び１２Ｂは、例えば、ループ形状を具備する平面コイル（径方向の長さに比べて厚みが小さい形状のコイル）として形成されている。また、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂは、両矢印ＡＲにより示される方向に沿って並べて配置されている。すなわち、磁界発生部１２の面Ｓ１に記された両矢印ＡＲは、磁界発生部１２の内部に設けられた送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの並び方向に一致する方向を示している。さらに、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂは、各コイル面が磁界発生部１２の内部における同一平面上に位置するように配置されている。
　把持部１３は、術者等のユーザにより把持可能な形状を具備し、磁界発生部１２と一体に形成されている。
　把持部１３の外装は、樹脂等により形成されているとともに、平面視略矩形形状をなす筒形の中空部材として形成されている。また、把持部１３の外装表面における面Ｓ１と同じ側の面には、術者等のユーザにより押下される操作スイッチ１４が設けられている。
　一方、把持部１３の内部には、図３に示すように、電源部１５と、制御部１６と、位相切替部１７と、が設けられている。
　電源部１５は、バッテリ及び波形発生器等を具備し、制御部１６の駆動に要する電力を供給することができるように構成されている。また、電源部１５は、制御部１６の制御に応じた振幅を具備する交流電流を、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに流す電流として位相切替部１７へ供給することができるように構成されている。
　制御部１６は、ＣＰＵ及びメモリ等を具備し、操作スイッチ１４が押下されている際に、電源部１５から位相切替部１７へ供給される交流電流の振幅と、位相切替部１７から送信コイル１２Ａ及び１２Ｂへ供給される交流電流の位相と、を所定の周期毎に切り替えるための制御を行うように構成されている。
　具体的には、制御部１６は、操作スイッチ１４が押下されている際に、振幅ＳＬ１を具備する交流電流が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂにおいて互いに同じ位相を具備して（互いに同じ向きに）流れる同相モードと、振幅ＳＬ２（≧ＳＬ１）を具備する交流電流が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂにおいて互いに逆の位相を具備して（互いに逆の向きに）流れる逆相モードと、を所定の周期Ｔｃ毎に順次繰り返し切り替えつつ動作させるための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行うように構成されている。
　なお、本実施例によれば、前述の振幅ＳＬ２は、例えば、振幅ＳＬ１の１～２倍程度の値として設定される。また、本実施例によれば、前述の所定の周期Ｔｃは、例えば、１～１００ｍｓｅｃ程度の値として設定される。
　位相切替部１７は、制御部１６の制御に応じ、電源部１５から供給される交流電流の位相を切り替えながら各送信コイル（送信コイル１２Ａ及び１２Ｂ）へ供給するための動作を行うように構成されている。
　具体的には、位相切替部１７は、例えば、図４に示すように、互いに並列接続された共振用コンデンサＣ１及び共振用コンデンサＣ２と、スイッチＳＷ１と、スイッチＳＷ２と、スイッチＳＷ３と、を有して構成されている。一方、送信コイル１２Ｂは、図４に示すように、スイッチＳＷ２及びＳＷ３を介して送信コイル１２Ａに対して並列接続されている。図４は、実施例に係る無線送信器の内部構成における電気的な接続関係を説明するための回路図である。
　スイッチＳＷ１は、制御部１６の制御に応じ、同相モード時に接点Ｐ１をオンすることにより、電源部１５から供給される交流電流を共振用コンデンサＣ１に流すように構成されている。また、スイッチＳＷ１は、制御部１６の制御に応じ、逆相モード時に接点Ｐ２をオンすることにより、電源部１５から供給される交流電流を共振用コンデンサＣ２に流すように構成されている。
　スイッチＳＷ２及びＳＷ３は、制御部１６の制御に応じ、同相モード時に接点Ｐ３及びＰ５をオンすることにより、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに対して互いに同じ位相を具備する（互いに同じ向きの）交流電流を流すように構成されている。また、スイッチＳＷ２及びＳＷ３は、制御部１６の制御に応じ、逆相モード時に接点Ｐ４及びＰ６をオンすることにより、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに対して互いに逆の位相を具備する（互いに逆の向きの）交流電流を流すように構成されている。
　共振用コンデンサＣ１は、同相モード時において、所定の共振周波数ＲＦ（例えば１３．５６ＭＨｚ）で送信コイル１２Ａ及び１２Ｂと共振するような静電容量を具備して構成されている。
　共振用コンデンサＣ２は、逆相モード時において、所定の共振周波数ＲＦ（例えば１３．５６ＭＨｚ）で送信コイル１２Ａ及び１２Ｂと共振するような静電容量を具備して構成されている。
　すなわち、以上に述べた構成によれば、同相モード時には、共振用コンデンサＣ１を通過した振幅ＳＬ１の交流電流が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに流れることにより、所定の共振周波数ＲＦに一致する周波数を具備し、かつ、互いに同じ向きの磁界が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂから発せられる。また、以上に述べた構成によれば、逆相モード時には、共振用コンデンサＣ２を通過した振幅ＳＬ２の交流電流が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに流れることにより、所定の共振周波数ＲＦに一致する周波数を具備し、互いに逆の向きであり、かつ、同相モード時以上の磁界強度を具備する磁界が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂから発せられる。
　カプセル内視鏡２１は、患者１０１の内部に配置可能なカプセル型の筐体２１Ａを具備して構成されている。また、カプセル内視鏡２１は、例えば、図５に示すように、照明部２２と、撮像部２３と、無線送信部２４と、照明部２２、バッテリ部２５と、磁界検出部２６と、電源状態制御部２７と、を筐体２１Ａの内部に有して構成されている。図５は、実施例に係るカプセル内視鏡の内部構成の一例を示す図である。
　照明部２２は、例えば、ＬＥＤ等を具備し、生体内の被写体を照明するための照明光を発するように構成されている。
　撮像部２３は、例えば、ＣＣＤ等を具備し、被写体を撮像して画像を取得するように構成されている。
　無線送信部２４は、例えば、変調回路等を具備し、撮像部２３により取得された画像を外部へ無線送信するように構成されている。
　バッテリ部２５は、例えば、電池等を具備し、照明部２２、撮像部２３及び無線送信部２４の駆動に要する電力を供給することができるように構成されている。
　磁界検出部２６は、例えば、所定の共振周波数ＲＦで共振するＬＣ共振回路等を具備し、無線送信器１１から発せられる磁界を検出して電気信号を出力するように構成されている。
　電源状態制御部２７は、例えば、ＣＰＵ等を具備し、磁界検出部２６から所定時間ｔａ以上継続して電気信号が出力された際に、バッテリ部２５による電力供給の実施及び停止を切り替えるための動作を行うように構成されている。
　すなわち、以上に述べた構成によれば、バッテリ部２５による電力供給が実施されている際にカプセル内視鏡２１の電源状態がオン状態になる一方で、バッテリ部２５による電力供給が停止されている際にカプセル内視鏡２１の電源状態がオフ状態になる。また、以上に述べた構成によれば、カプセル内視鏡２１の電源状態が、オン状態及びオフ状態のうちの一方の電源状態に移行してから少なくとも所定時間ｔａが経過するまでは、他方の電源状態に移行しない。
　次に、本実施例に係る生体情報取得システム１の作用について説明する。
　ユーザは、カプセル内視鏡２１が患者１０１の内部に配置されている状態において、把持部１３を把持しつつ無線送信器１１を移動させることにより、面Ｓ１が患者１０１に体表に対向し、かつ、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲと患者１０１の頭足方向とが一致するような配置状態で磁界発生部１２を配置する。そして、ユーザは、前述のように磁界発生部１２を配置した後、把持部１３を把持した状態で操作スイッチ１４を押下しつつ、患者１０１の周方向に沿って磁界発生部１２を移動させる。
　一方、制御部１６は、操作スイッチ１４が押下されている際に、同相モードと逆相モードとを所定の周期Ｔｃ毎に順次繰り返し切り替えつつ動作させるための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。そして、このような制御部１６の制御に応じ、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂにおいて、互いに同じ向きの磁界と、互いに逆の向きの磁界と、が順次繰り返し（交互に）発生する。
　ここで、逆相モード時の合成磁界には、同相モード時の合成磁界に比べ、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂのコイル面に対して平行な磁界成分が多く含まれる。また、本実施例によれば、逆相モード時において、同相モード時以上の磁界強度を具備する磁界が送信コイル１２Ａ及び１２Ｂから発せられる。そのため、本実施例によれば、操作スイッチ１４が押下されている期間中において、同相モードと逆相モードとが高速に切り替わることにより、カプセル内視鏡２１の向きが患者１０１の内部で任意の向きに変化したとしても、カプセル内視鏡２１の電源状態を確実に切り替えることができる。
　また、本実施例によれば、例えば、磁界を発生するコイル等を患者１０１の周囲の所定の位置に固定配置するような煩雑な構成を具備することなく、患者１０１の内部に配置されたカプセル内視鏡２１の電源状態を切り替えることができる。
　従って、本実施例によれば、磁気的な結合を利用した無線伝送を簡便かつ確実に行うことができる。
　なお、本実施例によれば、逆相モード時において、同相モード時以上の振幅を具備する交流電流を供給させるための制御が行われるものに限らず、例えば、同相モード時以上の振幅を具備する交流電圧を供給させるための制御が行われるものであってもよい。
　一方、本実施例によれば、無線送信器１１の代わりに、例えば、図６に示すような無線送信器３１を用いて生体情報取得システム１を構成してもよい。図６は、実施例に係る無線送信器の外観構成の、図２とは異なる例を説明するための図である。
　なお、以降においては、簡単のため、既述の構成と同様の構成を具備する部分についての詳細な説明を適宜省略するとともに、既述の構成とは異なる構成を具備する部分についての説明を主に行うものとする。
　無線送信器３１は、磁界発生部１２の代わりに磁界発生部３２を設けて構成されている一方で、磁界発生部３２以外の各部においては無線送信器１１と略同様の構成を具備している。
　磁界発生部３２は、面Ｓ１の代わりに面Ｓ２を外装に設けて構成されている一方で、面Ｓ２以外の各部においては磁界発生部１２と略同様の構成を具備している。
　磁界発生部３２の外装における厚さ方向に垂直な一方の面である面Ｓ２は、磁界発生部３２の内部に設けられた送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの並び方向に直交する方向に対して円弧状に湾曲した湾曲面として形成されている。換言すると、面Ｓ２は、患者１０１の長手方向と、後述の送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの並び方向と、を平行にした状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な形状を具備して形成されている。また、面Ｓ２には、例えば、図６の「患者側」との文字列のような、面Ｓ２を患者１０１の体表に対向させた状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な所定の文字列が記されている。
　すなわち、以上に述べたような構成によれば、患者１０１の体表の周方向に沿って面Ｓ２の曲面を対向させることにより、患者１０１の長手方向（頭足方向）と、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの並び方向と、を平行にすることができる。
　従って、無線送信器３１を用いて構成された生体情報取得システム１によれば、無線送信器１１を用いて構成された生体情報取得システム１と同様の作用効果を発揮することができる。
　また、本実施例によれば、無線送信器１１の代わりに、例えば、図７に示すような無線送信器４１を用いて生体情報取得システム１を構成してもよい。図７は、実施例に係る無線送信器の内部構成の、図３とは異なる例を説明するための図である。
　無線送信器４１は、磁界発生部１２の代わりに磁界発生部４２を設けて構成されている一方で、磁界発生部４２以外の各部においては無線送信器１１と略同様の構成を具備している。
　磁界発生部４２は、導体シールド４３を内部に設けて構成されている一方で、導体シールド４３以外の各部においては磁界発生部１２と略同様の構成を具備している。
　導体シールド４３は、例えば、銅等の導電性の高い金属で形成されている。また、導体シールド４３は、例えば、図７及び図８に示すように、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂを構成する導線同士が相互に近接している部分の周囲を被覆可能な管体として構成されている。図８は、図７の一部を拡大して示した図である。
　従って、無線送信器４１を用いて構成された生体情報取得システム１によれば、無線送信器１１を用いて構成された生体情報取得システム１と同様の作用効果を発揮することができるとともに、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに対する交流電流の供給に伴う不要な電界の発生を抑制することができる。
　また、本実施例によれば、無線送信器１１の代わりに、例えば、図９に示すような無線送信器５１を用いて生体情報取得システム１を構成してもよい。図９は、実施例に係る無線送信器の内部構成の、図３及び図７とは異なる例を説明するための図である。
　無線送信器５１は、磁界発生部１２の代わりに磁界発生部５２を設けて構成されている一方で、磁界発生部５２以外の各部においては無線送信器１１と略同様の構成を具備している。
　磁界発生部５２は、軟磁性体で形成されたシート部材５３を内部に設けて構成されている一方で、シート部材５３以外の各部においては磁界発生部１２と略同様の構成を具備している。
　シート部材５３は、例えば、図９及び図１０に示すように、磁界発生部５２の面Ｓ１（「患者側」との文字列が記載されている面）側を各送信コイル（送信コイル１２Ａ及び１２Ｂ）のコイル面の前面側とした場合に、磁界発生部５２の内部における各送信コイル（送信コイル１２Ａ及び１２Ｂ）のコイル面の背面側の全域を覆うような形状を具備して形成されている。図１０は、図９におけるシート部材の配置状態を説明するための図である。
　従って、無線送信器５１を用いて構成された生体情報取得システム１によれば、無線送信器１１を用いて構成された生体情報取得システム１と同様の作用効果を発揮することができるとともに、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂに対する交流電流の供給に伴う不要な磁界の発生を抑制することができる。
　一方、本実施例によれば、例えば、図１１に示すような送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃが、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの代わりに磁界発生部１２の内部に設けられているとともに、送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃに応じた制御が行われるようにしてもよい。図１１は、実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群の、図３とは異なる構成例を示す図である。
　送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃは、各コイル面が磁界発生部１２の内部における同一平面上に位置するように配置されている。また、図示しないが、送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃは、相互に並列接続されている。さらに、図示しないが、送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃは、位相切替部１７に設けられた１以上の共振用コンデンサと接続された際に、所定の共振周波数ＲＦで共振する共振回路をそれぞれ形成するように構成されている。
　送信コイル６２Ａは、ループ形状を具備する平面コイルとして形成されている。また、送信コイル６２Ａは、送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃに比べて大きな（例えば略２倍の）面積のコイル面を具備するように形成されており、送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃよりも把持部１３から離れた位置に配置されている。
　送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃは、ループ形状を具備する平面コイルとしてそれぞれ形成されている。また、送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃは、互いに略同じ面積のコイル面を具備するようにそれぞれ形成されており、把持部１３の長手方向の中心軸（図１１の軸ＣＡに相当）に対して左右対称となるような位置にそれぞれ配置されている。すなわち、このような構成によれば、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲ（図１１には不図示）が、送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃの並び方向に一致する方向を示している。
　一方、制御部１６は、操作スイッチ１４が押下されている際に、Ｚ軸モード、Ｘ軸モード及びＹ軸モードの３つのモードを所定の時間Ｔｄ毎に順次繰り返し切り替えつつ、各モードに応じた振幅及び位相を具備する交流電流を送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃに供給させるための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。
　具体的には、制御部１６は、前述のＺ軸モードにおいて、振幅ＳＬ３を具備する交流電流が送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃにおいて互いに同じ位相を具備して流れるようにするための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。そして、このような制御部１６の制御によれば、互いに同じ向きの磁界が送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃからそれぞれ発せられる。
　また、制御部１６は、前述のＸ軸モードにおいて、振幅ＳＬ４（≧ＳＬ３）を具備する交流電流が送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃにおいて互いに逆の位相を具備して流れる一方で、送信コイル６２Ａには電流が流れないようにするための制御（例えば送信コイル６２Ａのコイル端を開放させる制御）を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。そして、このような制御部１６の制御によれば、互いに逆の向きの磁界が送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃから発せられる。
　さらに、制御部１６は、前述のＹ軸モードにおいて、振幅ＳＬ５（≧ＳＬ３）を具備する交流電流が送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃにおいて互いに同じ位相を具備して流れる一方で、送信コイル６２Ｂ（及び６２Ｃ）とは逆の位相を具備する交流電流が送信コイル６２Ａに流れるようにするための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。そして、このような制御部１６の制御によれば、互いに同じ向きの磁界が送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃから発せられる一方で、送信コイル６２Ｂ及び６２Ｃから発せられる磁界の向きに対して逆の向きの磁界が送信コイル６２Ａから発せられる。
　なお、本実施例によれば、前述の振幅ＳＬ４は、例えば、振幅ＳＬ３の１～２倍程度の値として設定される。また、本実施例によれば、前述の振幅ＳＬ５は、例えば、振幅ＳＬ３の１～３倍程度の値として設定される。さらに、本実施例によれば、前述の所定の時間Ｔｄは、例えば、１０ｍｓｅｃ程度の値として設定される。
　すなわち、以上に述べたような送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃを具備する構成によれば、例えば、面Ｓ１が患者１０１に体表に対向し、かつ、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲと患者１０１の頭足方向とが一致するような配置状態で磁界発生部１２が配置されている場合において、操作スイッチ１４が押下されることにより、患者１０１の周方向に沿って磁界発生部１２を移動させるような操作が行われずとも、カプセル内視鏡２１の電源状態を切り替えることができる。
　従って、送信コイル６２Ａ、６２Ｂ及び６２Ｃが磁界発生部１２の内部に設けられている場合においても、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂが磁界発生部１２の内部に設けられている場合と同様の作用効果が発揮される。
　また、本実施例によれば、例えば、図１２に示すような送信コイル７２Ａ及び図１３に示すような送信コイル７２Ｂが、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの代わりに磁界発生部１２の内部に設けられているとともに、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂに応じた制御が行われるようにしてもよい。図１２は、実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第１の送信コイルの構成例を示す図である。図１３は、実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第２の送信コイルの構成例を示す図である。
　送信コイル７２Ａ及び７２Ｂは、図示しないが、コイル面同士が磁界発生部１２の内部において平行になるように層状に配置されている。また、図示しないが、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂは、相互に並列接続されている。さらに、図示しないが、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂは、位相切替部１７に設けられた１以上の共振用コンデンサと接続された際に、所定の共振周波数ＲＦで共振する共振回路をそれぞれ形成するように構成されている。
　送信コイル７２Ａは、ループ形状を具備する平面コイルとして形成されている。
　送信コイル７２Ｂは、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲ（図１２及び図１３には不図示）により示される方向に沿って見た際に、コイル中心部において導電経路が交差する８の字形状となるような平面コイルとして形成されている。
　なお、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂを具備する構成によれば、例えば、磁界発生部１２の内部において、最も背面側に設けられた送信コイルのコイル面の背面側の全域を覆うようにシート部材５３を設けてもよい。
　一方、制御部１６は、操作スイッチ１４が押下されている際に、振幅ＳＬ１を具備する交流電流を送信コイル７２Ａのみに流すモードと、振幅ＳＬ２を具備する交流電流を送信コイル７２Ｂのみに流すモードと、を所定の周期Ｔｅ毎に順次繰り返し切り替えつつ動作させるための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。また、制御部１６は、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂのうちの一方の送信コイルに交流電流が流れている際に、例えば、他方の送信コイルのコイル端を開放させる制御、当該他方の送信コイルのコイル端に抵抗成分を接続させる制御、または、当該他方の送信コイルのコイル端にリアクタンス成分を接続させる制御のいずれかを行う。
　すなわち、以上に述べたような送信コイル７２Ａ及び７２Ｂを具備する構成によれば、操作スイッチ１４が押下されている際に、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して垂直な磁界が送信コイル７２Ａから発せられる状態と、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して平行な磁界が送信コイル７２Ｂから発せられる状態と、が順次繰り返される。
　従って、送信コイル７２Ａ及び７２Ｂが磁界発生部１２の内部に設けられている場合においても、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂが磁界発生部１２の内部に設けられている場合と同様の作用効果が発揮される。
　また、本実施例によれば、例えば、図１２に示すような送信コイル７２Ａと、図１３に示すような送信コイル７２Ｂと、図１４に示すような送信コイル７２Ｃと、が（送信コイル１２Ａ及び１２Ｂの代わりに）磁界発生部１２の内部に設けられているとともに、送信コイル７２Ａ～７２Ｃに応じた制御が行われるようにしてもよい。図１４は、実施例に係る無線送信器に利用可能な送信コイル群に含まれる第３の送信コイルの構成例を示す図である。
　送信コイル７２Ａ～７２Ｃは、図示しないが、コイル面同士が磁界発生部１２の内部において平行になるように層状に配置されている。また、図示しないが、送信コイル７２Ａ～７２Ｃは、相互に並列接続されている。さらに、図示しないが、送信コイル７２Ａ～７２Ｃは、位相切替部１７に設けられた１以上の共振用コンデンサと接続された際に、所定の共振周波数ＲＦで共振する共振回路をそれぞれ形成するように構成されている。
　送信コイル７２Ｃは、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲ（図１４には不図示）により示される方向に対して直交する方向に沿って見た際に、コイル中心部において導電経路が交差する８の字形状となるような平面コイルとして形成されている。
　なお、送信コイル７２Ａ～７２Ｃを具備する構成によれば、例えば、磁界発生部１２の内部において、最も背面側に設けられた送信コイルのコイル面の背面側の全域を覆うようにシート部材５３を設けてもよい。
　一方、制御部１６は、操作スイッチ１４が押下されている際に、振幅ＳＬ１を具備する交流電流を送信コイル７２Ａのみに流すモードと、振幅ＳＬ２を具備する交流電流を送信コイル７２Ｂのみに流すモードと、振幅ＳＬ２を具備する交流電流を送信コイル７２Ｃのみに流すモードと、を所定の周期Ｔｆ毎に順次繰り返し切り替えつつ動作させるための制御を電源部１５及び位相切替部１７に対して行う。
　また、制御部１６は、送信コイル７２Ａ～７２Ｃのうちのいずれか１つの送信コイルに交流電流が流れている際に、例えば、他の２つの送信コイルのコイル端をそれぞれ開放させる制御、当該他の２つの送信コイルのコイル端に抵抗成分をそれぞれ接続させる制御、または、当該他の２つの送信コイルのコイル端にリアクタンス成分をそれぞれ接続させる制御のいずれかを行う。
　すなわち、以上に述べたような送信コイル７２Ａ～７２Ｃを具備する構成によれば、操作スイッチ１４が押下されている際に、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して垂直な磁界が送信コイル７２Ａから発せられる状態と、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して平行な磁界が送信コイル７２Ｂから発せられる状態と、コイル中心部の磁界の向きが送信コイル７２Ａ及び７２Ｂから発せられる磁界の向きに対してそれぞれ直交する磁界が送信コイル７２Ｃから発せられる状態と、が順次繰り返される。
　すなわち、以上に述べたような送信コイル７２Ａ～７２Ｃを具備する構成によれば、例えば、面Ｓ１が患者１０１に体表に対向し、かつ、面Ｓ１に記載された両矢印ＡＲと患者１０１の頭足方向とが一致するような配置状態で磁界発生部１２が配置されている場合において、操作スイッチ１４が押下されることにより、患者１０１の周方向に沿って磁界発生部１２を移動させるような操作が行われずとも、カプセル内視鏡２１の電源状態を切り替えることができる。
　従って、送信コイル７２Ａ～７２Ｃが磁界発生部１２の内部に設けられている場合においても、送信コイル１２Ａ及び１２Ｂが磁界発生部１２の内部に設けられている場合と同様の作用効果が発揮される。
　なお、本実施例を適宜変形することにより、例えば、無線送信器１１から発せられた磁界に応じ、カプセル内視鏡２１からの照明光の出射状態が切り替わるようにしてもよい。また、本実施例を適宜変形することにより、例えば、無線送信器１１から発せられた磁界に応じ、カプセル内視鏡２１による画像の取得に係るフレームレートが切り替わるようにしてもよい。
　また、以上に述べた無線送信器１１、３１、４１または５１の構成を適宜変形することにより、例えば、図１５に示すように、同相モード及び逆相モードの各モード内において、各コイルと位相切替部１７との間の電気的な接続のオンオフを交互に切り替えるような制御が行われるとともに、当該制御に応じたバースト状の（断続的な）磁界が発生されるようにしてもよい。そして、このような構成に応じ、カプセル内視鏡２１において、例えば、バースト状の（断続的な）磁界の発生回数に一致するパルス数のパルス信号が磁界検出部２６から出力されるとともに、当該パルス数に基づいて電源状態、照明光の出射状態及び（または）画像の取得に係るフレームレート等が制御されるようにしてもよい。図１５は、実施例に係る無線送信器から発せられるバースト状の磁界と、カプセル内視鏡の内部において生成されるパルス信号と、の間の対応関係を説明するための図である。
　また、本実施例は、送信コイルの巻き数が１である場合に限らず、例えば、スパイラルコイル及びヘリカルコイルのような、送信コイルの巻き数が複数である場合においても略同様に適用可能である。
　本発明は、上述した各実施例に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更や応用が可能であることは勿論である。
　本出願は、２０１３年１２月２７日に日本国に出願された特願２０１３－２７１９６８号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims (11)

  1. 　生体の外部に配置され、前記生体の内部の生体内観察装置に対して磁気的な結合を利用した無線伝送を行うことができるように構成された無線送信器であって、
    　各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、または、コイル面同士が平行になるように層状に配置された、複数の平面コイルを内部に具備する磁界発生部と、
    　前記複数の平面コイルに流す電流を供給するように構成された電源部と、
    　前記電源部から供給される電流の位相を切り替えながら前記複数の平面コイルへ供給するための動作を行うように構成された位相切替部と、
    　前記複数の平面コイルに流れる電流の状態を所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を、前記電源部及び前記位相切替部に対して行うように構成された制御部と、
    　を有することを特徴とする無線送信器。
  2. 　前記磁界発生部は、各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、２つの平面コイルを有し、
    　前記制御部は、前記２つの平面コイルに同じ位相の電流が流れる同相状態と、前記２つの平面コイルに逆の位相の電流が流れる逆相状態と、を前記所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を前記電源部及び前記位相切替部に対して行う
    　ことを特徴とする請求項１に記載の無線送信器。
  3. 　前記制御部は、前記逆相状態時において、前記同相状態時以上の振幅を具備する電流を供給させるための制御を前記電源部に対して行う
    　ことを特徴とする請求項２に記載の無線送信器。
  4. 　前記生体の長手方向と、前記２つの平面コイルの並び方向と、を平行にした状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な所定のマークが外装に記されている
    　ことを特徴とする請求項２に記載の無線送信器。
  5. 　前記磁界発生部の外装の少なくとも一部が、前記生体の長手方向と、前記２つの平面コイルの並び方向と、を平行にした状態での使用を促す旨を視覚的に提示可能な形状を具備して形成されている
    　ことを特徴とする請求項２に記載の無線送信器。
  6. 　前記磁界発生部は、各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、３つの平面コイルを有し、
    　前記制御部は、前記３つの平面コイルに同じ位相の電流が流れる状態と、前記３つの平面コイルのうちの所定の２つの平面コイルに逆の位相の電流が流れる一方で他の１つの平面コイルには電流が流れない状態と、前記所定の２つの平面コイルに同じ位相の電流が流れる一方で前記他の１つの平面コイルには逆の位相の電流が流れる状態と、を前記所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を前記電源部及び前記位相切替部に対して行う
    　ことを特徴とする請求項１に記載の無線送信器。
  7. 　前記磁界発生部は、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して垂直な磁界を発する第１の平面コイルと、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して平行な磁界を発する第２の平面コイルと、を具備しているとともに、前記第１の平面コイル及び前記第２の平面コイルを、コイル面同士が平行になるように層状に配置して構成されており、
    　前記制御部は、前記第１の平面コイルのみに電流が流れる状態と、前記第２の平面コイルのみに電流が流れる状態と、を前記所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を前記電源部及び前記位相切替部に対して行う
    　ことを特徴とする請求項１に記載の無線送信器。
  8. 　前記磁界発生部は、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して垂直な磁界を発する第１の平面コイルと、コイル中心部の磁界の向きがコイル面に対して平行な磁界を発する第２の平面コイルと、コイル中心部の磁界の向きが前記第１の平面コイル及び前記第２の平面コイルから発せられる磁界の向きに対してそれぞれ直交する磁界を発する第３の平面コイルと、を具備しているとともに、前記第１の平面コイル、前記第２の平面コイル及び前記第３の平面コイルを、コイル面同士が平行になるように層状に配置して構成されており、
    　前記制御部は、前記第１の平面コイルのみに電流が流れる状態と、前記第２の平面コイルのみに電流が流れる状態と、前記第３の平面コイルのみに電流が流れる状態と、を前記所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を前記電源部及び前記位相切替部に対して行う
    　ことを特徴とする請求項１に記載の無線送信器。
  9. 　前記磁界発生部は、前記複数の平面コイルを構成する導線同士が相互に近接している部分の周囲を被覆可能な、導電性のシールド部材を内部に設けて構成されている
    　ことを特徴とする請求項１に記載の無線送信器。
  10. 　前記磁界発生部は、軟磁性体により形成されているとともに、前記２つの平面コイルの各コイル面の背面側の全域を覆うような形状を具備して形成されたシート部材を内部に設けて構成されている
    　ことを特徴とする請求項２に記載の無線送信器。
  11. 　無線送信器及び生体内観察装置を具備し、生体の外部に配置された前記無線送信器と、前記生体の内部に配置された前記生体内観察装置と、の間で磁気的な結合を利用した無線伝送を行うことができるように構成された生体情報取得システムであって、
    　前記無線送信器は、
    　各コイル面が同一平面上に位置するように配置された、または、コイル面同士が平行になるように層状に配置された、複数の平面コイルを内部に具備する磁界発生部と、
    　前記複数の平面コイルに流す電流を供給するように構成された電源部と、
    　前記電源部から供給される電流の位相を切り替えながら前記複数の平面コイルへ供給するための動作を行うように構成された位相切替部と、
    　前記複数の平面コイルに流れる電流の状態を所定の周期毎に順次繰り返し切り替えるための制御を、前記電源部及び前記位相切替部に対して行うように構成された制御部と、
    　を有することを特徴とする。
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