JP4885788B2

JP4885788B2 - Wireless power supply system

Info

Publication number: JP4885788B2
Application number: JP2007126083A
Authority: JP
Inventors: 秀治宮原; 憲佐藤
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2007-05-10
Filing date: 2007-05-10
Publication date: 2012-02-29
Anticipated expiration: 2027-05-10
Also published as: JP2008283791A

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。 The present invention relates to a wireless power feeding system that wirelessly transmits power from a power transmitting antenna to a power receiving antenna.

近年、送電アンテナ（一次コイル）から受電アンテナ（二次コイル）に、磁界により遠隔的に電力を伝送する技術が開発され、有線での電力供給が困難な各種機器への無線給電システムとして適用されている。 In recent years, a technology for remotely transmitting power from a power transmitting antenna (primary coil) to a power receiving antenna (secondary coil) using a magnetic field has been developed and applied as a wireless power feeding system to various devices that are difficult to supply power with wires. ing.

このような無線給電システムの適用例は、例えば、特許文献１（特開２００４−１５９４５６号公報）に開示されている。この従来技術は、体外からの無線給電方式にて、体内のカプセル内視鏡等の医療用小型機器に電力を供給する無線給電システムへの適用例であり、以下、図１２及び図１３を用いて説明する。 An application example of such a wireless power feeding system is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-159456. This prior art is an application example to a wireless power feeding system that supplies power to a small medical device such as a capsule endoscope in the body by a wireless power feeding method from outside the body. Hereinafter, FIG. 12 and FIG. 13 are used. I will explain.

図１２，図１３に示すように、被験者の体外には、ＸＹＺ軸方向に沿って、それぞれ一次コイルが配置されている。一次コイルはヘルムホルツ型の構成となっており、一次コイル１２ａ，１２ｂがＸ方向に磁界を発生させるコイル、一次コイル１３ａ，１３ｂがＹ方向に磁界を発生させるコイル、一次コイル１１ａ，１１ｂがＺ軸方向に磁界を発生させるコイルである。 As shown in FIGS. 12 and 13, primary coils are arranged outside the body of the subject along the XYZ axis directions. The primary coil has a Helmholtz type configuration, the primary coils 12a and 12b generate a magnetic field in the X direction, the primary coils 13a and 13b generate a magnetic field in the Y direction, and the primary coils 11a and 11b have a Z axis. A coil that generates a magnetic field in the direction.

医療用小型機器１００は、被験者の体内にあり、医療用小型機器１００の内部には、二次コイル１０１が配置されている。医療用小型機器１００が動作するために必要な電力は、一次コイルから放射された磁界を医療用小型機器１００の内部に搭載された二次コイル１０１が受信し、整流回路１０４で整流して医療用小型機器１００の電源として用いられる。 The small medical device 100 is in the body of the subject, and the secondary coil 101 is disposed inside the small medical device 100. Electric power necessary for the operation of the medical small device 100 is received by the secondary coil 101 mounted inside the medical small device 100 and rectified by the rectifier circuit 104. It is used as a power source for the small industrial device 100.

各軸方向の一次コイル１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂ，１３ａ，１３ｂは、一次コイル共振用コンデンサ２２，２４，２６を介して、それぞれがスイッチング回路２１，２３，２５と接続されている。そして、スイッチング回路２１，２３，２５には、直流電源１５が接続されている。 The primary coils 11a, 11b, 12a, 12b, 13a, and 13b in the respective axial directions are connected to the switching circuits 21, 23, and 25 through primary coil resonance capacitors 22, 24, and 26, respectively. A DC power supply 15 is connected to the switching circuits 21, 23, 25.

スイッチング回路２１，２３，２５からの高周波電圧が、一次コイル及び一次コイル共振用コンデンサの直列回路に印加されると、直列共振回路となって各一次コイルの軸方向に平行な磁界が発生する。各一次コイルには、それぞれエネルギー検出回路２８，３０，３２を設け、エネルギー検出回路２８，３０，３２の出力は、コンパレータ３６に入力する構成となっている。 When the high frequency voltage from the switching circuits 21, 23, 25 is applied to the series circuit of the primary coil and the primary coil resonance capacitor, a magnetic field parallel to the axial direction of each primary coil is generated as a series resonance circuit. Each primary coil is provided with energy detection circuits 28, 30 and 32, respectively, and the outputs of the energy detection circuits 28, 30 and 32 are input to the comparator 36.

さらに、コンパレータ３６からの出力は、スイッチング回路２１，２３，２５と直流電源１５との間のスイッチＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３に接続されている。また、スイッチＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３には、タイマ３５からのコントロール信号も接続されている。 Further, the output from the comparator 36 is connected to switches SW1, SW2, SW3 between the switching circuits 21, 23, 25 and the DC power supply 15. A control signal from the timer 35 is also connected to the switches SW1, SW2 and SW3.

この従来技術では、Ｚ方向の一次コイル１１ａ，１１ｂ、或いはＸ方向の一次コイル１２ａ，１２ｂ、或いはＹ方向の一次コイル１３ａ，１３ｂと、医療用小型機器１００中の２次コイル１０１との磁気的結合が強いほど、一次コイルに流れる電流が多くなることを利用して、効率的に医療用小型機器１００にエネルギーを供給するために、医療用小型機器（二次コイル）との磁気的結合が最も強い一次コイルを、複数の一次コイルの中から選択している。 In this prior art, the magnetic force between the primary coils 11 a and 11 b in the Z direction, the primary coils 12 a and 12 b in the X direction, or the primary coils 13 a and 13 b in the Y direction, and the secondary coil 101 in the small medical device 100. In order to efficiently supply energy to the small medical device 100 using the fact that the stronger the coupling is, the more current flows through the primary coil, the magnetic coupling with the small medical device (secondary coil) The strongest primary coil is selected from a plurality of primary coils.

具体的には、一定時間、複数の一次コイルを同時に駆動する。このとき、複数の一次コイルに設けられたエネルギー検出回路２８，３０，３２は、各一次コイルに流れる電流を検出し、エネルギーを算出する。算出結果は、コンパレータ３６に入力され、コンパレータ３６では、各エネルギー検出回路２８，３０，３２の出力を比較し、エネルギー検出回路の出力が最も大きい一次コイルのみ駆動し、他の一次コイルの駆動は停止するようにＳＷ１，ＳＷ２，ＳＷ３を制御する。このような動作を行うことにより、常に最大のエネルギーを供給している一次コイルのみから磁界を発生させる。 Specifically, a plurality of primary coils are simultaneously driven for a certain time. At this time, the energy detection circuits 28, 30, and 32 provided in the plurality of primary coils detect the current flowing through each primary coil and calculate the energy. The calculation result is input to the comparator 36, which compares the outputs of the energy detection circuits 28, 30, and 32, drives only the primary coil with the largest output of the energy detection circuit, and drives the other primary coils. SW1, SW2 and SW3 are controlled to stop. By performing such an operation, a magnetic field is generated only from the primary coil that always supplies the maximum energy.

この結果、エネルギー（送電電力）ロスの大きい、つまり給電効率の低い一次コイルからの磁界の発生は停止することになり、医療用小型機器１００に対して効率的なエネルギーの供給が可能になる。また、各一次コイルからのエネルギー検出は、タイマ３５により一定周期毎に行うことにより、体内での医療用小型機器１００の動きに対して追従することができる。
特開２００４−１５９４５６号公報 As a result, the generation of a magnetic field from the primary coil having a large energy (transmitted power) loss, that is, low power supply efficiency is stopped, and efficient energy supply to the small medical device 100 becomes possible. In addition, energy detection from each primary coil is performed at regular intervals by the timer 35, so that the movement of the medical small device 100 in the body can be followed.
JP 2004-159456 A

特許文献１（特開２００４−１５９４５６号公報）に開示の技術では、一次コイル１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂ，１３ａ，１３ｂ及び共振用コンデンサ２２，２４，２６（以下、一次コイルと共振用コンデンサからなる直列共振回路を送電アンテナとする）と、医療用小型機器１００（以下、カプセル内視鏡とする）との間の磁気的な結合が強いほど、送電アンテナに多くの電流が流れることを利用しており、複数の送電アンテナの中から最も磁気的な結合が強い送電アンテナを１つ選択するようにしている。 In the technique disclosed in Patent Document 1 (Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-159456), primary coils 11a, 11b, 12a, 12b, 13a, 13b and resonance capacitors 22, 24, 26 (hereinafter referred to as primary coils and resonance capacitors). A series resonance circuit is used as a power transmission antenna) and a small medical device 100 (hereinafter referred to as a capsule endoscope), the stronger the magnetic coupling, the more current flows through the power transmission antenna. Therefore, one power transmission antenna having the strongest magnetic coupling is selected from the plurality of power transmission antennas.

しかしながら、複数の送電アンテナが存在する場合、一般的には、カプセル内視鏡と送電アンテナの磁気的結合よりも、複数の送電アンテナ相互間の磁気的結合の方が強い。従って、送電アンテナの電流値を検出してエネルギーを比較する方法では、カプセル内視鏡と送電アンテナとの磁気的結合に基づいた送電アンテナの電流値の変化を検出することが困難になる可能性がある。 However, when there are a plurality of power transmission antennas, in general, the magnetic coupling between the plurality of power transmission antennas is stronger than the magnetic coupling between the capsule endoscope and the power transmission antenna. Therefore, in the method of detecting the current value of the power transmission antenna and comparing the energy, it may be difficult to detect a change in the current value of the power transmission antenna based on the magnetic coupling between the capsule endoscope and the power transmission antenna. There is.

送電アンテナの電流値の変化を検出することが困難になると、最適ではない送電アンテナが選択される可能性があり、最適ではない送電アンテナが選択された場合、カプセル内視鏡を動作させるために本来必要な電流よりも大きな電流で送電アンテナを駆動してカプセル内視鏡を動作させることになり、結果的に給電効率の低下を招く虞がある。 If it is difficult to detect changes in the current value of the power transmission antenna, a non-optimal power transmission antenna may be selected. If a non-optimal power transmission antenna is selected, the capsule endoscope may be operated. The power transmission antenna is driven with a current larger than the originally required current to operate the capsule endoscope. As a result, there is a possibility that the power feeding efficiency is lowered.

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、複数の送電アンテナの中から最も効率的に受電アンテナに給電することのできる送電アンテナを選択し、選択した送電アンテナのみを駆動することにより、システムの給電効率を向上することのできる無線給電システムを提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and selects a power transmission antenna that can supply power to a power receiving antenna most efficiently from among a plurality of power transmission antennas, and drives only the selected power transmission antenna to provide a system. An object of the present invention is to provide a wireless power feeding system capable of improving the power feeding efficiency.

上記目的を達成するため、本発明による無線給電システムは、無線方式により電力を送信するための複数の送電アンテナと、送信された電力を受電するための受電アンテナと、前記複数の送電アンテナを独立に駆動するための複数の駆動部とを有する無線給電システムにおいて、前記受電アンテナの配置状態に係る情報を検出する検出部と、前記送電アンテナから放射される磁界に係る磁界データを、前記送電アンテナ毎に記憶する磁界データ記憶部と、前記磁界データと前記受電アンテナの配置状態に係る情報とに基づいて、前記複数の送電アンテナを前記複数の駆動部を介して選択的に駆動制御する制御部とを備えることを特徴とする。 In order to achieve the above object, a wireless power feeding system according to the present invention includes a plurality of power transmission antennas for transmitting power by a wireless method, a power reception antenna for receiving transmitted power, and the plurality of power transmission antennas. In a wireless power feeding system having a plurality of driving units for driving the power receiving antenna, a detecting unit for detecting information related to an arrangement state of the power receiving antenna, and magnetic field data relating to a magnetic field radiated from the power transmitting antenna, the power transmitting antenna A magnetic field data storage unit that stores data every time, and a control unit that selectively drives and controls the plurality of power transmission antennas via the plurality of driving units based on the magnetic field data and information related to the arrangement state of the power receiving antennas It is characterized by providing.

本発明によれば、複数の送電アンテナの中から最も効率的に受電アンテナに給電することのできる送電アンテナを選択することができ、システムの給電効率を向上することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the power transmission antenna which can be fed to a power receiving antenna most efficiently from several power transmission antennas can be selected, and the power feeding efficiency of a system can be improved.

本発明の無線給電システムは、送電側の装置に備えられた複数の送電アンテナから受電側の装置に備えられた受電アンテナに、無線（ワイヤレス）で電力を伝送するシステムである。以下に説明する各実施の形態においては、受電側の装置として、被検体の内部の画像を取得する主として医療用の小型機器であるカプセル内視鏡を例に取って説明するが、本発明は、受電側装置としてカプセル内視鏡以外にも適用可能であることは勿論である。以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。 The wireless power feeding system of the present invention is a system that wirelessly transmits power from a plurality of power transmission antennas provided in a power transmission side device to a power reception antenna provided in a power reception side device. In each of the embodiments described below, a capsule endoscope, which is mainly a small medical device that acquires an image inside a subject, will be described as an example of a device on the power receiving side. Of course, the power receiving device can be applied to devices other than the capsule endoscope. Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

［第１形態］
図１〜図７は本発明の実施の第１形態に係り、図１は無線給電システムの構成図、図２はカプセル内視鏡の説明図、図３は被験者を正面から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図、図４は被験者を上から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図、図５は制御の流れを示すフローチャート、図６はカプセル内視鏡の方向ベクトルを示す説明図、図７は複数の送電アンテナを駆動した場合の合成ベクトルを示す説明図である。 [First form]
1 to 7 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a configuration diagram of a wireless power feeding system, FIG. 2 is an explanatory diagram of a capsule endoscope, and FIG. 3 is a power transmission when a subject is viewed from the front. 4 is an explanatory diagram showing the configuration of the antenna, FIG. 4 is an explanatory diagram showing the configuration of the power transmission antenna when the subject is viewed from above, FIG. 5 is a flowchart showing the flow of control, and FIG. 6 is a direction vector of the capsule endoscope. FIG. 7 is an explanatory diagram showing a combined vector when a plurality of power transmission antennas are driven.

図１に示す無線給電システムは、電力を無線送電する側の送電装置１０と、受電側のカプセル内視鏡２０とにより構成され、送電装置１０に備えた複数の送電アンテナ１１２，１１３，１１４で発生する交番磁界によって電力を伝送し、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０を介して電力を受電する。 The wireless power feeding system illustrated in FIG. 1 includes a power transmission device 10 that wirelessly transmits power and a capsule endoscope 20 on a power reception side, and includes a plurality of power transmission antennas 112, 113, and 114 provided in the power transmission device 10. Electric power is transmitted by the generated alternating magnetic field, and the electric power is received via the power receiving antenna 210 in the capsule endoscope 20.

カプセル内視鏡２０は、本形態においては、図２に示すように、被験者ＨＭの体内に経口挿入される医療用小型機器であり、被験者ＨＭの体内で外部の送電装置１０から伝送される電力を受電して作動電力を確保し、体内の消化器系臓器等の画像を撮像して外部に送信する。 In this embodiment, as shown in FIG. 2, the capsule endoscope 20 is a small medical device that is orally inserted into the body of the subject HM, and the electric power transmitted from the external power transmission device 10 within the body of the subject HM. To secure operating power, take images of digestive organs, etc. in the body and send them to the outside.

ここで、カプセル内視鏡２０の概略構成について説明する。カプセル内視鏡２０は、撮像部、画像情報処理部、情報伝達部、電源部等を備えて構成されている。 Here, a schematic configuration of the capsule endoscope 20 will be described. The capsule endoscope 20 includes an imaging unit, an image information processing unit, an information transmission unit, a power supply unit, and the like.

カプセル内視鏡２０の撮像部は、被写体を照明するための発光ダイオード等による照明系、被写体像を撮像素子の受光面に結像させるための撮像光学系、ＣＭＯＳイメージセンサ等の撮像素子及びこの撮像素子を駆動・制御するための回路等からなる撮像系を備えて構成されている。 The imaging unit of the capsule endoscope 20 includes an illumination system such as a light emitting diode for illuminating a subject, an imaging optical system for forming a subject image on a light receiving surface of the imaging device, an imaging device such as a CMOS image sensor, and the like. An image pickup system including a circuit for driving and controlling the image pickup element is provided.

また、カプセル内視鏡２０の画像処理部は、撮像素子から出力される電気信号（画像信号）を受けて所定の信号処理を施すものであり、この画像処理部で処理された信号は、情報伝達部から外部に送信される。情報伝達部は、画像処理部で処理された信号を外部に向けて送信するための変調送信アンテナ部と送信アンテナとを備えて構成されている。 The image processing unit of the capsule endoscope 20 receives an electrical signal (image signal) output from the image sensor and performs predetermined signal processing. The signal processed by the image processing unit is information It is transmitted from the transmission unit to the outside. The information transmission unit includes a modulation transmission antenna unit and a transmission antenna for transmitting the signal processed by the image processing unit to the outside.

尚、カプセル内視鏡２０の情報伝達部から送信された信号は、被験者ＨＭの体外に配置された体外ユニット（図示せず）等で受信され、カプセル内視鏡２０で撮像した画像情報が記憶・蓄積される。この体外ユニットに記憶・蓄積された画像は、モニタ等に表示されて観察することができる。 The signal transmitted from the information transmission unit of the capsule endoscope 20 is received by an extracorporeal unit (not shown) disposed outside the body of the subject HM, and image information captured by the capsule endoscope 20 is stored. -Accumulated. Images stored and accumulated in the extracorporeal unit can be displayed on a monitor or the like for observation.

また、カプセル内視鏡２０の電源部は、撮像部や画像処理部及び情報伝達部に必要な電力を供給するためのものであり、受電アンテナ２１０からの受電電力の変換等を行う受電回路や受電電力によって充電されるバッテリ等を備えて構成されている。 The power supply unit of the capsule endoscope 20 is for supplying necessary power to the imaging unit, the image processing unit, and the information transmission unit, and includes a power receiving circuit that converts received power from the power receiving antenna 210, and the like. The battery is configured to be charged with received power.

尚、本形態においては、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０の軸方向は、カプセル内視鏡２０の長手方向と一致しているものとして説明するが、本発明はカプセル内視鏡の長手方向と受電アンテナの軸方向とが一致していない場合にも適用可能である。 In the present embodiment, the axial direction of the power receiving antenna 210 in the capsule endoscope 20 will be described as being coincident with the longitudinal direction of the capsule endoscope 20, but the present invention is directed to the longitudinal direction of the capsule endoscope. The present invention is also applicable when the direction does not match the axial direction of the power receiving antenna.

一方、カプセル内視鏡２０に外部から電力を無線送電する送電装置１０は、図１に示すように、複数の送電アンテナ（本形態においては、３つの送電アンテナ）１１２，１１３，１１４と、これらの送電アンテナ１１２，１１３，１１４を個別に独立して駆動可能なアンテナ駆動部１１５，１１６，１１７と、アンテナ駆動部１１５，１１６，１１７を制御する制御部としてのコントローラ１５０とを基本構成として備えている。また、送電装置１０には、カプセル内視鏡２０の受電アンテナ２１０の配置状態に係る情報を、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報として検出するための位置・向き検出部１３０が付属して設けられ、この位置・向き検出部１３０がコントローラ１５０に接続されている。 On the other hand, as shown in FIG. 1, a power transmission device 10 that wirelessly transmits power to the capsule endoscope 20 from the outside includes a plurality of power transmission antennas (three power transmission antennas in this embodiment) 112, 113, and 114, The antenna drive units 115, 116, and 117 that can individually drive the power transmission antennas 112, 113, and 114, and the controller 150 that serves as a control unit that controls the antenna drive units 115, 116, and 117 are provided as basic configurations. ing. In addition, the power transmission device 10 includes a position / orientation detection unit 130 for detecting information related to the arrangement state of the power receiving antenna 210 of the capsule endoscope 20 as position / orientation information of the capsule endoscope 20. The position / orientation detector 130 is connected to the controller 150.

尚、アンテナ駆動部１１５〜１１７は、送電アンテナ１１２〜１１４を駆動するドライバ回路と駆動用の電源とを備えている。但し、電源は、各アンテナ駆動部に共通する電源として別に設けても良い。 The antenna driving units 115 to 117 include a driver circuit that drives the power transmission antennas 112 to 114 and a driving power source. However, a power source may be provided separately as a power source common to each antenna driving unit.

送電アンテナ１１２〜１１４は、一次コイルと共振用コンデンサとを含む直列共振タイプの送電アンテナであり、それぞれヘルムホルツ型送電アンテナの構成となっている。すなわち、送電アンテナ１１２は、直列接続される２つの送電コイル１１２ａ，１１２ｂと共振用コンデンサ１１８とを備え、送電アンテナ１１３は、直列接続される２つの送電コイル１１３ａ，１１３ｂと共振用コンデンサ１１９とを備え、送電アンテナ１１４は、直列接続される２つの送電コイル１１４ａ，１１４ｂと共振用コンデンサ１２０とを備えて構成されている。 The power transmission antennas 112 to 114 are series resonance type power transmission antennas including a primary coil and a resonance capacitor, and each has a configuration of a Helmholtz power transmission antenna. That is, the power transmission antenna 112 includes two power transmission coils 112a and 112b and a resonance capacitor 118 connected in series, and the power transmission antenna 113 includes two power transmission coils 113a and 113b and a resonance capacitor 119 connected in series. The power transmission antenna 114 includes two power transmission coils 114 a and 114 b and a resonance capacitor 120 connected in series.

各送電アンテナ１１２〜１１４は、被験者ＨＭの体外に配置され、カプセル内視鏡２０が被験者ＨＭの体内にて正常に動作するような配置とされる。すなわち、被験者ＨＭを取り巻く３次元空間をＸＹＺ直交座標軸で表し、身体の前後方向をＸ軸方向、身体の左右方向（幅方向）をＹ軸方向、身体の上下方向（身長方向）をＺ軸方向としたとき、図３，図４に示すように、各送電アンテナ１１２〜１１４は、ＸＹＺ軸の３軸方向にヘルムホルツ型にてそれぞれ配置される。 The power transmission antennas 112 to 114 are arranged outside the body of the subject HM, and are arranged so that the capsule endoscope 20 operates normally inside the body of the subject HM. That is, the three-dimensional space surrounding the subject HM is represented by XYZ orthogonal coordinate axes, the front-rear direction of the body is the X-axis direction, the left-right direction (width direction) of the body is the Y-axis direction, and the vertical direction of the body (height direction) is the Z-axis direction. 3 and 4, the power transmission antennas 112 to 114 are arranged in a Helmholtz type in the three axial directions of the XYZ axes.

具体的には、被験者ＨＭを正面から見たとき、図３に示すように、送電アンテナ１１３の２つの送電コイル１１３ａ，１１３ｂが被験者ＨＭに対してＹ軸方向（左右方向）にそれぞれ対向して配置され、送電アンテナ１１４の２つの送電コイル１１４ａ，１１４ｂが被験者ＨＭに対してＺ軸方向（上下方向）にそれぞれ対向して配置される。また、被験者ＨＭを上から見たときには、図４に示すように、送電アンテナ１１２の２つの送電コイル１１２ａ，１１２ｂが被験者ＨＭに対してＸ軸方向（体の前後方向）にそれぞれ対向して配置される。 Specifically, when the subject HM is viewed from the front, as shown in FIG. 3, the two power transmission coils 113 a and 113 b of the power transmission antenna 113 face the subject HM in the Y-axis direction (left-right direction), respectively. The two power transmission coils 114a and 114b of the power transmission antenna 114 are disposed to face the subject HM in the Z-axis direction (vertical direction), respectively. When the subject HM is viewed from above, as shown in FIG. 4, the two power transmission coils 112a and 112b of the power transmission antenna 112 are arranged to face the subject HM in the X-axis direction (front-rear direction of the body). Is done.

各送電アンテナ１１２〜１１４は、コントローラ１５０の制御下でアンテナ駆動部１１５〜１１７により独立して駆動制御される。コントローラ１５０は、位置・向き検出部１３０によって検出した被験者ＨＭの体内のカプセル内視鏡２０の位置・向き情報（受電アンテナ２１０の位置・向き情報）と、コントローラ１５０内で各送電アンテナ１１２〜１１４毎に保持される磁界データとに基づいて、各アンテナ駆動部１１５〜１１７を制御する。 The power transmission antennas 112 to 114 are independently driven and controlled by the antenna driving units 115 to 117 under the control of the controller 150. The controller 150 detects the position / orientation information of the capsule endoscope 20 in the body of the subject HM detected by the position / orientation detection unit 130 (position / orientation information of the power receiving antenna 210), and the power transmitting antennas 112 to 114 in the controller 150. The antenna driving units 115 to 117 are controlled based on the magnetic field data held for each.

位置・向き検出部１３０は、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を、例えば、磁気的な手段により検出する。本形態においては、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナ２１０の軸方向がカプセル内視鏡２０の長手方向と一致しており、受電アンテナ２１０が指向性を有することから、位置・向き検出部１３０は、カプセル内視鏡２０の位置及び向きを、受電アンテナ２１０の位置及び向きとして検出している。 The position / orientation detection unit 130 detects position / orientation information of the capsule endoscope 20 by, for example, magnetic means. In this embodiment, since the axial direction of the power receiving antenna 210 in the capsule endoscope 20 coincides with the longitudinal direction of the capsule endoscope 20 and the power receiving antenna 210 has directivity, the position / orientation detecting unit 130 is used. Detects the position and orientation of the capsule endoscope 20 as the position and orientation of the power receiving antenna 210.

カプセル内視鏡２０の位置及び向きを検出する技術としては、例えば、特開２００５−３０４６３８号公報に開示の技術を適用することができる。この技術では、励磁用コイルと検出用コイルとを備え、励磁用コイルによってカプセル内視鏡内に設けた共振回路から磁界を発生させ、この磁界を検出用コイルで検出することで、カプセル内視鏡の位置及び向きを検出する。 As a technique for detecting the position and orientation of the capsule endoscope 20, for example, a technique disclosed in JP-A-2005-304638 can be applied. In this technique, an excitation coil and a detection coil are provided, a magnetic field is generated from a resonance circuit provided in the capsule endoscope by the excitation coil, and the magnetic field is detected by the detection coil, thereby enabling the capsule endoscope. Detect the position and orientation of the mirror.

尚、カプセル内視鏡の位置・向きを検出する技術については、上述した技術に限定するものではなく、いかなる検出手段及び方法を用いても良い。また、カプセル内視鏡の受電アンテナが指向性を有しない場合には、位置のみを検出すれば良く、例えば、カプセル内視鏡から発信される信号の受信強度に基づいて位置を特定することができる。 The technique for detecting the position / orientation of the capsule endoscope is not limited to the technique described above, and any detection means and method may be used. Further, when the power receiving antenna of the capsule endoscope does not have directivity, it is only necessary to detect the position. For example, the position can be specified based on the reception intensity of the signal transmitted from the capsule endoscope. it can.

また、コントローラ１５０が保持する磁界データは、本形態においては、コントローラ１５０内のＲＯＭやフラッシュメモリ等からなる磁界データ記憶部１５１に、各送電アンテナ１１２〜１１４毎のデータとして記憶されている。詳細には、磁界データは、各送電アンテナ１１２〜１１４を駆動した際に発生する磁界強度の空間分布データであり、ＸＹＺ軸方向の各成分に分解したデータを、カプセル内視鏡２０が移動する空間領域内におけるカプセル内視鏡２０の位置毎に且つ各送電アンテナ毎に保持している。 Further, in this embodiment, the magnetic field data held by the controller 150 is stored as data for each of the power transmission antennas 112 to 114 in the magnetic field data storage unit 151 including a ROM or a flash memory in the controller 150. Specifically, the magnetic field data is spatial distribution data of the magnetic field strength generated when each of the power transmission antennas 112 to 114 is driven, and the capsule endoscope 20 moves the data decomposed into the components in the XYZ axis directions. The capsule endoscope 20 is held for each position and for each power transmission antenna in the space region.

尚、磁界データ記憶部１５１は、コントローラ１５０内部に設けることなく、コントローラ１５０に外部接続される磁気ディスク装置や光ディスク装置等で構成するようにしても良い。 The magnetic field data storage unit 151 may be configured by a magnetic disk device, an optical disk device, or the like externally connected to the controller 150 without being provided inside the controller 150.

次に、以上の構成による給電システムの動作について、図５のフローチャート及び図６，図７を用いて説明する。 Next, the operation of the power feeding system configured as described above will be described with reference to the flowchart of FIG. 5 and FIGS.

被験者ＨＭの体内にカプセル内視鏡２０が飲み込まれると、位置・向き検出部１３０により、体内におけるカプセル内視鏡２０の位置及び向きが受電アンテナの位置及び向きとして検出され、検出された位置・向き情報がコントローラ１５０に入力される。コントローラ１５０は、検出された位置・向き情報と、予め磁界データ記憶部１５１に保持する磁界データとに基づき、以下の制御を実行する。 When the capsule endoscope 20 is swallowed into the body of the subject HM, the position / orientation detection unit 130 detects the position and orientation of the capsule endoscope 20 in the body as the position and orientation of the power receiving antenna. Orientation information is input to the controller 150. The controller 150 executes the following control based on the detected position / orientation information and magnetic field data stored in the magnetic field data storage unit 151 in advance.

すなわち、コントローラ１５０は、検出された位置・向き情報と、予め磁界データ記憶部１５１に保持する磁界データとに基づき、各送電アンテナ１１２〜１１４から供給可能な電力を送電アンテナ毎に算出する。更に、コントローラ１５０は、算出した電力を元に、カプセル内視鏡２０に対して最も大きな電力を給電することのできる送電アンテナを送電アンテナ１１２〜１１４の中から選択し、選択した送電アンテナのみを駆動する。 That is, the controller 150 calculates the power that can be supplied from each of the power transmission antennas 112 to 114 based on the detected position / orientation information and the magnetic field data stored in the magnetic field data storage unit 151 in advance for each power transmission antenna. Furthermore, based on the calculated power, the controller 150 selects a power transmission antenna that can supply the largest power to the capsule endoscope 20 from the power transmission antennas 112 to 114, and selects only the selected power transmission antenna. To drive.

この制御の詳細な手順を図５のフローチャートを用いて説明する。先ず、ステップＳ１の処理として、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を、被験者ＨＭの体外に設けた位置・向き検出部１３０によって検出し、コントローラ１５０に入力する。 The detailed procedure of this control will be described using the flowchart of FIG. First, as the processing of step S <b> 1, the position / orientation information of the capsule endoscope 20 is detected by the position / orientation detection unit 130 provided outside the body of the subject HM and input to the controller 150.

次に、ステップＳ２の処理として、コントローラ１５０は、カプセル内視鏡２０が検出された位置及び向きにおける磁界データを磁界データ記憶部１５１から読み出し、カプセル内視鏡２０が受電可能な電力を、各送電アンテナ毎に算出する。磁界データ記憶部１５１に記憶されている磁界データは、各送電アンテナを一定の電流（例えば、単位電流）にて駆動した場合に放射される磁界データ（向き、大きさからなる）である。 Next, as the process of step S2, the controller 150 reads out the magnetic field data at the position and orientation in which the capsule endoscope 20 is detected from the magnetic field data storage unit 151, and calculates the power that the capsule endoscope 20 can receive. Calculate for each power transmission antenna. The magnetic field data stored in the magnetic field data storage unit 151 is magnetic field data (consisting of direction and size) radiated when each power transmission antenna is driven with a constant current (for example, unit current).

カプセル内視鏡２０が受電可能な電力は、カプセル内視鏡２０内の受電アンテナの軸方向と磁界のベクトルとが一致しているときに最大となり、一方、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルとがなす角度が９０度のときには、ほとんど電力が得られなくなり、受電電力は最小になる。 The power that can be received by the capsule endoscope 20 is maximized when the axial direction of the power receiving antenna in the capsule endoscope 20 matches the magnetic field vector, while the capsule endoscope 20 and the magnetic field vector. When the angle between the angles is 90 degrees, almost no power can be obtained and the received power is minimized.

すなわち、カプセル内視鏡２０の受電電力は、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が０度のとき最大となり、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が大きくなる従い、徐々に減衰し、カプセル内視鏡２０と磁界のベクトルのなす角が９０度のとき、受電電力は最小になる。 That is, the received power of the capsule endoscope 20 becomes maximum when the angle between the capsule endoscope 20 and the magnetic field vector is 0 degrees, and gradually increases as the angle between the capsule endoscope 20 and the magnetic field vector increases. When the angle between the capsule endoscope 20 and the magnetic field vector is 90 degrees, the received power is minimized.

従って、カプセル内視鏡２０の向きと一致する方向に磁界を発生させることができる送電アンテナを選択して駆動することにより、効率良くカプセル内視鏡２０に給電することができる。 Therefore, the capsule endoscope 20 can be efficiently fed by selecting and driving a power transmission antenna that can generate a magnetic field in a direction that matches the direction of the capsule endoscope 20.

具体的には、カプセル内視鏡２０の受電電力は、磁界ベクトルとカプセル内視鏡２０の方向ベクトルとの内積として算出することができる。カプセル内視鏡２０の方向ベクトルをＡ、カプセル内視鏡２０の該場所での磁界ベクトルをＢとすると、方向ベクトルＡと磁界ベクトルＢとの内積（受電電力）Ｐは、以下の（１）式で算出することができる。
Ｐ＝｜Ａ｜｜Ｂ｜ｃｏｓθ
＝(Ａｘ・Ｂｘ＋Ａｙ・Ｂｙ＋Ａｚ・Ｂｚ) …（１） Specifically, the received power of the capsule endoscope 20 can be calculated as the inner product of the magnetic field vector and the direction vector of the capsule endoscope 20. When the direction vector of the capsule endoscope 20 is A and the magnetic field vector at the location of the capsule endoscope 20 is B, the inner product (received power) P of the direction vector A and the magnetic field vector B is (1) It can be calculated by a formula.
P = | A || B | cos θ
= (Ax · Bx + Ay · By + Az · Bz) (1)

（１）式において、Ａｘ，Ａｙ，Ａｚは方向ベクトルＡのｘｙｚ方向の各成分を表し、Ｂｘ，Ｂｙ，Ｂｚはカプセル内視鏡２０が検出された位置における磁界ベクトルＢのｘｙｚ方向の各成分を表している。また、θは磁界ベクトルＢと方向ベクトルＡとがなす角度である。 In equation (1), Ax, Ay, Az represent each component in the xyz direction of the direction vector A, and Bx, By, Bz represent each component in the xyz direction of the magnetic field vector B at the position where the capsule endoscope 20 is detected. Represents. Θ is an angle formed by the magnetic field vector B and the direction vector A.

（１）式における方向ベクトルＡの大きさを１とし、図６に示すように、方向ベクトルＡの始点をＸＹＺ座標系の原点に設定したとき、各成分Ａｘ、Ａｙ、Ａｚは、方向ベクトルＡをＸＹ平面へ投影した線とＸ軸とのなす角度θ１と、ＸＹ平面と方向ベクトルＡとのなす角度θ２とを用いて、以下に示す（１−１），（１−２），（１−３）式によって算出することができる。
Ａｘ＝ｃｏｓθ１・ｃｏｓθ２ …（１−１）
Ａｙ＝ｓｉｎθ１・ｃｏｓθ２ …（１−２）
Ａｚ＝ｓｉｎθ２ …（１−３） When the magnitude of the direction vector A in the equation (1) is 1, and the start point of the direction vector A is set to the origin of the XYZ coordinate system as shown in FIG. 6, each component Ax, Ay, Az is the direction vector A (1-1), (1-2), (1) shown below using an angle θ1 formed by a line projected onto the XY plane and the X axis and an angle θ2 formed by the XY plane and the direction vector A -3) It can be calculated by the equation.
Ax = cos θ1 · cos θ2 (1-1)
Ay = sin θ1 · cos θ2 (1-2)
Az = sin θ2 (1-3)

一方、送電アンテナ１１２〜１１４を駆動した際に発生する磁界もｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の各成分に分解することができ、（１）式における磁界ベクトルＢの各方向成分を、送電アンテナ１１２〜１１４が発生する磁界のｘｙｚ方向の各成分として求めることで、カプセル内視鏡２０の受電電力を算出することができる。 On the other hand, the magnetic field generated when the power transmission antennas 112 to 114 are driven can also be decomposed into components in the x direction, the y direction, and the z direction, and each direction component of the magnetic field vector B in equation (1) is converted into the power transmission antenna. By obtaining each component in the xyz direction of the magnetic field generated by 112 to 114, the received power of the capsule endoscope 20 can be calculated.

ここで、Ｘ軸方向に配置される送電アンテナ１１２を駆動した際に発生する磁界をＢ1として、そのｘ方向成分をＢ1ｘ、ｙ方向成分をＢ1ｙ、ｚ方向成分をＢ1ｚとする。また、Ｙ軸方向に配置される送電アンテナ１１３を駆動した際に発生する磁界をＢ2として、そのｘ方向成分をＢ2ｘ、ｙ方向成分をＢ2ｙ、ｚ方向成分をＢ2ｚとする。更に、Ｚ軸方向に配置される送電アンテナ１１４を駆動した際に発生する磁界をＢ3として、そのｘ方向成分をＢ3ｘ、ｙ方向成分をＢ3ｙ、ｚ方向成分をＢ3ｚとする。 Here, the magnetic field generated when the power transmitting antenna 112 arranged in the X-axis direction is driven is B1, the x-direction component is B1x, the y-direction component is B1y, and the z-direction component is B1z. Further, the magnetic field generated when the power transmitting antenna 113 arranged in the Y-axis direction is driven is B2, the x-direction component is B2x, the y-direction component is B2y, and the z-direction component is B2z. Further, the magnetic field generated when the power transmitting antenna 114 arranged in the Z-axis direction is driven is B3, the x-direction component is B3x, the y-direction component is B3y, and the z-direction component is B3z.

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

As described above, the controller 150 holds in advance, for each component in the xyz direction, data of magnetic fields generated when the power transmission antennas 112 to 114 of each axis of the XYZ axes are driven. This magnetic field data can be expressed by the following equation (2) when expressed using the above-described magnetic field components B1x to B3z. Each of the nine matrix components B1x to B3z in the equation (2) is a function of the position (x, y, z) of the capsule endoscope 20.

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

Since the received power of the capsule endoscope 20 is the inner product of the direction vector A of the capsule endoscope 20 and the magnetic field vector, the received power when driving each of the power transmitting antennas 112 to 114 is Px, Py, Pz, respectively. Then, by obtaining the position information (x, y, z) of the capsule endoscope 20 and the direction information Ax to Az of the capsule endoscope from the position / orientation detection unit 130, the matrix data of equation (2) The received power Px, Py, Pz can be calculated by the following equation (3).

以上のように、コントローラ１５０は、ステップＳ２の処理として、（３）式を用いて内積を計算することで、受電電力Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚを算出する。そして、次のステップＳ３の処理として、算出した受電電力Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚのうちで最も絶対値が大きくなる送電アンテナを選択し、選択した送電アンテナのみ駆動を開始する（ステップＳ４）。 As described above, the controller 150 calculates the received power Px, Py, and Pz by calculating the inner product using the equation (3) as the process of step S2. Then, in the next step S3, a power transmission antenna having the largest absolute value among the calculated received powers Px, Py, Pz is selected, and only the selected power transmission antenna is started to be driven (step S4).

例えば、受電電力Ｐｘが最も大きくなった場合、コントローラ１５０は、アンテナ駆動部１１５に対して送電アンテナ１１２を駆動するような制御信号を送信し、アンテナ駆動部１１６，１１７に対しては、送電アンテナ１１３，１１４の駆動を停止するような制御信号を送信する。 For example, when the received power Px becomes the largest, the controller 150 transmits a control signal for driving the power transmitting antenna 112 to the antenna driving unit 115, and transmits the control signal to the antenna driving units 116 and 117. A control signal for stopping the driving of 113 and 114 is transmitted.

このようにすることにより、カプセル内視鏡２０に対して最も多くの電力を給電可能な送電アンテナのみを選択・駆動することが可能となる。結果、カプセル内視鏡２０に対して給電効率の低い送電アンテナが選択される可能性を排除し、無線給電システムとしての給電効率を向上することができる。 In this way, it is possible to select and drive only the power transmission antenna that can supply the largest amount of power to the capsule endoscope 20. As a result, it is possible to eliminate the possibility of selecting a power transmission antenna with low power supply efficiency for the capsule endoscope 20 and to improve power supply efficiency as a wireless power supply system.

また、以上の動作を一定周期毎に繰り返すことにより、常に最適な送電アンテナを選択することが可能となり、カプセル内視鏡２０の移動による位置・向きの変化に対して、送電電力のロスを抑制することができ、常に効率良く電力を供給することができる。 In addition, by repeating the above operation at regular intervals, it becomes possible to always select the optimal power transmission antenna, and suppress the loss of transmitted power against changes in position and orientation due to movement of the capsule endoscope 20. And can always supply power efficiently.

以上の説明は、１つの送電アンテナを選択する場合であるが、条件によっては、２つ以上の送電アンテナを選択しても良い。次に、複数の送電アンテナを同時に駆動する場合について説明する。 Although the above description is a case where one power transmission antenna is selected, two or more power transmission antennas may be selected depending on conditions. Next, a case where a plurality of power transmission antennas are driven simultaneously will be described.

複数の送電アンテナを同時に駆動した場合、発生する磁界は、複数の送電アンテナを同時に駆動したときの合成ベクトルとなる。ここでは説明の簡略化のため、ＸＹＺの各軸の送電アンテナをそれぞれ駆動した場合、発生する磁場は、ＸＹＺの各軸に平行な成分のみであるものとする。 When a plurality of power transmission antennas are driven simultaneously, the generated magnetic field is a combined vector when the plurality of power transmission antennas are driven simultaneously. Here, for simplification of description, it is assumed that when the power transmission antennas of the XYZ axes are driven, the generated magnetic field is only a component parallel to the XYZ axes.

例えば、Ｘ軸の送電アンテナ１１２とＹ軸の送電アンテナ１１３とを同時に駆動した場合、図７に示すように、発生する磁界は、Ｘ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ1とＹ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ2の合成ベクトルＢ12となる。この合成ベクトルＢ12は、Ｘ軸の送電アンテナに発生する磁界Ｂ1の大きさとＹ軸の送電アンテナに発生する磁界Ｂ2の大きさとが等しい場合、Ｘ軸とＹ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。 For example, when the X-axis power transmission antenna 112 and the Y-axis power transmission antenna 113 are driven at the same time, as shown in FIG. 7, the generated magnetic fields are the magnetic field B1 generated by the X-axis power transmission antenna and the Y-axis power transmission. This is the combined vector B12 of the magnetic field B2 generated by the antenna. This combined vector B12 has an angle of 45 ° from both the X axis and the Y axis when the magnitude of the magnetic field B1 generated in the X-axis power transmission antenna is equal to the magnitude of the magnetic field B2 generated in the Y-axis power transmission antenna. It becomes a vector.

同様に、Ｙ軸の送電アンテナ１１３とＺ軸の送電アンテナ１１４とを同時に駆動した場合、発生する磁界は、Ｙ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ2とＺ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ3の合成ベクトルＢ23となり、Ｙ軸とＺ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。Ｚ軸の送電アンテナ１１４とＸ軸の送電アンテナ１１２とを同時に駆動した場合は、Ｚ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ3とＸ軸の送電アンテナにて発生する磁界Ｂ1との合成ベクトルＢ31となり、Ｚ軸とＸ軸とから共に４５°の角度をもつベクトルとなる。 Similarly, when the Y-axis power transmission antenna 113 and the Z-axis power transmission antenna 114 are driven simultaneously, the generated magnetic fields are the magnetic field B2 generated by the Y-axis power transmission antenna and the magnetic field generated by the Z-axis power transmission antenna. The resultant vector B23 of B3 is a vector having an angle of 45 ° from both the Y axis and the Z axis. When the Z-axis power transmission antenna 114 and the X-axis power transmission antenna 112 are driven at the same time, a combined vector B31 of the magnetic field B3 generated by the Z-axis power transmission antenna and the magnetic field B1 generated by the X-axis power transmission antenna is obtained. , The vector has an angle of 45 ° from both the Z axis and the X axis.

このように、複数の送電アンテナを駆動した場合、発生する磁界は合成ベクトルとなり、詳細には、ＸＹＺ軸の直交座標に平行な磁界だけでなく斜め方向の磁界も発生させることができる。 As described above, when a plurality of power transmission antennas are driven, the generated magnetic field becomes a combined vector, and more specifically, a magnetic field in an oblique direction as well as a magnetic field parallel to the orthogonal coordinates of the XYZ axes can be generated.

複数の送電アンテナを駆動した際に得られる電力は、それぞれの軸の送電アンテナを駆動した際に得られる電力の和と考えることができる。Ｘ軸の送電アンテナとＹ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｘｙ、Ｙ軸の送電アンテナとＺ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｙｚ、Ｚ軸の送電アンテナとＸ軸の送電アンテナとを駆動した場合の電力Ｐｚｘは、それぞれ、以下の（４），（５），（６）式によって与えられる。
Ｐｘｙ＝Ｐｘ＋Ｐｙ …（４）
Ｐｙｚ＝Ｐｙ＋Ｐｚ …（５）
Ｐｚｘ＝Ｐｚ＋Ｐｘ …（６） The power obtained when driving a plurality of power transmission antennas can be considered as the sum of the powers obtained when driving the power transmission antennas of the respective axes. Electric power Pxy when driving the X-axis power transmission antenna and the Y-axis power transmission antenna, power Pyz when driving the Y-axis power transmission antenna and the Z-axis power transmission antenna, Z-axis power transmission antenna and X-axis power transmission The electric power Pzx when the antenna is driven is given by the following equations (4), (5), and (6), respectively.
Pxy = Px + Py (4)
Pyz = Py + Pz (5)
Pzx = Pz + Px (6)

従って、１つの送電アンテナを駆動した場合と同様に、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し、検出した位置において磁界データとカプセル内視鏡２０の方向ベクトルＡとの内積から、カプセル内視鏡２０の受電電力を（４）〜（６）式を用いて算出することができる。そして、最も大きな受電電力をカプセル内視鏡２０に給電することが可能な複数の送電アンテナを同時に選択し、駆動を開始する。 Accordingly, as in the case of driving one power transmission antenna, the position / orientation information of the capsule endoscope 20 is detected, and the capsule is calculated from the inner product of the magnetic field data and the direction vector A of the capsule endoscope 20 at the detected position. The received power of the endoscope 20 can be calculated using the equations (4) to (6). Then, a plurality of power transmission antennas capable of supplying the largest received power to the capsule endoscope 20 are selected at the same time, and driving is started.

２つの送電アンテナを駆動した場合、発生する磁界は合成ベクトルとなり、ＸＹＺ軸の直交座標に平行な磁界だけでなく、斜め方向の磁界を発生させることができるため、１つの送電アンテナのみを駆動した場合に比べて、カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、最適な向きの磁界を発生させることができる。 When two power transmission antennas are driven, the generated magnetic field becomes a composite vector, and not only a magnetic field parallel to the orthogonal coordinates of the XYZ axes but also a magnetic field in an oblique direction can be generated, so only one power transmission antenna is driven. Compared to the case, it is possible to generate a magnetic field in an optimal direction according to the position and orientation of the capsule endoscope 20.

同様に、３つの送電アンテナを駆動した場合も、発生する磁界は合成ベクトルとなるため、カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、最適な向きの磁界を発生させることができる。カプセル内視鏡２０の位置・向きに応じて、１つの送電アンテナ又は複数の送電アンテナを選択・駆動することにより、カプセル内視鏡２０の位置や向きによっては、送電電力のロスを更に低減することができ、より効率的な給電が可能となる。 Similarly, when three power transmission antennas are driven, the generated magnetic field is a combined vector, so that a magnetic field with an optimal direction can be generated according to the position and orientation of the capsule endoscope 20. By selecting and driving one power transmission antenna or a plurality of power transmission antennas according to the position / orientation of the capsule endoscope 20, loss of transmitted power is further reduced depending on the position and orientation of the capsule endoscope 20. And more efficient power supply is possible.

特に、ＸＹＺ軸の各軸の送電アンテナをそれぞれ駆動した場合に発生する磁場が各軸に平行な成分のみであり、且つ、同じ電流で各送電アンテナを駆動した場合には、体内のカプセル内視鏡２０の位置に拘わらず同一の強度の磁界が発生するという単純な条件下での制御となる。この単純な条件下においては、カプセル内視鏡２０のｘｙｚ方向の向き成分Ａｘ，Ａｙ，Ａｚに比例する電流を、ＸＹＺ軸の各送電アンテナに流せば良い。 In particular, when the power transmission antenna of each axis of the XYZ axes is driven, the magnetic field generated is only a component parallel to each axis and each power transmission antenna is driven with the same current. The control is performed under a simple condition that a magnetic field having the same intensity is generated regardless of the position of the mirror 20. Under this simple condition, a current proportional to the xyz direction component Ax, Ay, Az of the capsule endoscope 20 may be supplied to each XYZ axis power transmission antenna.

本形態においては、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報の検出頻度を上げることにより、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報の更新が速くなり、カプセル内視鏡２０の動きに対する追従応答性が向上し、送電のロスを小さくすることができる。 In this embodiment, by increasing the detection frequency of the position / orientation information of the capsule endoscope 20, the position / orientation information of the capsule endoscope 20 can be updated more quickly, and the follow-up response to the movement of the capsule endoscope 20 can be improved. Can be improved and transmission loss can be reduced.

また、コントローラ１５０が保持している磁界データは、送電アンテナが給電する範囲をより細分化して磁界のデータを予め保持することにより、算出する受電電力の精度を向上させることができ、更に効率的にカプセル内視鏡２０に給電することができる。 In addition, the magnetic field data held by the controller 150 can improve the accuracy of the received power to be calculated by further subdividing the range of power supplied by the power transmission antenna and holding the magnetic field data in advance, which is more efficient. In addition, power can be supplied to the capsule endoscope 20.

尚、コントローラ１５０が予め内部に保持している磁界データは、事前に代表的なモデルを用いて実際に測定しても良く、シミュレーション等から求めた結果を利用しても良い。 Note that the magnetic field data stored in the controller 150 in advance may be actually measured in advance using a typical model in advance, or a result obtained from a simulation or the like may be used.

また、本形態では、送電アンテナが３つの場合を例に示したが、必ずしも送電アンテナが３つである必要はなく、複数（２つ以上）の送電アンテナがあれば、本形態は適用可能であることは明白である。更に、送電コイルはヘルムホルツ型を例に取り説明したが、その他のタイプの送電コイルで有っても良い。 Moreover, although the case where there are three power transmission antennas has been described as an example in this embodiment, the number of power transmission antennas is not necessarily three, and this embodiment can be applied if there are a plurality (two or more) of power transmission antennas. It is clear that there is. Furthermore, although the power transmission coil has been described by taking the Helmholtz type as an example, other types of power transmission coils may be used.

以上のように、本発明の実施の第１形態によれば、被験者の体内にあるカプセル内視鏡の位置・向き情報を検出し、検出した位置・向き情報と、それぞれの送電アンテナから放射される磁界データとから、カプセル内視鏡が受電可能な電力を算出し、カプセル内視鏡に最も多くの電力を受電させることのできる送電アンテナを、複数の送電アンテナの中から選択して駆動する。これにより、効率的にカプセル内視鏡に給電することができる。 As described above, according to the first embodiment of the present invention, the position / orientation information of the capsule endoscope in the body of the subject is detected, and the detected position / orientation information is radiated from each power transmission antenna. The power that can be received by the capsule endoscope is calculated from the magnetic field data that is received, and the power transmission antenna that can receive the most power from the capsule endoscope is selected from a plurality of power transmission antennas and driven. . Thereby, it is possible to efficiently supply power to the capsule endoscope.

また、複数の送電アンテナを取捨選択することにより、送電アンテナの軸方向以外の方向の磁界も発生させることができ、カプセル内視鏡が斜め方向になっても効率的にカプセル内視鏡に対して給電することができる。 In addition, by selecting a plurality of power transmission antennas, it is possible to generate a magnetic field in a direction other than the axial direction of the power transmission antennas. Can be supplied.

［第２形態］
次に、本発明の実施の第２形態について説明する。図８及び図９は本発明の実施の第２形態に係り、図８は無線給電システムの構成図、図９は制御の流れを示すフローチャートである。 [Second form]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. 8 and 9 relate to a second embodiment of the present invention, FIG. 8 is a configuration diagram of a wireless power feeding system, and FIG. 9 is a flowchart showing a control flow.

第２形態は、前述の第１形態に対して、送電アンテナの駆動電流値を最適化するものである。このため、第２形態の無線給電システムは、図８に示すように、各送電アンテナ１１２，１１３，１１４に、それぞれ、電流検出用のセンシングコイルやアンプ回路等からなる電流検出部２０１，２０２，２０３を接続した構成となっており、各電流検出部２０１〜２０３の出力がコントローラ１５０に入力される。 The second form optimizes the drive current value of the power transmission antenna with respect to the first form described above. For this reason, as shown in FIG. 8, in the wireless power feeding system of the second embodiment, each of the power transmission antennas 112, 113, and 114 has a current detection unit 201, 202, which includes a current detection sensing coil, an amplifier circuit, and the like. 203 is connected, and the outputs of the current detection units 201 to 203 are input to the controller 150.

コントローラ１５０は、送電アンテナを一定電流にて駆動した際に発生する磁界データを格納する磁界データ記憶部１５１に加え、カプセル内視鏡が動作するのに最適な電流値データを、送電アンテナ毎且つカプセル内視鏡が検出される位置毎に保持・記憶する電流データ記憶部１５２を備えている。最適な電流値とは、カプセル内視鏡が動作するのに、必要且つ十分な送電アンテナの駆動電流値のことである。 In addition to the magnetic field data storage unit 151 that stores magnetic field data generated when the power transmission antenna is driven at a constant current, the controller 150 generates current value data optimal for the operation of the capsule endoscope for each power transmission antenna and A current data storage unit 152 that holds and stores each position where the capsule endoscope is detected is provided. The optimum current value is a drive current value of the power transmission antenna that is necessary and sufficient for the capsule endoscope to operate.

その他の構成は第１形態と同じであり、第１形態と同じ構成要素については、同じ符号を付して、その説明を省略する。 Other configurations are the same as those of the first embodiment, and the same components as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

以上の構成による第２形態の無線給電システムの動作について、図９のフローチャートを用いて説明する。 The operation of the wireless power feeding system according to the second embodiment having the above configuration will be described with reference to the flowchart of FIG.

先ず、位置・向き検出部１３０により、被験者の体内にあるカプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し、コントローラ１５０に入力する（ステップＳ１１）。次に、コントローラ１５０は、検出したカプセル内視鏡２０の向きと、該位置における磁界データとから、カプセル内視鏡２０の受電電力を送電アンテナ毎に算出し（Ｓ１２）、カプセル内視鏡２０が最も多くの電力を受電できる送電アンテナを、複数の送電アンテナの中から選択し、駆動する（Ｓ１３）。この点に関しては、第１形態と同様である。 First, the position / orientation detection unit 130 detects position / orientation information of the capsule endoscope 20 in the body of the subject and inputs it to the controller 150 (step S11). Next, the controller 150 calculates the received power of the capsule endoscope 20 for each power transmission antenna from the detected orientation of the capsule endoscope 20 and the magnetic field data at the position (S12), and the capsule endoscope 20 The power transmission antenna that can receive the most power is selected from the plurality of power transmission antennas and driven (S13). This is the same as in the first embodiment.

次に、選択した送電アンテナ（駆動する送電アンテナ）の電流値を、電流検出部２０１，２０２，２０３の対応する検出部で検出する（ステップＳ１４）。検出した電流値は、コントローラ１５０に入力され、カプセル内視鏡２０を検出した位置・向きデータから送電アンテナの駆動電流の最適値と比較される（ステップＳ１５）。その結果、検出した送電アンテナの電流値が最適値となっていない場合、コントローラ１５０は、カプセル内視鏡２０の動作に最適な電流値になるように送電アンテナの駆動電流を制御する（ステップＳ１６）。 Next, the current value of the selected power transmission antenna (driven power transmission antenna) is detected by the corresponding detection units of the current detection units 201, 202, and 203 (step S14). The detected current value is input to the controller 150, and is compared with the optimum value of the driving current of the power transmission antenna from the position / orientation data at which the capsule endoscope 20 is detected (step S15). As a result, when the detected current value of the power transmission antenna is not the optimum value, the controller 150 controls the drive current of the power transmission antenna so that the current value is optimum for the operation of the capsule endoscope 20 (step S16). ).

具体的には、検出した送電アンテナの駆動電流が、コントローラ１５０の電流データ記憶部１５２に保持している送電アンテナの最適な電流値よりも大きい場合には、送電アンテナの駆動電流を小さくし、逆に検出した送電アンテナの駆動電流が、コントローラ１５０の電流データ記憶部１５２に保持している送電アンテナの最適な電流値よりも小さい場合には、送電アンテナの駆動電流を大きくするように制御する。 Specifically, when the detected drive current of the power transmission antenna is larger than the optimum current value of the power transmission antenna held in the current data storage unit 152 of the controller 150, the drive current of the power transmission antenna is reduced, Conversely, when the detected drive current of the power transmission antenna is smaller than the optimum current value of the power transmission antenna held in the current data storage unit 152 of the controller 150, control is performed to increase the drive current of the power transmission antenna. .

以上の動作を行うことにより、送電アンテナを最適な電流値にて駆動することができ、必要以上に大きな電流値にて駆動することがなくなり、効率的にカプセル内視鏡に給電することができる。前述したように、ここで最適な電流値とは、観察領域において、カプセル内視鏡が動作するのに必要且つ十分な電流である。 By performing the above operation, the power transmission antenna can be driven with an optimum current value, and it is not driven with a current value larger than necessary, and the capsule endoscope can be efficiently fed. . As described above, the optimal current value here is a current necessary and sufficient for the capsule endoscope to operate in the observation region.

また、以上の動作を一定周期にて繰り返すことにより、常に最適な電流値にて送電アンテナを駆動することが可能となり、より効率的にカプセル内視鏡２０に対して給電することができる。更に、第１形態と同様に、カプセル内視鏡２０の検出頻度を上げることにより、カプセル内視鏡２０の動きに対する追従応答性が向上し、送電電力のロスが少なくなる。 In addition, by repeating the above operation at a constant period, it is possible to always drive the power transmission antenna with an optimal current value, and to supply power to the capsule endoscope 20 more efficiently. Further, as in the first embodiment, by increasing the detection frequency of the capsule endoscope 20, the follow-up response to the movement of the capsule endoscope 20 is improved and the loss of transmitted power is reduced.

第２形態では、カプセル内視鏡２０に最も効率よく給電することが可能な送電アンテナを選択することに加え、選択した送電アンテナの駆動電流をカプセル内視鏡２０が動作するのに必要且つ十分な電流値に設定することにより、必要以上に大きな電流値にて駆動することがなくなり、カプセル内視鏡２０に対する無駄な給電をなくして給電効率の低下を防止することができる。 In the second embodiment, in addition to selecting a power transmission antenna that can supply power to the capsule endoscope 20 most efficiently, a drive current of the selected power transmission antenna is necessary and sufficient for the capsule endoscope 20 to operate. By setting the current value to a value that is not necessary, driving with an unnecessarily large current value is eliminated, and wasteful power feeding to the capsule endoscope 20 can be eliminated to prevent a reduction in power feeding efficiency.

尚、第２形態においても、送電アンテナが３つの場合を例に示したが、必ずしも送電アンテナが３つである必要はなく、複数（２つ以上）の送電アンテナがあれば、本形態は適用可能であることは明白である。また、送電コイルは、ヘルムホルツ型を例に取り説明したが、その他の送電コイルのタイプであっても良い。 In the second embodiment, the case where there are three power transmission antennas is shown as an example. However, the number of power transmission antennas is not necessarily three, and this embodiment is applicable if there are a plurality (two or more) power transmission antennas. Obviously it is possible. The power transmission coil has been described by taking the Helmholtz type as an example, but other power transmission coil types may be used.

以上のように、第２形態においては、前述の第１形態と同様な効果に加え、例えば、一次コイルと共振用コンデンサとを含む共振回路で構成される送電アンテナのＱ値が環境温度の変化により変動し、その結果、駆動電流が設定値より増大或いは減少した場合においても、電流を検出してコントローラ１５０にフィードバックできるため、送電アンテナの駆動電流を最適な値に設定することが常に可能となり、より効率的にカプセル内視鏡２０に電力を供給することができる。 As described above, in the second embodiment, in addition to the same effects as those of the first embodiment described above, for example, the Q value of the power transmission antenna configured by the resonance circuit including the primary coil and the resonance capacitor changes the environmental temperature. As a result, even when the drive current increases or decreases from the set value, the current can be detected and fed back to the controller 150. Therefore, it is always possible to set the drive current of the power transmission antenna to an optimal value. Thus, power can be supplied to the capsule endoscope 20 more efficiently.

［第３形態］
次に、本発明の実施の第３形態について説明する。図１０及び図１１は本発明の実施の第３形態に係り、図１０は無線給電システムの説明図、図１１は制御の流れを示すフローチャートである。 [Third form]
Next, a third embodiment of the present invention will be described. 10 and 11 relate to a third embodiment of the present invention, FIG. 10 is an explanatory diagram of the wireless power feeding system, and FIG. 11 is a flowchart showing the flow of control.

第３形態は、ヘルムホルツ型送電アンテナの２つの送電コイルを電気的に分割し、分割した送電コイルを単独にて駆動できるように、それぞれ駆動部を設けるものである。すなわち、第２形態の構成では、各送電アンテナは２つの送電コイルを直列に接続していたが、第３形態では、ヘルムホルツ型の送電アンテナを２つに分割し、分割した送電コイルそれぞれに駆動部を設けた構成となっている。 In the third embodiment, the two power transmission coils of the Helmholtz type power transmission antenna are electrically divided, and the drive units are provided so that the divided power transmission coils can be driven independently. That is, in the configuration of the second form, each power transmission antenna has two power transmission coils connected in series, but in the third form, the Helmholtz-type power transmission antenna is divided into two and driven by each of the divided power transmission coils. It is the structure which provided the part.

具体的には、図１０に示すように、第２形態の送電アンテナ１１２の送電コイル１１２ａと送電コイル１１２ｂとを電気的に分割し、分割した送電コイル１１２ａ，１１２ｂに、それぞれに共振用コンデンサ１１８ａ，１１８ｂを直列接続して独立した共振回路のアンテナ部を構成する。各共振回路のアンテナ部には、それぞれアンテナ駆動部１１５ａ，１１５ｂを接続し、各送電コイル１１２ａ，１１２ｂをそれぞれ独立して駆動できるようにする。 Specifically, as shown in FIG. 10, the power transmission coil 112a and the power transmission coil 112b of the power transmission antenna 112 of the second embodiment are electrically divided, and the divided power transmission coils 112a and 112b are respectively provided with a resonance capacitor 118a. 118b are connected in series to form an independent resonance circuit antenna section. Antenna driving units 115a and 115b are connected to the antenna units of the respective resonance circuits so that the power transmission coils 112a and 112b can be independently driven.

同様に、ヘルムホルツ型の送電アンテナ１１３は、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとを電気的に分割して独立させ、送電コイル１１３ａ及び共振用コンデンサ１１９ａによる共振回路の送電アンテナと、送電コイル１１３ｂ及び共振用コンデンサ１１９ｂによる共振回路の送電アンテナとを、それぞれ個別に駆動するアンテナ駆動部１１６ａ，１１６ｂを設ける。 Similarly, the Helmholtz-type power transmission antenna 113 electrically separates the power transmission coil 113a and the power transmission coil 113b from each other, and separates the power transmission antenna of the resonance circuit by the power transmission coil 113a and the resonance capacitor 119a, the power transmission coil 113b, and the resonance. Antenna driving units 116a and 116b for individually driving the power transmission antennas of the resonance circuit by the capacitor 119b are provided.

また、ヘルムホルツ型の送電アンテナ１１４は、送電コイル１１４ａと送電コイル１１４ｂとを電気的に分割して独立させ、送電コイル１１４ａ及び共振用コンデンサ１２０ａによる共振回路の送電アンテナと、送電コイル１１４ｂ及び共振用コンデンサ１２０ｂによる共振回路の送電アンテナとを、それぞれ個別に駆動するアンテナ駆動部１１７ａ，１１７ｂを設ける。 The Helmholtz-type power transmission antenna 114 is configured such that the power transmission coil 114a and the power transmission coil 114b are electrically divided and made independent, the power transmission antenna of the resonance circuit including the power transmission coil 114a and the resonance capacitor 120a, the power transmission coil 114b, and the resonance coil. Antenna driving units 117a and 117b for individually driving the power transmission antenna of the resonance circuit by the capacitor 120b are provided.

各アンテナ駆動部１１５ａ〜１１７ｂは、分割した送電コイルをヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして或いは単独で駆動できるよう、コントローラ１５０に接続されている。送電コイル１１２ａと送電コイル１１２ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合、送電コイル１１３ａと送電コイル１１３ｂとがヘルムホルツ型送電アンテナのペアとして動作する場合には、何れの場合においても、２つの送電コイルが同期して動作するよう、コントローラ１５０が制御する。 Each antenna driving unit 115a to 117b is connected to the controller 150 so that the divided power transmission coils can be driven as a pair of Helmholtz power transmission antennas or independently. When the power transmission coil 112a and the power transmission coil 112b operate as a pair of Helmholtz power transmission antennas, when the power transmission coil 113a and the power transmission coil 113b operate as a pair of Helmholtz power transmission antennas, the power transmission coil 113a and the power transmission coil 113b When operating as a pair of power transmission antennas, in any case, the controller 150 controls the two power transmission coils to operate in synchronization.

また、各送電アンテナの駆動電流を検出するため、送電コイル１１２ａ，１１２ｂ，１１３ａ，１１３ｂ，１１４ａ，１１４ｂには、それぞれ電流検出部２０１ａ，２０１ｂ，２０２ａ，２０２ｂ，２０３ａ，２０３ｂを設け、検出結果がコントローラ１５０に入力される。 Moreover, in order to detect the drive current of each power transmission antenna, the power transmission coils 112a, 112b, 113a, 113b, 114a, 114b are provided with current detection units 201a, 201b, 202a, 202b, 203a, 203b, respectively, and the detection results are Input to the controller 150.

コントローラ１５０は、第２形態と同様、磁界データ記憶部１５１、電流データ記憶部１５２に、それぞれ、磁界データ、カプセル内視鏡の最適電流値を保持しているが、第３形態では、磁界データ記憶部１５１には、ヘルムホルツ型の送電アンテナをペアで駆動した際に発生する磁界データに加え、ヘルムホルツ型の送電アンテナを単独で駆動した際に発生する磁界データも保持している。 As in the second embodiment, the controller 150 holds the magnetic field data and the optimum current value of the capsule endoscope in the magnetic field data storage unit 151 and the current data storage unit 152, respectively. In addition to the magnetic field data generated when the Helmholtz power transmission antenna is driven in pairs, the storage unit 151 also stores magnetic field data generated when the Helmholtz power transmission antenna is driven alone.

その他の構成については、第２の実施の形態と同じ構成であり、同じ構成要素については、同じ符号を付けて詳細な説明を省略する。 About another structure, it is the same structure as 2nd Embodiment, About the same component, the same code | symbol is attached | subjected and detailed description is abbreviate | omitted.

次に、第３形態の無線給電システムの動作について、図１１のフローチャートを用いて説明する。 Next, the operation of the wireless power feeding system of the third embodiment will be described using the flowchart of FIG.

第３形態では、カプセル内視鏡２０の位置と向きにより、ヘルムホルツ型の送電アンテナをペアで駆動するか、単独で駆動するかを選択することができる。すなわち、発生する磁界の強さは、カプセル内視鏡が送電アンテナに近づけば近づくほど強くなるため、送電アンテナの近傍にカプセル内視鏡２０がある場合には、ヘルムホルツ型送電アンテナのペアのうち、どちらか一方だけを駆動しても、カプセル内視鏡２０が動作するのに十分な電力を供給することが可能な場合がある。 In the third embodiment, it is possible to select whether the Helmholtz power transmission antenna is driven in pairs or independently depending on the position and orientation of the capsule endoscope 20. That is, the strength of the generated magnetic field becomes stronger as the capsule endoscope approaches the power transmission antenna. Therefore, when the capsule endoscope 20 is in the vicinity of the power transmission antenna, the Helmholtz power transmission antenna pair Even when only one of them is driven, it may be possible to supply sufficient power for the capsule endoscope 20 to operate.

従って、第３形態では、先ず、第１，第２形態と同様に、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報を検出し（ステップＳ２１）、検出されたカプセル内視鏡２０の位置・向きの情報から、各送電アンテナを単独にて駆動したときの受電電力をコントローラ１５０で算出する（ステップＳ２２）。 Therefore, in the third embodiment, first, as in the first and second embodiments, the position / orientation information of the capsule endoscope 20 is detected (step S21), and the detected position / orientation of the capsule endoscope 20 is detected. From the information, the controller 150 calculates received power when each power transmitting antenna is driven independently (step S22).

次に、受電電力算出の結果に基づいて、ヘルムホルツ型送電アンテナのペアのうち、カプセル内視鏡２０に対して近い位置の送電アンテナのみを単独駆動しても、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給可能であるか否かを判断する（ステップＳ２３）。そして、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独駆動しても、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給可能であると判断した場合には、ペアとなるヘルムホルツ型送電アンテナのうち、カプセル内視鏡２０に対して近い位置の送電アンテナのみを駆動する（ステップＳ２４）。 Next, based on the result of calculation of received power, even if only the power transmission antenna close to the capsule endoscope 20 among the pair of Helmholtz power transmission antennas is driven alone, the capsule endoscope 20 It is determined whether or not sufficient power can be supplied (step S23). If it is determined that sufficient power can be supplied to the capsule endoscope 20 even if the Helmholtz power transmission antenna is driven alone, the capsule endoscope of the paired Helmholtz power transmission antennas. Only the power transmitting antenna at a position close to 20 is driven (step S24).

例えば、送電コイル１１２ａの近傍にカプセル内視鏡２０があり、送電コイル１１２ａのみを駆動してもカプセル内視鏡２０に給電可能と判断した場合には、送電コイル１１２ａのみを駆動するようにする。 For example, if the capsule endoscope 20 is in the vicinity of the power transmission coil 112a and it is determined that power can be supplied to the capsule endoscope 20 even if only the power transmission coil 112a is driven, only the power transmission coil 112a is driven. .

一方、受電電力を算出した結果が、ペアとなるヘルムホルツ型送電アンテナのうち、カプセル内視鏡２０に近い位置の送電アンテナのみの駆動では、カプセル内視鏡２０に対して十分な電力を供給できないと判断した場合は、ペアとなる送電コイルを同期させて駆動する（ステップＳ２５）。 On the other hand, when the received power is calculated, driving of only the power transmitting antenna at a position close to the capsule endoscope 20 among the pair of Helmholtz power transmitting antennas, sufficient power cannot be supplied to the capsule endoscope 20. If it is determined, the pair of power transmission coils are driven in synchronization (step S25).

ここで、送電アンテナの駆動電力について考える。ヘルムホルツ型送電アンテナをペア又は単独にて駆動する際の送電アンテナの駆動電流をＩＬ、ヘルムホルツ型送電アンテナの単独での抵抗をＲとすると、単独にて駆動した場合の駆動電力Ｐ１は、以下の（７）式で算出される。
Ｐ１＝ＩＬ²・Ｒ …（７） Here, the driving power of the power transmission antenna is considered. When the drive current of the power transmission antenna when driving the Helmholtz power transmission antenna in pairs or independently is IL, and the resistance of the Helmholtz power transmission antenna alone is R, the drive power P1 when driven independently is as follows: Calculated by equation (7).
P1 = IL ² · R (7)

一方、ヘルムホルツ型送電アンテナをペアにて駆動する場合は、送電アンテナの抵抗が２倍の２Ｒとなるので、駆動電流が等しいとすると、駆動電力Ｐ２は、以下の（８）式で算出される。
Ｐ２＝ＩＬ²・２Ｒ …（８） On the other hand, when the Helmholtz power transmission antenna is driven in pairs, the resistance of the power transmission antenna is 2R, which is 2R. Therefore, assuming that the drive current is equal, the drive power P2 is calculated by the following equation (8). .
P2 = IL ² · 2R (8)

従って、送電アンテナの駆動電力は、単独にて駆動した場合はペアで駆動したときの半分となり、少ない駆動電力にてカプセル内視鏡２０に対して電力を供給することができる。もし、カプセル内視鏡２０が、送電アンテナの近傍にあり、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独にて駆動しても、カプセル内視鏡２０に十分に給電できる場合は、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独にて駆動するようにする。 Therefore, the driving power of the power transmission antenna is half that of the pair driving when driven independently, and the power can be supplied to the capsule endoscope 20 with a small driving power. If the capsule endoscope 20 is in the vicinity of the power transmission antenna and the capsule endoscope 20 can be sufficiently fed even if the Helmholtz power transmission antenna is driven alone, the Helmholtz power transmission antenna can be used alone. To drive.

その後、送電アンテナの駆動電流を最適値に設定する（ステップＳ２６，Ｓ２７）。この電流値の最適化は、第２形態におけるステップＳ１５，Ｓ１６の処理と基本的に同様であり、カプセル内視鏡２０を検出した位置・向きデータから送電アンテナの駆動電流の最適値と比較することで、カプセル内視鏡２０の動作に最適な電流値になるように送電アンテナの駆動電流を制御する。 Thereafter, the drive current of the power transmission antenna is set to an optimum value (steps S26 and S27). This optimization of the current value is basically the same as the processing of steps S15 and S16 in the second embodiment, and is compared with the optimum value of the drive current of the power transmission antenna from the position / orientation data detected by the capsule endoscope 20. Thus, the drive current of the power transmission antenna is controlled so that the current value is optimal for the operation of the capsule endoscope 20.

以上のように、カプセル内視鏡２０の位置・向き情報に応じて、ヘルムホルツ型送電アンテナを単独またはペアにて駆動することにより、常にペアにて駆動する場合よりも、送電アンテナの駆動電力の低減を図ることができる。すなわち、第３形態では、ヘルムホルツ型の送電アンテナを単独またはペアにて駆動することを選択可能にすることにより、更に小さい駆動電力にてカプセル内視鏡に給電することが可能となる。 As described above, according to the position / orientation information of the capsule endoscope 20, the Helmholtz power transmission antenna is driven alone or in pairs, so that the driving power of the power transmission antenna can be reduced as compared with the case of always driving in pairs. Reduction can be achieved. That is, in the third embodiment, it is possible to supply power to the capsule endoscope with even smaller driving power by making it possible to select to drive the Helmholtz-type power transmission antenna alone or in pairs.

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。 In each of the above-described embodiments, the example in which the wireless power feeding system according to the present invention is applied to a medical capsule endoscope has been described. However, the present invention is not limited to a medical capsule endoscope. Needless to say, the present invention can also be applied to a system that wirelessly supplies power to other medical or industrial devices.

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1 is a configuration diagram of a wireless power feeding system according to a first embodiment of the present invention. 同上、カプセル内視鏡の説明図Same as above, illustration of capsule endoscope 同上、被験者を正面から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図As above, an explanatory diagram showing the configuration of the power transmission antenna when the subject is viewed from the front 同上、被験者を上から見たときの送電アンテナの構成を示す説明図As above, an explanatory diagram showing the configuration of the power transmission antenna when the subject is viewed from above 同上、制御の流れを示すフローチャートSame as above, flowchart showing control flow 同上、カプセル内視鏡の方向ベクトルを示す説明図As above, an explanatory diagram showing the direction vector of the capsule endoscope 同上、複数の送電アンテナを駆動した場合の合成ベクトルを示す説明図As above, an explanatory diagram showing a combined vector when a plurality of power transmission antennas are driven 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Configuration diagram of a wireless power feeding system according to a second embodiment of the present invention 同上、制御の流れを示すフローチャートSame as above, flowchart showing control flow 本発明の実施の第３形態に係り、無線給電システムの構成図A configuration diagram of a wireless power feeding system according to a third embodiment of the present invention. 同上、制御の流れを示すフローチャートSame as above, flowchart showing control flow 従来例に係り、エネルギー供給装置の構成図Configuration diagram of energy supply device according to conventional example 同上、一次コイルの配置図Same as above, layout of primary coil

Explanation of symbols

１０送電装置
２０カプセル内視鏡
１１２〜１１４送電アンテナ
１１２ａ，１１２ｂ，１１３ａ，１１３ｂ，１１４ａ，１１４ｂ送電コイル
１１５，１１６，１１７アンテナ駆動部
１３０位置・向き検出部
１５０コントローラ
１５１磁界データ記憶部
１５２電流データ記憶部
２０１〜２０３電流検出部
２１０受電アンテナ DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Power transmission apparatus 20 Capsule endoscope 112-114 Power transmission antenna 112a, 112b, 113a, 113b, 114a, 114b Power transmission coil 115, 116, 117 Antenna drive part 130 Position / orientation detection part 150 Controller 151 Magnetic field data storage part 152 Current data Storage unit 201-203 Current detection unit 210 Power receiving antenna

Claims

Wireless power feeding system having a plurality of power transmitting antennas for transmitting power by a wireless method, a power receiving antenna for receiving transmitted power, and a plurality of driving units for independently driving the plurality of power transmitting antennas In
A detection unit for detecting information related to an arrangement state of the power receiving antenna;
Magnetic field data storage unit that stores magnetic field data related to the magnetic field radiated from the power transmission antenna for each power transmission antenna;
A wireless power feeding comprising: a control unit that selectively drives and controls the plurality of power transmission antennas via the plurality of driving units based on the magnetic field data and information related to an arrangement state of the power receiving antenna. system.

As the information related to the arrangement state of the power receiving antenna, the position and direction of the power receiving antenna are detected,
Based on the magnetic field data and the position and direction of the power receiving antenna, calculate power that can be received by the power receiving antenna, and select at least one power transmission antenna from a plurality of power transmission antennas based on the calculated result, The wireless power feeding system according to claim 1, wherein only the selected power transmission antenna is driven.

Corresponding to each of the plurality of power transmission antennas, a current data storage unit that stores a current value for obtaining power necessary and sufficient for operation of a power receiving device including the power receiving antenna,
3. The wireless power feeding system according to claim 1, wherein control is performed so that a driving current of the power transmission antenna matches a current value stored in the current data storage unit.

The wireless power feeding system according to claim 1, wherein the power transmission antenna is a Helmholtz power transmission antenna.

A resonance capacitor is connected to each power transmission coil of the Helmholtz power transmission antenna to configure an independent resonance circuit antenna unit, and a drive unit for individually driving the antenna unit of each resonance circuit is provided. The wireless power feeding system according to claim 4.

6. The wireless power feeding system according to claim 5, wherein each power transmission coil of the Helmholtz power transmission antenna is driven in pairs or independently.

The wireless power feeding system according to claim 1, wherein the power receiving antenna is a power receiving antenna built in a capsule endoscope.