JP6351756B2 - カプセル内視鏡検査装置 - Google Patents

Description

本発明は、消化器官等の管状器官に入り込んで、前記管状器官内部を診断する筒状のカプセル内視鏡及びカプセル内視鏡検査方法並びにカプセル内視鏡検査装置に関する。

カプセル内視鏡は、カメラを内蔵した小型カプセルを飲み込んで、消化管を内側から観察する器具であり、被験者が身体的負担をほとんど感じることなく、口から肛門に至るまでの全区間、とりわけファイバー内視鏡では観察が難しかった小腸の深部まで観察できる点において優れている。消化管内で撮影された画像は、無線通信によって順次外部に送信され、モニターに表示させて、診断を行うことができる。

カプセル内視鏡は、消化管の蠕動運動によって移動するため、飲み込んでから排出されるまでに数時間を要するが、この期間、カメラなどの電子部品を駆動するために、電池を内蔵している。

しかしながら、カプセル内視鏡は飲み込み易いように大きさが制限されているため、電池式では、カメラ以外の器具まで搭載する余裕は無かった。また、電池で供給できる電力は有限であり、その限られた電力で駆動できる機能に制限されていた。

以上の理由から、外部から電磁誘導によって電力を供給するワイヤレス給電法が検討されている。例えば、下記の特許文献１には、受電用コイルと、前記受電用コイル内に配置された、受電用コイル内径を塞ぐ大きさで金属製のケース及び電極で覆われた蓄電池と、所定機能を実行する機能実行手段と、前記受電用コイルを軸方向に貫通するよう配置され、長手方向両端に前記受電用コイルの軸方向と垂直な方向へ所定距離だけ延伸した構造を有し、前記機能実行手段に向かって進行する磁束の少なくとも一部の進行方向を変化させることによって自己に入射させるコア部材と、を備えるカプセル内視鏡が開示されている。

また、特許文献２には、カプセル内視鏡に電力を供給する手段として、被験者が着用する衣類の内部に設けられ、胴体に巻き回された円筒状の送電用コイルが例示されている。

特許第４６２４７６８号公報 特許第５３５６６９７号公報

しかしながら、外部から電磁誘導によって電力を供給する構成のカプセル内視鏡には、電力確保に関して、大きな問題が２つある。

その一つは、受電コイル内部に受電コイル内径を塞ぐ大きさの導体が配置されていると電磁誘導によって導体に渦電流が発生し電力損失する問題であり、もう一つは、カプセル内視鏡が送信アンテナに対して位置や姿勢を変えた時に鎖交磁束の磁束密度が減少して受電効率が低下する問題である。

特許文献１は、コア部材によって磁束の進行方向を変化させて渦電流の影響を軽減しているが、受電コイル内側には蓄電池等の受電コイル内径を塞ぐ大きさの導体が配置されており、受電電力の増収には至っていない。

特許文献２は、補助コイルによって、送電用コイルからの距離に応じた磁界の強度の変動を抑制しているが、カプセル内視鏡の姿勢に合わせて磁界の向きを変える方法については記載されていない。

よって、本発明の目的は、受電効率が高いカプセル内視鏡、及び該カプセル内視鏡を用いた検査方法、並びに前記カプセル内視鏡が位置や姿勢を変えた場合も効率よく給電できるカプセル内視鏡検査装置を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明のカプセル内視鏡は、消化器官等の管状器官に入り込んで、前記管状器官内部を診断する筒状のカプセル型内視鏡であって、前記管状器官内部を撮影するためのカメラと、外部と無線通信するための受送信機と、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電するための筒型の受電コイルと、前記管状器官内部を移動するための自走用駆動装置と、これらの部品を収容する筒状のカプセルとを備え、前記受電コイルの内周部に沿って磁性体が配置され、前記自走用駆動装置は、コイルと磁石とを有し、前記自走用駆動装置は、前記受電コイルの内側には入らないように、前記受電コイルに対して、前記カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されていることを特徴とする。

上記態様によれば、受電コイルの内周部に沿って配置された磁性体によって、受電コイルと鎖交する磁束の磁束密度が高められ、効率の良い受電を行うことができる。受電した交流電力は直流に変換されて、カメラ、受送信機等に供給され、管状器官の各所をカメラで撮影して、撮影画像を外部に無線送信することができる。また、自走用駆動装置は、受電コイルの内側に永久磁石が入らないように、受電コイルに対して、カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されているので、受電コイルの内周部に沿って設けられた磁性体による磁束密度を高める効果が損なわれないようにすることができる。また、受電コイルの内側に他の部品を配置できるので、カプセル内のスペースを有効利用することができる。更に、自走用駆動装置によって管状器官内部を移動し、管状器官内部を撮影できるので、短時間で広範囲を検査することができる。

本発明のカプセル内視鏡の１つの態様において、前記カプセルは、中央が円筒状をなし、両端が半球状をなしていて、前記円筒状をなす部分の外周部に沿って環状の凹部が形成され、この凹部の底部に前記磁性体が設けられ、この磁性体の外周に前記受電コイルが配置されて、前記磁性体と前記受電コイルとが、前記カプセルの壁厚内に収容されていることが好ましい。

本発明のカプセル内視鏡において、前記磁性体は、強磁性材を含有する厚さ０．１〜０．５ｍｍの樹脂シートを丸めたものであることが好ましい。

上記態様によれば、筒状の磁性体を薄く形成して、受電コイルの内部に広い空間を残した状態で、効率の良い受電を行うことができる。そして、受電コイルの内側空間に各種部材を配置して空間を有効活用し、カプセルを小型化することができる。

そして、上記態様のカプセル内視鏡において、前記カプセルの肉厚は０．５〜１．０ｍｍであり、前記磁性体は強磁性材を含有する比透磁率１００〜１３０、厚さ０．２〜０．３ｍｍの樹脂シートを丸めたものであり、前記受電コイルは外径０．１０〜０．１５ｍｍの被覆導線を前記磁性体の外周部に２層に巻き回したコイル長４〜６．５ｍｍの筒型のコイルであることが好ましい。

上記態様によれば、カプセルの壁厚内に磁性体及び受電コイルを収容し、効率の良い受電を行うことができる。

本発明のカプセル内視鏡において、前記カプセル内には、搭載機器を制御する電子回路基板が丸めて配置されていることが好ましい。

上記態様によれば、広い面積の電子回路基板であっても、丸めた状態で受電コイルの内側に収納することにより、空間を有効活用し、カプセルを小型化することができる。

本発明のカプセル内視鏡の他の態様において、前記カプセルは、中央が円筒状をなし、両端が半球状をなしていて、前記カメラを配置した端部とは反対側に位置する半球状の部分には、その外周部に沿って環状の凹部が形成され、この凹部の底部に前記磁性体が設けられ、この磁性体の外周に前記受電コイルが配置されて、前記磁性体と前記受電コイルとが、前記カプセルの半球状部分に収容されていることが好ましい。

そして、上記態様のカプセル内視鏡において、前記磁性体は強磁性材を含有する比透磁率１００〜１３０、厚さ０．１〜０．５ｍｍの樹脂シートを丸めたものであり、前記受電コイルは外径０．１０〜０．１５ｍｍの被覆導線を前記磁性体の外周部に３層以上の層数で巻き回したコイル長３〜４ｍｍの筒型のコイルであることが好ましい。

上記態様によれば、空きスペースの活用が難しい半球状の端部を、受電コイルと磁性体の配置場所として割り当て、カプセル胴部の円筒部の内側の空間に、高透磁率の部材や導電性の部材を自由に配置することができる。

本発明のカプセル内視鏡において、前記受電コイルの内側には、薬液供給装置が配置され、該薬液供給装置は、非金属製の薬液タンクと、該薬液タンクに連結され、前記受電コイルの受電電力で駆動される、電動の弁又はポンプと、前記カプセルの端部に形成された薬液放出開口と、を備えることが好ましい。

上記態様によれば、薬液供給装置を受電コイルの内側に設置して空間を有効活用し、カプセルを小型化することができる。また、電動の弁又はポンプは外部からの制御信号によって駆動することができるので、所望の場所と時間を選んで、薬液を投与することができる。

本発明のカプセル内視鏡において、前記受電コイルの内側には、マイクロハンド装置が配置され、該マイクロハンド装置は、高温で伸長形状を記憶され、低温では圧縮された状態で格納された、樹脂製の形状記憶ばねと、前記受電コイルの受電電力で駆動される、前記形状記憶ばねを加熱するセラミックヒーターと、前記形状記憶ばねの先端に取付けられた、非金属（樹脂又はセラミック製）のはさみとからなり、前記セラミックヒーターに通電すると、前記形状記憶ばねが伸長して、前記はさみがカプセル端部の開口から突出して開き、通電を停止すると前記形状記憶ばねは冷えて前記はさみが引き戻され、その過程でカプセル端部の開口に規制されて閉じることが好ましい。

上記態様によれば、マイクロハンド装置を筒型受電コイルの円筒内部の空間に配置して空間を有効活用し、カプセルを小型化することができる。本発明のマイクロハンドは、効率よく受電した十分な電力を利用し、ヒーターのＯＮ／ＯＦＦによって開閉する単純な構造であるから、小型であるうえ、故障し難いという特徴を備える。また、マイクロハンドは外部からの制御信号によって駆動できるので、所望の場所と時間を選んで、管壁組織を採取することができる。

本発明のカプセル内視鏡検査方法は、上記のいずれか１つに記載のカプセル内視鏡を用いて、前記受電コイルへの電力供給を間欠的に行うことを特徴とする。

上記態様によれば、受電コイルへの電力供給を間欠的に行ない、例えば受電コイルへの電力供給が行われている期間中に、自走用駆動装置を用いてカプセル内視鏡を自走させ、受電コイルへの電力供給が行われていない期間中に、自走用駆動装置への通電を止めてカプセル内視鏡を放冷させることができる。カプセル内視鏡の温度上昇を防止するためのセンサーや温度制御回路を必要としないので、カプセルを小型化できる。

本発明のカプセル内視鏡検査方法において、前記受電コイルへの電力供給が行われていない期間の開始と終了を、前記受電コイルが受電した電力の大きさを計測する電力計測手段によって、又は、前記受電コイルへの電力供給に同期する時間計測手段によって検知することが好ましい。

上記態様によれば、受電コイルへの電力供給が行われていない期間の開始と終了を検出し、間欠的に行われる電力供給に同期させてカプセル内視鏡を制御することができる。

本発明のカプセル内視鏡検査方法において、前記受電コイルへの電力供給が行われていない期間中に、前記受送信機によって外部と無線通信することが好ましい。

上記態様によれば、受電コイルへの電力供給が行われていない期間に無線通信を行って、電磁界ノイズによる通信エラーを回避することができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置のひとつは、管状器官内部を撮影するためのカメラと、外部と無線通信するための受送信機と、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電するための筒型の受電コイルと、受電電力の大きさを計測して、受電電力の大きさを無線で知らせる送信部と、前記管状器官内部を移動するための自走用駆動装置と、これらの部品を収容する筒状のカプセルとを備え、前記受電コイルの内周部に沿って磁性体が配置され、前記自走用駆動装置は、電磁石と永久磁石とを有し、前記自走用駆動装置は、前記受電コイルの内側に前記永久磁石が入らないように、前記受電コイルに対して、前記カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されたカプセル内視鏡を用いる内視鏡検査装置において、被験者を載せる検査台と、前記カプセル内視鏡の受電コイルにワイヤレス給電を行うため、前記検査台の被験者載置部の下方及び／又は上方に、前記検査台に対して移動可能に配置された送電アンテナと、前記カプセルの送信部からの信号を受ける受信部と、前記送電アンテナを前記検査台に対して移動させて走査し、前記受電電力が所定値以上となる位置に送電アンテナを配置する、送電アンテナ位置制御手段と、を備えることを特徴とする。

上記態様によれば、送電アンテナを前記検査台に対して移動させて走査し、受電電力が所定値以上となる位置に送電アンテナを配置することにより、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、必要とされる受電電力が確保されるように、送電アンテナを配置することができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置のもうひとつは、管状器官内部を撮影するためのカメラと、外部と無線通信するための受送信機と、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電するための筒型の受電コイルと、前記管状器官内部を移動するための自走用駆動装置と、これらの部品を収容する筒状のカプセルと、前記カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段とを備え、前記受電コイルの内周部に沿って磁性体が配置され、前記自走用駆動装置は、電磁石と永久磁石とを有し、前記自走用駆動装置は、前記受電コイルの内側に前記永久磁石が入らないように、前記受電コイルに対して、前記カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されたカプセル内視鏡を用いる内視鏡検査装置において、被験者を載せる検査台と、前記カプセル内視鏡の受電コイルにワイヤレス給電を行うため、前記検査台の被験者載置部の下方及び／又は上方に、前記検査台に対して独立して移動可能に配置された送電アンテナと、前記カプセルの送信部からの信号を受ける受信部と、前記検出手段によって検出されたカプセル内視鏡の位置及び姿勢から、受電電力が所定値以上となる前記送電アンテナの位置を求める位置決定手段と、前記位置決定手段の結果に基いて前記送電アンテナを移動させるための送電アンテナ位置制御手段と、を備えることを特徴とする。

上記態様によれば、検出手段によりカプセル内視鏡の位置及び姿勢を検出し、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電電力が所定値以上となるように、送電アンテナを配置することができるので、カプセル内視鏡が急に姿勢を変えた場合でも、無駄のない動きで、送電アンテナを移動し、必要とされる受電電力を確保して、安定した内視鏡検査を行うことができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置において、前記送電アンテナは、導体が平面渦巻き形状又はコイル状に巻かれ、中央に空所を有する円環形状であって、前記送電アンテナに交流電力を通電すると、前記中央の空所から周囲に発散する発散磁場が形成され、前記カプセル内視鏡に給電されることが好ましい。

上記態様によれば、送電アンテナの中央の空所から周囲に発散する発散磁場が形成されるため、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電コイルの円筒軸と磁力線とが平行になるように、送電アンテナを配置することができるので、効率の良い給電を行うことができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置においては、前記カプセル内視鏡は、前記カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段を備え、前記送電アンテナは、前記検査台の被験者載置部の下方又は上方に、前記検査台に対して移動可能に、かつ、前記検査台に対して前記円環状の軸心が垂直になるように配置されており、前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの前記円環形状の軸心と平行になっている場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように前記送電アンテナを移動させ、前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの外縁付近に位置し、かつ、前記受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように前記送電アンテナを移動させ、前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状部分に位置し、かつ、前記受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように前記送電アンテナを移動させることが好ましい。

上記態様によれば、検出手段によってカプセルの位置と姿勢を検知し、受電コイルの円筒軸と送電アンテナの磁力線とが平行になるように、送電アンテナを動かすことができるので、給電効率を高めることができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置においては、前記カプセル内視鏡は、前記カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段を備え、前記送電アンテナは、前記検査台の被験者載置部の下方及び上方のそれぞれに、前記検査台に対して移動可能に、かつ、前記検査台に対して前記円環形状の軸心が垂直になるように配置された、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナとからなり、前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの円環形状の軸心と平行になっている場合は、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナを同軸配置として、前記カプセル内視鏡が、前記各送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が同方向になるようにワイヤレス給電し、前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナを同軸配置として、前記カプセル内視鏡が、前記各送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状部分に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電し、前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの前記円環形状の軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所の一部が互いに重なるようにずらした配置として、前記カプセル内視鏡が、前記第１の送電アンテナの円環形状の部分と前記第２の送電アンテナの円環形状の部分が重なる場所に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電するか、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所が互いに重ならないようにずらした配置として、前記カプセル内視鏡が、前記第１の送電アンテナの円環形状の部分と前記第２の送電アンテナの円環形状の部分が重なる場所に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が同方向になるようにワイヤレス給電することが好ましい。

上記態様によれば、第１送電アンテナと第２の送電アンテナのそれぞれの磁力線の方向が受電コイルの円筒軸と同じ方向を向くので、給電効率を更に高めることができる。

本発明のカプセル内視鏡によれば、受電コイルの内周部に沿って配置された磁性体によって、受電コイルと鎖交する磁束の磁束密度が高められ、効率の良い受電を行うことができる。このようにして、受電コイルの内側に確保した広い空間には、渦電流によって受電効率を低下させない他の部材、例えば非金属製の薬液供給タンクやマイクロハンド装置等を配置することにより、受電効率を低下させることなく、カプセル内のスペースを有効利用し、小型でありながら、外部からの制御信号により効率的に薬液投与、組織採取する高度な機能を備えることができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置によれば、全方位発散磁場を形成できる送信アンテナと、受電状態を検出して無線通信で知らせる手段、又はカプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段とによって、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電電力が所定値以上となるように、送電アンテナを配置することができ、必要とされる受電電力を確保して、安定した内視鏡検査が可能になる。また、管状器官の蠕動運動によってカプセル内視鏡が急に姿勢を変えた場合も、送電アンテナを迅速に移動させて受電量を短時間で回復できるため、受電悪化時に使用される蓄電手段は大容量のものを必要とせず、カプセル内視鏡を小型化することができる。

よって、多機能でありながらサイズが大きくならないため飲み込み易く、電力が安定供給されるために検査中断がなく、被験者の検査にともなう身体的、精神的負担を従来よりも更に軽減することができる。

本発明に係るカプセル内視鏡の一実施形態を示す断面模式図である。 本発明に係るカプセル内視鏡の他の実施形態を示す断面模式図である。 図２に示されたマイクロハンド装置の動作を説明するための模式図である。 本発明に係るカプセル内視鏡の更に他の実施形態を示す断面模式図である。 図４に示された受電コイルの組み立て手順を説明するための模式図である。 本発明に係るカプセル内視鏡の更に他の実施形態を示す断面模式図である。 図６に示された受電コイルの組み立て手順を説明するための模式図である。 本発明に係るカプセル内視鏡のシステム構成の一実施形態を示すブロック図である。 図８に示された整流及び電圧変換部の一構成例を示す回路図である。 本発明に係るカプセル内視鏡の検査方法の一例を示すタイムチャートである。 本発明に係るカプセル内視鏡検査装置の一実施形態を示す全体構成図である。 本発明に係るカプセル内視鏡検査装置のシステム構成の一実施形態を示すブロック図である。 本発明に係るカプセル内視鏡検査装置のシステム構成の他の実施形態を示すブロック図である。 本発明に係るカプセル内視鏡検査装置の送電アンテナの一実施形態を示す模式図である。 送電アンテナによって作られる磁場をベクトルで表記した図である。 送電アンテナによって作られる磁場の強さを等高線で表記した図である。 送電アンテナによって作られる磁場を磁力線で表記した図である。 送電アンテナによって作られる磁場の磁力線の傾きに基づき等傾線を引き、空間を領域分けした図である。 カプセル内視鏡の姿勢と送電アンテナの配置との関係を説明する模式図である。 送電アンテナを最適配置する方法を示すフロー図である。 本発明のカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させるひとつの態様を示す模式図である。 本発明のカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる他の態様を示す模式図である。 本発明のカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる更に他の態様を示す模式図である。 本発明のカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる更に他の態様を示す模式図である。 本発明の送電アンテナを２つ用いるカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させるひとつの態様を示す模式図である。 本発明の送電アンテナを２つ用いるカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる他の態様を示す模式図である。 本発明の送電アンテナを２つ用いるカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる更に他の態様を示す模式図である。 本発明の送電アンテナを２つ用いるカプセル内視鏡検査装置により、受電電力が最大になるように送電アンテナを移動させる更に他の態様を示す模式図である。 受電コイルに組み付けられた筒型磁性体の肉厚と、誘導起電力の大きさとの関係を表す図面である。 受電コイルに組み付けられた筒型磁性体の比透磁率と、誘導起電力の大きさとの関係を表す図面である。

以下、図面に基づいて、本発明に係るカプセル内視鏡及びカプセル内視鏡検査装置の実施形態について説明する。なお、図面は模式的に描かれており、各部分の形状、寸法比などは現実のものを忠実に表したものではない。また、同一部分には、同じ符号を付し、説明を省略する場合がある。

［カプセル内視鏡］
以下、カプセル内視鏡の構成について具体的に説明する。

図１には、本発明に係るカプセル内視鏡の一実施形態を表す断面模式図が示されている。このカプセル内視鏡１００ａは、光透過性の部材によって形成された半球状の先端カバー１２と、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ａとを連結したカプセル１１ａを有している。光透過性の先端カバー１２の内側には、管状器官内部を撮影できるように、カメラ１４と照明素子１５を搭載した電子回路基板１７が配置されている。円筒形状のカプセル胴部１３ａの内側には、前記電子回路基板１７の背後に自走用駆動装置５０、受電コイル２０ａが直列に配置されている。また、受電コイル２０ａの内周部に沿って磁性体３０ａが配置されている。また、円筒形状のカプセル胴部１３ａと自走用駆動装置５０との隙間には、半導体素子１６を搭載した電子回路基板１８ａが配置されている。そして、磁性体３０ａの内側の空間には、薬液供給装置４０ａが配置されている。

カプセル内視鏡１００ａは、消化器官等の管状器官に入り込んで、自走用駆動装置５０によって管状器官内部を移動し、カメラ１４によって管状器官内部を撮影し、更に薬液供給装置４０ａによって薬液投与することができる。

上記カプセル１１ａは、光透過性の部材によって形成された半球状の先端カバー１２と、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ａとを連結した構造を有し、カメラ１４と、照明素子１５と、半導体素子１６が液体に触れないよう、密封構造になっている。カプセル１１ａの外形は９〜１２ｍｍ程度が好ましく、長さは２０〜３０ｍｍ程度が好ましい。この範囲よりも大きくなると飲み込みが困難になり、小さくなると必要部材の搭載が困難になる。

カメラ１４は、照明素子１５と共に電子回路基板１７に搭載され、先端カバー１２に隣接して、レンズの先が先端カバー１２の方向を向くように取り付けられ、透明の先端カバー１２を通して外部を撮影できるようになっている。カメラ１４は、レンズと固体撮像素子とから構成され、結像した像を光電変換して、電気信号に変えることができる。固体撮像素子の種類は、特に限定されず、具体的にはＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサ、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等を用いることができる。

照明素子１５は、カメラ１４の撮像対象を照らして明るくするために用いられる。照明素子１５は、電力消費の少ない照明であることが好ましく、具体的には白色発光ダイオードが好ましい。

電子回路基板１８ａは、信号処理、無線通信、電源制御等の機能を備える半導体素子１６を搭載している。電子回路基板１８ａは、エポキシ樹脂製の一般的な回路基板でもよいが、柔軟性のある材料から構成され、筒状に丸められてもよい。また、電子回路基板１８ａは、幾つかに分割されていてもよく、逆に電子回路基板１７と一体であってもよい。電子回路基板１８ａの設置場所は、特に限定されず、例えば、受電コイル２０ａの内側であってもよい。電子回路基板１８ａに使用されている導電性材料は極少量であり、受電効率に影響する大きな渦電流は発生しない。

このカプセル内視鏡１００ａにおいて、受電コイル２０ａは、被覆導線を巻き回した円筒型のコイルであって、例えば、芯線は直径０．１ｍｍの銅、厚い絶縁被覆層を有して外径は直径０．３ｍｍ、長さは２ｍの被覆導線を円筒状に巻き重ねて、外径が直径９ｍｍでカプセルの内周に収まり、内径が直径６ｍｍで、その内部は空洞となるコイルを使用することができる。被覆導線の巻き方は、右巻き又は左巻きのどちらでもよく、巻きが乱れていてもよいが、磁場の相殺を避けるためには、全て同じ向きに揃えて巻くことが好ましい。

このカプセル内視鏡１００ａにおいて、受電コイル２０ａの内側には、更に磁性体３０ａを配置することができる。磁性体３０ａは、特に限定されず、例えば筒状に加工されたフェライト、コバルト、鉄、酸化鉄、酸化クロム、ニッケル等の強磁性材を用いることが好ましく、フェライトを含有する厚さ０．１〜０．５ｍｍの樹脂シートを一重に丸めたものが特に好ましい。フェライト樹脂シートを丸めた磁性体３０ａは、受電コイル２０ａの内表面において磁束密度を高める。このため、磁性体を使用しない場合と比較すると、受電電力（電力値）は、厚さ０．１ｍｍで１５倍、厚さ０．２ｍｍで２１倍、厚さ０．５ｍｍで２５倍まで向上する。また、磁性体３０ａに薄いフェライト樹脂シートを使用することで、受電コイル２０ａの内部に、各種部材を配置して有効活用できる、広い空間が生まれる。

このカプセル内視鏡１００ａにおいては、受電コイル２０ａの内部に、非金属（樹脂又はセラミック製）の薬液タンク４１ａを配置して、空間を有効活用することができる。薬液タンク４１ａは、非金属であるため、渦電流は発生せず、受電効率は低下しない。薬液供給装置４０ａは、この薬液タンク４１ａと、薬液タンク４１ａの中に挿入された薬液吸入管４２と、受電コイルの受電電力で駆動される電動の弁又はポンプ４３と、カプセル１１ａの端部に形成された薬液放出開口４４とからなる。電動の弁又はポンプは外部からの制御信号によって駆動することができるので、所望の場所と所望の場所と時間を選んで、薬液を投与することができる。

このカプセル内視鏡１００ａにおいては、自走用駆動装置５０を備え、管状器官内部を移動して、管状器官内部を撮影できるので、短時間で広範囲を検査することができる。自走用駆動装置５０は、特に限定されず、例えば、受電コイルで得た電力を動力源とし、円筒ケースに巻かれたコイル（電磁石になる）に電流を流して磁場を発生させ、該ケース内側に置かれた棒磁石（永久磁石）を進行方向の壁面に強く衝突させて推進力を得る（復帰の時は逆方向に弱い電流を流してゆっくり戻す）、電磁石と永久磁石を有するアクチェータを用いることができる。ただし、自走用駆動装置５０は、磁性部材及び導電性の部材（コイル）から構成されているため、受電コイル２０ａ内に配置することは好ましくなく、受電コイル２０ａの内周部に沿って設けられた磁性体３０ａによる磁束密度を高める効果が損なわれないように、受電コイル２０ａの内側に入り込まないように、具体的には少なくとも永久磁石が入らないように、受電コイル２０ａに対してカプセル１１ａの筒軸方向に沿って直列に配置することが好ましい。

図２には、本発明に係るカプセル内視鏡の他の実施形態を表す断面模式図が示されている。このカプセル内視鏡１００ｂは、光透過性の部材によって形成された半球状の先端カバー１２と、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ｂとを連結したカプセル１１ｂを有している。カプセル１１ｂは、隔壁１９によって２つの部屋に仕切られ、透明の先端カバー１２を有する側の部屋は密封されている。光透過性の先端カバー１２の内側には、管状器官内部を撮影できるように、カメラ１４と照明素子１５を搭載した電子回路基板１７が配置されている。一方、円筒形状のカプセル胴部１３ｂには、自走用駆動装置５０と、該自走用駆動装置の後方に受電コイル２０ｂと、該受電コイルの内周部に沿って配置された磁性体３０ｂとが配置されている。また、円筒形状のカプセル胴部１３ｂと自走用駆動装置５０との隙間には、半導体素子１６を搭載した電子回路基板１８ａが配置されている。そして、磁性体３０ｂの内側の空間には、マイクロハンド装置６０が配置されている。

マイクロハンド装置６０は、高温で伸長形状を記憶され、低温では圧縮された状態で格納された、樹脂製の形状記憶ばね６１と、形状記憶ばねを加熱するセラミックヒーター６２と、形状記憶ばねの先端に取付けられた、非金属（樹脂又はセラミック製）のはさみ６３と、はさみ６３を開くための樹脂製のばね６４とからなり、受電コイル２０ｂの受電電力で駆動することができる。マイクロハンド装置６０は、いずれも非金属製の材料から構成されているため、受電コイル２０ｂの内側の空間に配置しても、受電効率を損なわず、受電コイル２０ｂの内側の空間を有効活用して、カプセルを小型化することができる。

図３を用いて、マイクロハンド装置６０の動作について説明する。同図（ｂ）に示されるように、セラミックヒーター６２に通電すると、形状記憶ばね６１が伸長して、はさみ６３が、カプセル端部の開口６５から突出し、ばね６４の収縮する力で開き、管状器官Ｑの内壁に接触する。そして、同図（ｃ）に示されるように、通電を停止すると形状記憶ばね６１は冷えてはさみ６３が引き戻され、その過程でカプセル端部の開口６５に規制されて閉じる。はさみ６３が閉じるときに、管状器官Ｑの一部を噛み取り、標本Ｒとして採取することができる。

本発明のマイクロハンド装置６０は、効率よく受電した十分な電力を利用し、セラミックヒーター６２への通電ＯＮ／ＯＦＦによってはさみ６３が開閉する、単純な構造であるから、小型であるうえ、故障し難いという特徴を備える。また、マイクロハンドは外部からの制御信号によって駆動できるので、所望の場所と時間を選んで、標本を採取することができる。

なお、本発明のカプセル内視鏡は、位置及び姿勢を検出するための、カプセル内視鏡の長手方向の少なくとも２か所にＸ線マーカーを備えることができる。例えば、図２においては、電子回路基板１７の裏面と、マイクロハンド装置のはさみ６３のそれぞれの先端とに、合計３つのＸ線マーカー７０を備えることができる。Ｘ線マーカー７０が３か所あれば、カプセル内視鏡の前後の向きまで分かる。Ｘ線マーカー７０は、Ｘ線を透過し難い材料であれば特に限定されず、具体的には、金、プラチナ、タンタル合金等が好ましい。

図４（ａ）には、本発明に係るカプセル内視鏡の更に他の実施形態を表す断面模式図が示されている。このカプセル内視鏡１００ｃは、光透過性の部材によって形成された半球状の先端カバー１２と、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ｃとを連結したカプセル１１ｃを有している。光透過性の先端カバー１２の内側には、管状器官内部を撮影できるように、カメラ１４と照明素子１５を搭載した電子回路基板１７が配置されている。

本実施形態においては、円筒形状のカプセル胴部１３ｃの壁厚内に受電コイル２０ｃと磁性体３０ｃが収容されている。これによれば、図１に示されたカプセル内視鏡１００ａよりも、受電コイル２０ｃの内側の空間をより広くして、有効活用することができる。

カプセル胴部１３ｃの内側には、自走用駆動装置５０、薬液タンク供給装置４０ｃ、キャパシタ８０がこの順序で配置されている。自走用駆動装置５０は、高透磁率の部材及び導電性の部材から構成されている。また、キャパシタ８０は、導電性の電極部材を備える。よって、自走用駆動装置５０及びキャパシタ８０は、受電コイル２０ｃ内に配置することは好ましくなく、受電コイル２０ｃの内周部に沿って設けられた磁性体３０ｃによる磁束密度を高める効果が損なわれないように、受電コイル２０ｃに対して直列に配置することが好ましい。なお、薬液タンク供給装置４０ｃは、非金属部材で構成され、磁束に影響しないので、受電コイル２０ｃの内側の空間に配置されている。また、半導体素子１６を搭載した電子回路基板１８ａは、円筒形状のカプセル胴部１３ｃと自走用駆動装置５０との隙間に配置されている。

図４（ｂ）には、受電コイル２０ｃの断面を拡大したものが図示されている。カプセル胴部１３ｃの円筒部には、その外周部に沿って環状の凹部１３ｃ１が形成されている。この凹部１３ｃ１の底部には磁性体３０ｃが設けられており、この磁性体３０ｃの外周に受電コイル２０ｃが配置され、被覆層２３ｃによって被覆されている。このようにして、受電コイル２０ｃと磁性体３０ｃは、カプセル胴部１３ｃの壁厚内に収容されている。

受電コイル２０ｃの各部の寸法は、特に限定されないが、好ましい態様は、例えば下記のようなものである。

カプセル胴部１３ｃの肉厚（ｄ_０）は、機械的強度を確保するために、０．８〜１．０ｍｍ、凹部１３ｃ１での肉厚（ｄ_１）は、０．２ｍｍ以上であることが好ましい。磁性体３０ｃは、強磁性材を含有する比透磁率１００〜１３０、厚さ０．２〜０．３ｍｍの樹脂シート（例えばフェライト樹脂シート）を丸めた、肉厚（ｄ_２）０．２〜０．３ｍｍの筒型の磁性体が好ましく、受電コイル２０ｃは、外径０．１０〜０．１５ｍｍの被覆導線を磁性体３０ｃの外周部に２層に巻き回した、肉厚（ｄ_３）０．２４〜０．３ｍｍ、コイル長（ｌ）４〜６．５ｍｍの筒型のコイルが好ましい。また、受電コイル２０ｃの外周面は、樹脂等の被覆層２３ｃによって被覆されていることが好ましい。被覆層２３ｃの厚さ（ｄ_４）は、特に限定されないが、例えばカプセル表面に段差ができないように厚さｄ_４を設定して摩擦抵抗を小さくし、被験者が飲み込み易くすることが好ましい。

図５には、受電コイル２０ｃの組み立て手順を説明する模式図が示されている。同図（ａ）に示されるように、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ｃの外周部には、環状の凹部１３ｃ１が形成されている。この凹部１３ｃ１には、被覆導線を挿通する貫通孔２２ｃ１，２２ｃ２が穿設されている。同図（ｂ）に示されるように、貫通孔２２ｃ１，２２ｃ２のそれぞれに整合する切欠き部を備え、強磁性材を含有する樹脂シートを凹部１３ｃ１に１重に巻きつけて、筒状の磁性体３０ｃとする。次に、同図（ｃ）に示されるように、被覆導線２１の一端をカプセル胴部１３ｃの内側から貫通孔２２ｃ１を介してカプセル胴部１３ｃの外側に導出し、磁性体３０ｃの外周面に巻き回す。そして、同図（ｄ）に示されるように、被覆導線２１を巻き回して受電コイル２０ｃとした後、残った被覆導線２１の端を貫通孔２２ｃ２を介してカプセル胴部１３ｃの内側に戻す。最後に、同図（ｅ）に示されるように、受電コイル２０ｃの外周面を樹脂等で被覆して被覆層２３ｃとする。

上記態様によれば、外装型の受電コイル２０ｃを備えるカプセル内視鏡１００ｃは、内蔵型の受電コイル２０ａを備えるカプセル内視鏡１００ａよりも、内側に広い空間ができるので、例えば、より大きな薬液タンクを備えることができる。

図６（ａ）には、本発明に係るカプセル内視鏡の他の実施形態を表す断面模式図が示されている。このカプセル内視鏡１００ｄは、光透過性の部材によって形成された半球状の先端カバー１２と、半球状の端部を有する円筒形状のカプセル胴部１３ｄとを連結したカプセル１１ｄを有している。光透過性の先端カバー１２の内側には、管状器官内部を撮影できるように、カメラ１４と照明素子１５を搭載した電子回路基板１７が配置されている。

本実施形態においては、カプセル胴部１３ｄの半球状の端部に、受電コイル２０ｄと磁性体３０ｄが配置されている。これによれば、空きスペースの活用が難しい半球状の端部を受電コイル２０ｄと磁性体３０ｄの配置場所として割り当て、カプセル胴部１３ｄの円筒部の内側の空間に、高透磁率の部材や導電性の部材を自由に配置することができる。

カプセル胴部１３ｄの円筒部には、自走用駆動装置５０とカプセル胴部１３ｄとの隙間に半導体素子１６を搭載した電子回路基板１８ａが配置され、カメラ１４と照明素子１５を搭載した電子回路基板１７の後方には、半導体素子１６を搭載した電子回路基板１８ｂが２枚配置されている。そして、自走用駆動装置５０の後方には、大容量のキャパシタ８０が２個配置され、より多くの電気を供給できるようになっている。

図６（ｂ）には、受電コイル２０ｄの断面を拡大したものが図示されている。カプセル胴部１３ｄの半球状の端部には、その外周部に沿って環状の凹部１３ｄ１が形成されている。この凹部１３ｄ１の底部には磁性体３０ｄが設けられており、この磁性体３０ｄの外周に受電コイル２０ｄが配置され、被覆層２３ｄによって被覆されている。このようにして、受電コイル２０ｄと磁性体３０ｄは、カプセル胴部１３ｄの半球状の端部に収容されている。

受電コイル２０ｄの各部の寸法は、特に限定されないが、好ましい態様は、例えば下記のようなものである。

カプセル胴部１３ｄの環状の凹部１３ｄ１における、円筒形状に縊れた部分の直径（コイル径）Ｄ_Ｃ１は、特に限定されないが、直径Ｄ_Ｃ１を大きくすると環状の凹部１３ｃ１の長さ（コイル長）ｌが短くなるので、直径Ｄ_Ｃ１はカプセル胴部１３ｃの円筒部の外径Ｄ_Ｃ０の約１／２が好ましい。例えば、Ｄ_Ｃ０１１ｍｍに対し、コイル径Ｄ_Ｃ１を５ｍｍにすると、コイル長ｌを４ｍｍとすることができる。

磁性体３０ｄは、強磁性材を含有する比透磁率１００〜１３０、厚さ０．１〜０．５ｍｍの樹脂シート（例えばフェライト樹脂シート）を丸めた、肉厚（ｄ_２）０．１〜０．５ｍｍの筒型の磁性体が好ましく、受電コイル２０ｄは、外径０．１０〜０．１５ｍｍの被覆導線を磁性体３０ｄの外周部に３層以上の層数で巻き回した、コイル長（ｌ）３〜４ｍｍの筒型のコイルが好ましい。

また、図６（ｃ）に図示されているように、カプセル胴部１３ｄの円筒部に近い側で巻き重ね層数が多く、カプセル胴部１３ｄの端部にいくほど巻き重ね層数が少なくなるように、言い換えれば、端部に向かうほどコイル断面が縮径するように巻き回してもよい。ただし、被覆層２３ｄを射出成形によって形成できるように、カプセル胴部１３ｄの球殻部の表面Ｓ_０と、受電コイル２０ｄの表面Ｓ_１との距離（ｄ_５）が４ｍｍ以上となるように、受電コイル２０ｃの巻き重ね層数が制限されている。

図７には、受電コイル２０ｄの組み立て手順を説明する模式図が示されている。同図（ａ）に示されるように、完成時に半球状となるカプセル胴部１３ｄの端部には、環状の凹部１３ｄ１が形成されている。この凹部１３ｄ１には、被覆導線を挿通する貫通孔２２ｄ１，２２ｄ２が穿設されている。同図（ｂ）に示されるように、強磁性材を含有する樹脂シートを凹部１３ｄ１に１重に巻きつけて、筒状の磁性体３０ｄとする。次に、同図（ｃ）に示されるように、被覆導線２１の一端をカプセル胴部１３ｄの内側から貫通孔２２ｄ１を介してカプセル胴部１３ｄの外側に導出し、磁性体３０ｄの外周面に巻き回す。そして、同図（ｄ）に示されるように、被覆導線２１を巻き回して受電コイル２０ｄとした後、残った被覆導線２１の端を貫通孔２２ｄ２を介してカプセル胴部１３ｄの内側に戻す。最後に、同図（ｅ）に示されるように、受電コイル２０ｄの外周面に樹脂を射出成形して、半球状表面の被覆層２３ｄとする。射出成形に用いられる樹脂としては、カプセル胴部１３ｄと同一材料、又は類似の材料であることが溶融一体化の点で好ましい。

あるいは、受電コイル２０を樹脂被覆する方法は、同図（ｆ）に示されるように、カプセル胴部１３ｄの端部に適合し半球状表面をなす、頂部に開口を有する樹脂製のキャップ２４を接着又は溶着する方法であってもよい。これによれば、射出一体成型に比して容易であることから、製造コストを低減できる。また、キャップ２４は、カプセル胴部１３ｄと同一材料又は類似材料とする必要性はなく、より強度の高い樹脂材料を選択して、より薄くすることができる。そして、キャップ２４を薄くした分、受電コイルの径をより大きくして、受電効率を高めることができる。

次に、図８を用いて、本発明のカプセル内視鏡１００のシステム構成の一例について説明する。半導体素子１６は、整流及び電圧変換部１６ａと、電源制御部１６ｂと、受電電力計測部１６ｃと、受信電力信号処理及び送信部１６ｄと、制御信号受信及び処理部１６ｅと、付属機器制御部１６ｆと、画像信号処理及び送信部１６ｇと、オンチップの送受信アンテナ１６ｈとを備えることができる。半導体素子１６には、カメラ１４、照明素子１５、自走用駆動装置５０、薬液供給装置４０又はマイクロハンド装置６０、受電コイル２０、共振容量２５、キャパシタ８０、振動子９０を接続することができる。ここで、半導体素子１６は、必ずしも１チップである必要はなく、機能ブロックごとに分割された、複数のチップであってもよい。

整流及び電圧変換部１６ａは、受電コイル２０と共振容量２５とを直列接続したＬＣ共振回路によって受電した交流電力を、所定電圧の直流電力に変換し、キャパシタ８０及び電源制御部１６ｂに供給する。例えば、図９に示されるように、整流及び電圧変換部１６ａは、ダイオードブリッジ１６ａ１と昇圧回路１６ａ２を備え、ダイオードブリッジ１６ａ１によって整流された直流電力を昇圧回路１６ａ２によって昇圧し、キャパシタ８０に一時的に蓄えることができる。

キャパシタ８０は、電荷を蓄えて電圧変動を抑制する役割を担い、小型で大容量のものが好ましく、例えば電気二重層キャパシタが好適に用いられる。なお、キャパシタ８０はリチウムイオン二次電池等の畜電池であってもよい。

電源制御部１６ｂは、電圧調整回路（線形レギュレータ）、電源保護回路、基準電圧回路、発振回路等を備え、電源の安定供給、監視、遮断、基準電圧及びクロック発生等の機能を担っている。なお、電源制御部１６ｂは、高精度のクロック信号波や無線通信用搬送波を発生させるために、水晶振動子又はセラミック振動子などの振動子９０に接続されていることが望ましい。

受電電力計測部１６ｃは、受電コイル２０で受電した交流電力の大きさを、整流及び電圧変換部１６ａによって交流から変換された直流の電圧の大きさとして計測することができる。

受信電力信号処理及び受信部１６ｄは、計測された受電電力の大きさをデジタル信号にエンコードし、送受信アンテナ１６ｈから送信することができる。

制御信号受信及び処理部１６ｅは、外部から送られてくる制御信号を、送受信アンテナ１６ｈを介して受信し、デコードして付属機器制御部１６ｆに送ることができる。

付属機器制御部１６ｆは、カメラ１４、照明素子１５、自走用駆動装置５０、薬液供給装置４０、マイクロハンド装置６０を制御することができる。

画像信号処理及び送信部１６ｇは、カメラ１４が撮影した画像信号を信号処理し、送受信アンテナ１６ｈを介して外部に送信することができる。

［カプセル内視鏡検査方法］
本発明に係るカプセル内視鏡検査１００において、受電コイル２０への電力供給は、連続的に行ってもよいが、以下に説明するように、間欠的に行ってもよい。

例えば、自走用駆動装置５０を連続動作させることによって、カプセル内視鏡１００の温度上昇が懸念される場合は、受電コイル２０への電力供給を間欠的に行ない、電力供給している期間（電力供給ＯＮの期間）は自走用駆動装置５０に通電してカプセル内視鏡１００を自走させ、電力供給しない期間（電力供給ＯＦＦの期間）は自走用駆動装置５０への通電を止めてカプセル内視鏡１００を放冷させてもよい。

また、電力供給ＯＮ時に電磁界ノイズによって通信エラーが懸念される場合は、受電コイル２０への電力供給を間欠的に行ない、電力供給ＯＦＦの期間は受送信機１６ｄ，１６ｅ、１６ｇによって外部と無線通信し、電力供給ＯＮの期間は無線通信を止めてもよい。

電力供給ＯＦＦの期間の開始と終了は、受電コイルが受電した電力の大きさを計測する電力計測手段によって、又は、受電コイルへの電力供給に同期する時間計測手段によって検知することができる。具体的には、受電電力の大きさを計測する手段として受電電力計測部１６ｃや、受電コイルへの電力供給に同期する時間計測手段としてクロック信号をカウントするカウンタ回路を有する電源制御部１６ｂを備えることができる。これによれば、電力供給ＯＦＦの期間の開始と終了を検出して、間欠的に行われる電力供給に同期させてカプセル内視鏡を制御することができる。

以下、図面を参照しながら、間欠給電の一例について詳しく説明する。

図１０（ａ）のタイムチャートには、受電コイル２０に間欠的に供給される交流電力のＯＮ／ＯＦＦ波形が示されている。交流電力の基本周波数は、後述するように、５０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの帯域から選ばれ、間欠給電における電力供給のＯＮ／ＯＦＦは、基本周波数よりも長い時間間隔で行われる。電力供給のＯＮ時間が１００ｍｓよりも短いと、自走用駆動装置５０の動作周波数が数十Ｈｚであることから、自走用駆動装置５０を正常に動作させることが難しくなるので好ましくない。また、電力供給のＯＦＦ時間が数秒におよぶと、半導体素子１６への電力供給が途絶えて、半導体素子の回路がリセットされてしまう。このような理由から、間欠給電における電力供給のＯＮ／ＯＦＦは、１００ｍｓ〜１０００ｍｓを１周期とするＯＮ／ＯＦＦであることが好ましい。Ｄｕｔｙは、状況に合わせて適宜変更してもよい。例えば、ＯＮ／ＯＦＦを１００ｍｓ／１００ｍｓで繰り返すことにより、カプセル内視鏡を自走させながら、カメラで撮影した動画（５コマ／秒）を送信することができる。

図１０（ｂ）のタイムチャートには、キャパシタ８０の端子電圧の波形が示されている。また、同図（ｃ）のタイムチャートには、線形レギュレータによってキャパシタ８０の端子電圧を降圧した、半導体素子１６の内部電源電圧の波形が示されている。また、同図（ｄ）のタイムチャートには、カプセル内視鏡を自走させる期間が示されている。また、同図（ｅ）のタイムチャートには、外部と受送信する期間が示されている。

時刻ｔ_１において電力供給がＯＮとなり、受電された交流電力はダイオードブリッジ１６ａａによって整流され、昇圧回路１６ａｂによって６Ｖまで昇圧されて、キャパシタ８０へ供給される。キャパシタ８０の充電量に比例してキャパシタ８０の端子電圧は上昇していくが、内部電源電圧は、線形レギュレータによって３．３Ｖでクランプされる（時刻ｔ_２）。一方、キャパシタ８０の端子電圧は、昇圧回路１６ａｂの出力電圧６Ｖまで上昇して飽和する。時刻ｔ_３において電力供給がＯＦＦとなり、キャパシタ８０の端子電圧は、放電によって低下し始める。ただし、内部電源電圧は、線形レギュレータによって３．３Ｖでクランプされているので、時刻ｔ_４までは３．３Ｖで保持される。キャパシタ８０の端子電圧が３．３Ｖよりも低下すると、内部電源電圧も低下し始め、時刻ｔ_５において半導体素子１６が動作不能となる下限電圧ＵＶとなるが、回路が遮断されない場合は、電圧はその後も低下し続ける。時刻ｔ_６において、電力供給が再びＯＮになると、キャパシタ８０の充電が始まり、以降はこの繰り返しとなる。

内部電源電圧３．３Ｖが確保されている期間は、時刻ｔ_２〜時刻ｔ_４の期間である。例えば、時刻ｔ_２〜時刻ｔ_３の期間において、キャパシタ８０を充電しながら、自走用駆動装置５０に給電してカプセル内視鏡１００を自走させ、時刻ｔ_３〜時刻ｔ_４の期間において、キャパシタ８０に蓄積された電力を、カメラ１４、照明部１５、及び画像信号処理及び送信部１６ｇに給電して、消化管内を撮影し、無線通信により外部へ画像信号を送ることができる。また、制御信号の受送信も時刻ｔ_３〜時刻ｔ_４の期間に行うことができる。

なお、回路動作の安定性を考えると、キャパシタ８０の端子電圧が許容下限より低下した場合であっても、受電電力計測機能やクロック発生機能は常に維持されるように、キャパシタ８０の下流に逆流防止用のダイオードと補助キャパシタ(図８には図示されない)を設けて、電源バックアップすることが望ましい。

［カプセル内視鏡検査装置］
図１１には、本発明に係るカプセル内視鏡検査装置２００の一実施形態を表す全体構成図が示されている。カプセル内視鏡検査装置２００は、被験者Ｐを載せる検査台１と、カプセル内視鏡１００にワイヤレス給電するために、検査台１の被験者載置部１ａの下方に配置された送電アンテナ２ａと、送電アンテナ２ａを移動させるためのマニュピュレータ３ａと、被験者Ｐの上方に配置された送電アンテナ２ｂと、送電アンテナ２ｂを移動させるためのマニュピュレータ３ｂと、送電アンテナに交流電力を送るための交流電源４、制御部５と、カプセル内視鏡１００と無線通信するための送受信アンテナ６と、操作部７と、表示部８と、を備えることができる。

本発明のカプセル内視鏡検査装置２００において、送電アンテナ２ａ，２ｂは、特に限定されず、例えば導体が渦巻き形状に巻かれたコイル、円筒形状に巻かれたコイル等を用いることができる。カプセル内視鏡１００の位置と姿勢は、消化管の蠕動運動によって、時々刻々と変わるため、送電アンテナのなす磁場は、様々な位置と姿勢に対応できるものが好ましい。送電アンテナ２ａ，２ｂを、受電コイルの円筒軸が磁場の向きと一致するように配置すると、受電効率を最大にすることができる。

ここで、送電アンテナ２ａ，２ｂは、その両方を備えてもよいが、どちらか一方であってもよい。送電アンテナが１つであっても位置制御すれば効率よく給電できるが、送電アンテナを２つ用いると、磁場の強さと向きが揃った領域を拡げることができるので、給電が安定する。

マニュピュレータ３ａ，３ｂは、送電アンテナ２ａ，２ｂを、受電効率が最大となる位置に移動させるための手段である。

交流電源４は、送電アンテナ２ａ、２ｂに交流電力を供給するための手段であって、周波数発生器と、直流電源と、インバータとから構成される。交流電力の周波数は、５０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚが好ましく、１００ｋＨｚ〜２００ｋＨｚがより好ましく、１５０ｋＨｚが特に好ましい。周波数が５０ｋＨｚよりも低いと、全体の伝送効率が悪く、且つ伝送距離を大きく取ることが難しくなるため、好ましくない。また、周波数が５００ｋＨｚよりも高いと、ドライブ回路のコストが高く、ドライバの効率が悪く、且つ人体内での減衰も大きくなるため、好ましくない。

また、本発明のカプセル内視鏡検査装置２００は、必要に応じて、図示しないＸ線マーカー位置検出器９（図１３参照）を備えることができる。Ｘ線マーカー位置検出器９は、被験者Ｐの腹部にＸ線を照射し、カプセル内視鏡１００に埋め込まれたＸ線マーカーの透視画像を解析して、カプセル内視鏡１００の位置と姿勢を検知することができる。この実施形態では、Ｘ線マーカーとＸ線マーカー位置検出器９とが、本発明における、カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段をなしている。ただし、カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段としては、カプセル内視鏡１００の送受信アンテナ１６ｈを介して送受信される電気信号を利用して検出する手段を採用することもできる。

（システム構成例１）
図１２には、本発明のカプセル内視鏡検査装置のシステム構成の１つを表す機能ブロック図が示されている（カプセル内視鏡１００のシステム構成は、図８を参照することができる）。

このカプセル内視鏡検査装置２００ａは、制御部５に、制御信号処理及び送信部５ａと、受電電力信号受信及び処理部５ｂと、画像信号受信及び処理部５ｃと、マニュピュレータ制御部５ｄと、記憶ディスク５ｅとを備えることができる。上記制御部５には、送受信アンテナ６と、操作部７と、表示部８と、マニュピュレータ３ａ，３ｂと、を接続することができる。

操作部７においてキーボード、マウス、スイッチやレバーから入力された制御信号は、制御信号処理及び送信部５ａでエンコードされて、送受信アンテナ６から送信され、カプセル内視鏡１００のカメラ１４、照明素子１５、薬液供給装置４０、自走用駆動装置５０、マイクロハンド装置６０等を遠隔操作することができる。カプセル内視鏡１００から無線通信で送られてきた画像信号は、送受信アンテナ６で受信され、画像信号受信及び処理部５ｃで画像データにデコードされ、表示部８で表示するか、記憶ディスク５ｅにデータ保存することができる。

カプセル内視鏡１００の受電電力の大きさを知らせる受電電力信号は、送受信アンテナ６で受信され、受電電力信号受信及び処理部５ｂにおいてデコードされ、マニュピュレータ制御部５ｄに送ることができる。マニュピュレータ制御部５ｄは、送電アンテナ２ａ及び／又は２ｂを検査台１に対して移動させて走査し、上記受電電力信号が所定値以上、好ましくは最大となる位置で走査を止めることができる。ここで、所定値以上とは、必要とされる受電電力以上であることを意味する。

上記態様によれば、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電電力が所定値以上、好ましくは最大となるように、送電アンテナを配置することができる。

ただし、このシステム構成では、受電電力信号が最大となる給電位置を見つけるまでの走査にある程度の時間を要する。カプセル内視鏡１００の位置は消化管の蠕動運動によっても急激には変わらないが、姿勢は頻繁に変わる可能性があり、姿勢を９０°近く変えた場合は走査をほぼ一から始めなければならないので、効率面では次に説明する構成例２よりも劣る傾向がある。

（システム構成例２）
図１３には、本発明のカプセル内視鏡検査装置のシステム構成のもう一つを表す、機能ブロック図が示されている（カプセル内視鏡１００のシステム構成は、図８を参照することができる）。

ただし、カプセル内視鏡１００は、図８に示されたシステム構成に加え、長手方向の少なくとも２か所にＸ線マーカーを備える。

このカプセル内視鏡検査装置２００ｂは、Ｘ線マーカー位置検出器９と、送電アンテナ最適配置の計算部５ｆを加えて構成されている。

Ｘ線マーカー位置検出器９で検知した、カプセル内視鏡１００の位置と姿勢は、アンテナ最適配置の計算部５ｆに入力され、そこで受電電力の大きさが所定値以上、好ましくは最大になる送電アンテナ２ａ，２ｂの位置が計算され、その計算結果に基づき、マニュピュレータ制御部５ｄがマニュピュレータ３ａ，３ｂを動かし、送電アンテナ２ａ，２ｂを最適位置に配置することができる。ここで、所定値以上とは、必要とされる受電電力以上であることを意味する。

受電電力の大きさ知らせる信号を受信してデコードする、受電電力信号受信及び処理部５ｂは、受電状態をモニターできるように付属機能として残したが、送電アンテナ最適配置の計算部５ｆには接続されておらず、位置制御には直接的に関係していない（この形態では、受電電力信号受信及び処理部５ｂは必須のものではない）。

上記態様によれば、Ｘ線マーカーを利用して内視鏡の位置及び姿勢を検出し、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電電力が所定値以上、好ましくは最大となるように、送電アンテナを配置することができるので、カプセル内視鏡が急に姿勢を変えた場合でも、無駄のない動きで、送電アンテナを移動し、必要とされる受電電力を確保して、安定した内視鏡検査を行うことができる。

［送電アンテナ］
図１４（ａ）平面図、及び（ｂ）断面図には、本発明で使用される送電アンテナ２の一例が模式的に示されている。

送電アンテナ２は、導体が平面渦巻き形状に巻かれ、中央に空所を有する円環形状をなしている。この送電アンテナ２に交流電力を通電すると、中央の空所から周囲に発散する発散磁場を形成することができる。本態様によれば、カプセル内視鏡が如何なる位置にあっても、受電コイルの円筒軸と磁力線とが平行になるように、送電アンテナを配置することができるので、効率の良い給電を行うことができる。本発明において、送電アンテナ２の大きさは、人体の幅と同程度が良く、外径Ｄｏは２００〜５００ｍｍ、内径Ｄｉは４０〜３００ｍｍ、内径と外径Ｄｏの比Ｄｉ／Ｄｏは、０．２〜０．６であることが好ましい。送電アンテナ２に使用される導線は、特に限定されず、芯線が銅線で絶縁被覆層を有する一般的なものが使用できる。ただし、芯線どうしの間隔が狭くなり過ぎると相互干渉によって強い磁場が形成され難くなるので、ｎ巻目と（ｎ＋１）巻目の導線の線間隙間は、導線の直径をｄとして、０．２ｄ〜２ｄの範囲に収まることが好ましい。例えば、芯線が直径１ｍｍの銅線で、厚い絶縁被覆層を有し、外径が２ｍｍの導線を用いると、この条件を満たす。導線の巻方向は、一方に揃っていればよく、右巻きか、左巻きかは問わない。

なお、上記送電アンテナは、平面渦巻き形状に巻かれた導線が複数層に重ねられ、複数層の導線の断面が千鳥配置されていてもよい。アンテナの巻数を増やすことによって、巻数に比例する、強い磁場を得ることができる。

［送電アンテナによってつくられる磁場］
次に、上記アンテナ（中央に空所を有する平面渦巻き形状のアンテナ）によって形成される磁場の態様を、電磁界シミュレーション結果に基づき、具体的に説明する。

ここでは、一例として、中央に空所を有する平面渦巻き形状の送電アンテナ（Ｄｉ／Ｄｏ＝約８０ｍｍ／約２４０ｍｍ、巻数＝１０回）に、印加電流１Ａを通電して形成される磁場の方向と強さを静解析によって計算したものについて説明する。

図１５には、上記シミュレーション結果に基づき、送電アンテナ２の断面図に、磁場の方向と強さがベクトル（円錐）で示されている。円錐の向きは磁場の方向を、円錐の大きさは磁場の強さを表している。

図１６には、上記シミュレーション結果に基づき、送電アンテナ２の断面図に、磁場の強さが等高線で示されている。同図において、磁場は、送電アンテナ２の最内周の導体の近傍で最も強く、そこから遠ざかるほど弱く、距離に応じて漸減している。

同図のＸ軸方向で見ると、送電アンテナ２に近接する位置ａにおいては、送電アンテナ２の内縁近傍で最も強く、中心に近づいても、外縁に近づいても漸減する。送電アンテナ２の上下方向に、送電アンテナ２から内周半径ほど離れた位置ｂにおいては、送電アンテナ２の中心位置から、内縁と外縁に挟まれた円環形状の部分の中央付近まで一定で、コイル外縁に近づくにつれて漸減する。送電アンテナ２の上下方向に、更に離れた位置ｃにおいては、送電コイルの中心位置で最も強く、コイル外縁に近づくにつれて漸減する。送電アンテナから少し離れた位置ｂでは、磁場均一性が高いという利点はあるものの、磁場強度は約１／２まで減衰してしまうため、給電としては好ましくない。

このため、送電アンテナは被験者の体とできるだけ密着させて磁場強度の確保を優先し、水平方向の磁場強度の減衰に対しては、送電アンテナを水平方向に移動させて対処する方が好ましい。

ここで図１１に示されるように、送電アンテナが被験者載置部の下方に配置された送電アンテナ２ａと、上方に配置された送電アンテナ２ｂとを備える場合は、カプセル内視鏡が被験者の背中に近い場合は、送電アンテナ２ａを被験者の背中に近づけて用い、カプセル内視鏡が被験者の腹側に近い場合は、送電アンテナ２ｂを被験者の腹に軽く当接させて用いることができるので好ましい。

図１７には、上記シミュレーション結果に基づき、送電アンテナの断面図に、磁力線が示されている。磁場は、送電アンテナ中央の空所において、下から上に湧き上がり、周囲に向かって発散するが、次第に向きを変えて、再び空所に向かって収束する、ループを描いていることが分かる。本発明のカプセル内視鏡１００へのワイヤレス給電においては、受電コイル２０の円筒軸が送電アンテナ２によって形成された磁場の方向と一致し、受電効率が最大となるように、送電アンテナ２を配置することが好ましい。

図１８には、垂線（Ｚ軸）に対する磁力線の傾斜角度βが同じ値となる空間点を結んだ等傾線が、太線で引かれている。空間は、等傾線によって、Ｅ_Ｌ（β＜−１０５°）、Ｄ_Ｌ（１０５°≦β＜−７５°）、Ｃ_Ｌ（−７５°≦β＜−４５°）、Ｂ_Ｌ（−４５°≦β＜−１５°）、Ａ（−１５°≦β＜１５°）、Ｂ_Ｒ（１５°≦β＜４５°）、Ｃ_Ｒ（４５°≦β＜７５°）、Ｄ_Ｒ（７５°≦β＜１０５°）、Ｅ_Ｒ（β≧１０５°）に分類することができる。ここで定義した各空間領域とその記号は、後述する送電アンテナを最適配置する方法について説明する際に、説明を分かり易くするために用いる。

［送電アンテナの配置方法］
まず、送電アンテナの配置方法ついて、２次元モデルを用いて、簡単に説明する。図１９（ａ）〜（ｄ）には、検査台の被験者載置面１ａに仰向けに寝かされた被験者Ｐと、カプセル内視鏡１００と、被験者載置面１ａの下に設置された送電アンテナ２ａが描かれている。カプセル内視鏡１００と被験者Ｐとの相対位置は同じであるが、カプセル内視鏡１００の姿勢は各図で異なる。ここで、便宜上、被験者載置面１ａに垂直なＺ軸と、頭から足先に向かうＸ軸を設定し、紙面に垂直なＹ軸は考えないことにする。送電アンテナ２ａがつくる磁力線は、関係する１本だけを破線で示す。

図１９（ａ）において、カプセル内視鏡１００の円筒軸（受電コイルの円筒軸）は、Ｚ軸と平行である。この場合は、送電アンテナ２ａをカプセル内視鏡１００のほぼ真下に配置して、垂直方向を向く磁力線を、カプセル内視鏡１００の円筒軸に一致させることができる。図１９（ｂ）では、カプセル内視鏡１００の円筒軸がＺ軸に対して右側に傾いた姿勢をとっている。この場合は、送電アンテナ２ａを被験者Ｐの頭に近い側に配置して、磁力線が右に傾いた部分を、カプセル内視鏡１００の円筒軸に一致させることができる。図１９（ｃ）では、カプセル内視鏡１００の円筒軸がＺ軸に対して直交する姿勢をとっている。この場合は、送電アンテナ２ａを被験者Ｐのより頭に近い側に配置して、磁力線の水平になった部分を、カプセル内視鏡１００の円筒軸に一致させることができる。図１９（ｄ）では、カプセル内視鏡１００の円筒軸がＺ軸に対して左側に傾いた姿勢をとっている。この場合は、送電アンテナ２ａを被験者Ｐの足に近い側に配置して、磁力線が左に傾いた部分を、カプセル内視鏡１００の円筒軸に一致させることができる。

次に、３次元において、カプセル内視鏡１００の位置と姿勢に合わせて、送電アンテナを最適配置する方法について説明する。

３次元では、被験者Ｐの頭頂部から足先に向かうＸ軸と、検査台の被験者載置面に垂直なＺ軸に加えて、被験者Ｐの体の横幅方向にＹ軸を考える。カプセル内視鏡１００の姿勢は、この座標系において、カプセル内視鏡１００の円筒軸をＸＹ平面に投影した投影像のＸ軸に対する方位角αｃと、カプセル内視鏡１００の円筒軸のＺ軸に対する傾斜角βｃとによって、特徴づけることができる。

Ｘ線マーカー位置検出器９を備えたカプセル内視鏡検査装置２００ｂを用いると、受電コイルの中心位置（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）、及び受電コイルの姿勢（αｃ，βｃ）を知ることができる。

図２０には、送電アンテナを最適配置する方法のフロー図が示されている。

ステップＳ１において、Ｘ線マーカー位置検出器９により、カプセル内視鏡１００のＸ線マーカーの位置を検出する。Ｘ線マーカーの位置情報は、Ｘ線マーカー位置検出器９から、カプセル内視鏡検査装置の制御部５のアンテナ最適配置の計算部５ｆに入力することができる。

ステップＳ２において、アンテナ最適配置の計算部５ｆは、Ｘ線マーカーの位置から、受電コイルの中心位置（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）を算出する。

ステップＳ３において、アンテナ最適配置の計算部５ｆは、Ｘ線マーカーの位置から、受電コイルの傾きを算出する。カプセル内視鏡１００の円筒軸と受電コイル２０の円筒軸は同軸なので、以下ではカプセル内視鏡の傾きから、受電コイルの傾きが容易に求められる。受電コイルの傾きを表す角度パラメータには、αｃとβｃの２つがある。αｃは、受電コイルをＸＹ平面に投影した時のＸ軸に対する方位角である。また、βｃは、受電コイルのＺ軸に対する傾斜角である。

ステップＳ４において、アンテナ最適配置の計算部５ｆは、送電アンテナの目標中心位置Ｏ’を算出する。

その計算手順は以下のようになる。

まず、送電アンテナの中心を受電コイルの中心（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）に重ねる第１の移動を考える。中心どうしが重なったところで、受電コイルの円筒軸と平行な面(方位角αｃの方向)に沿って３次元空間を切断すると、その切断面には、図１８に示された磁場等傾線図が適用できる。次に、磁場等傾線図を参照しながら、受電コイルの円筒軸の方向(方位角αｃの方向)に沿って、受電コイルの円筒軸の傾きβｃと磁場の傾きβが一致するところまで送電アンテナを移動させる第２の移動を考える。送電アンテナ目標中心位置Ｏ’（Ｘｓ，Ｙｓ，Ｚｓ）まで移動は、第１の移動と第２の移動を合成した移動として求めることができる。

目標中心位置Ｏ’のＺｓ座標を固定する場合は、目標中心位置Ｏ’のＸｓ座標、Ｙｓ座標は一意的に決まるが、目標中心位置Ｏ’のＺｓ座標も動かしてよい場合は、同じβｃに対して、一意的には決まらず、条件を満たす場所が他にもでてくる。しかしながら、送電アンテナ２を被験者Ｐから遠ざける方向にＺｃ座標を動かすことは、磁場を弱めることになるので、好ましくなく、特別の事情がない場合は、送電アンテナ２は被験者Ｐにできるだけ近づけた状態で固定し、動かさないほうがよい。なお、特別の事情とは、被験者Ｐの体の厚みが大きく、カプセル内視鏡１００が、Ｚ軸方向に被験者載置面１ａから離れることを指す。しかし、このような場合は、背中側の送電アンテナ２ａではなく、腹側の送電アンテナ２ｂを用いることが好ましく、Ｚｃ座標を含めた配置調整は、実用的にはほとんど必要ない。

こうして送電アンテナの目標中心位置Ｏ’を算出したら、ステップＳ５において、マニピュレータ制御部へ計算結果を送出し、マニュピュレータ３ａ、３ｂによって送電アンテナ２ａ、２ｂが目標中心位置Ｏ’に移動する。

以下、３次元における様々な相対位置関係を想定して具体的に説明する。

図２１（ａ）には、１つの態様における受電コイルの初期の位置と姿勢が示されている。受電コイルは、Ｙ軸上にあって領域Ｂ_Ｌに位置し、Ｘ軸とは平行（αｃ＝０°）に、Ｚ軸とは垂直（βｃ＝９０°）になっている。同図（ａ）の状態では、受電コイルの円筒軸と磁力線とは直交し、受電コイルの内側には磁束が侵入できないので、受電電力はほとんど零である。このような場合は、計算機上で仮想的に、まず受電コイルの中心（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）と送電アンテナの中心（Ｘｓ，Ｙｓ，Ｚｓ）が重なるように、送電アンテナをＹ軸の負の方向に平行移動させる。受電コイルの軸の向きはＸ軸の向きであるから、Ｘ軸に沿ってβがβｃに等しくなるまで、言い換えれば、受電コイルの位置が領域Ｄ_Ｒに入るように送電アンテナを移動させる。この２つの移動を計算機上で合成し、実際には最短距離で移動させる。図２１（ｂ）には、移動を終えた最適アンテナ位置が示されている。

このように、受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、カプセル内視鏡が送電アンテナの外縁付近に位置し、かつ、受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように送電アンテナを移動させる。

図２２（ａ）には、別の態様における受電コイルの初期の位置と姿勢が示されている。受電コイルは、Ｘ軸上にあって領域Ｃ_Ｌに位置し、Ｚ軸と平行（βｃ＝０°）になっている。受電コイルの円筒軸と磁力線とは−７５〜−４５°の角度をなすので、受電効率はよくない。この場合も、計算機上で仮想的に、まず受電コイルの中心（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）と送電アンテナの中心（Ｘｓ，Ｙｓ，Ｚｓ）が重なるように送電アンテナをＸ軸の負の方向に平行移動させる。この例では、一回の移動でβがβｃに等しくなる領域Ａにはいるので、これ以上移動させる必要はない。図２２（ｂ）には、移動を終えた最適アンテナ位置が示されている。

このように、受電コイルの円筒軸が送電アンテナの軸心と平行になっている場合は、カプセル内視鏡が送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように送電アンテナを移動させる。

図２３（ａ）には、更に別の態様における受電コイルの初期の位置と姿勢が示されている。受電コイルは、Ｘ軸上にあってＢ_Ｌの領域に位置し、Ｘ軸とは平行（αｃ＝０°）になっているが、Ｚ軸とは４５°の角度（βｃ＝４５°）をなしている。同図（ａ）では、受電コイルの円筒軸と磁力線とは直交し、受電コイルの内側には磁束が侵入できないので、受電電力はほとんど零である。この場合も、計算機上で仮想的に、まず受電コイルの中心（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）と送電アンテナの中心（Ｘｓ，Ｙｓ，Ｚｓ）が重なるように送電アンテナをＸ軸の負の方向に平行移動させる。受電コイルの軸の向きはＸ軸の向きであるから、Ｘ軸に沿ってβがβｃに等しくなるまで、言い換えれば、受電コイルの位置が領域Ｃ_Ｒに入るように送電アンテナを移動させる。この２つの移動を計算機上で合成し、実際には最短距離で移動させる。図２３（ｂ）には、移動を終えた最適アンテナ位置が示されている。

このように、受電コイルの円筒軸が送電アンテナの軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、カプセル内視鏡が送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状部分に位置し、かつ、受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように送電アンテナを移動させる。

図２４（ａ）には、更に別の態様における受電コイルの初期の位置と姿勢が示されている。受電コイルは、Ｙ軸上にあってＢ_Ｒの領域に位置し、Ｘ軸とは３０°の角度（αｃ＝３０°）をなし、Ｚ軸とは垂直（βｃ＝９０°）になっている。同図（ａ）では、受電コイルの円筒軸と磁力線とは深い角度で交差するので、受電電力はほとんど零である。この場合も、計算機上で仮想的に、まず受電コイルの中心（Ｘｃ，Ｙｃ，Ｚｃ）と送電アンテナの中心（Ｘｓ，Ｙｓ，Ｚｓ）が重なるように送電アンテナをＹ軸の負の方向に平行移動させる。受電コイルの軸の向きはＸ軸に対して３０°の角度をなす向きであるから、その向きに沿ってβがβｃに等しくなるまで、言い換えれば、受電コイルの位置が領域Ｄ_Ｒに入るように送電アンテナを移動させる。この２つの移動を計算機上で合成し、実際には最短距離で移動させる。図２４（ｂ）には、移動を終えた最適アンテナ位置が示されている。

このように、受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、カプセル内視鏡が送電アンテナの外縁付近に位置し、かつ、受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように送電アンテナを移動させる。

次に、上下２つの送電アンテナ２ａ，２ｂを用いて送電量を増すワイヤレス給電方法について説明する。

図２５には、カプセル内視鏡１００が、送電アンテナ平面に対して垂直になっている姿勢に適した給電方法が示されている。送電アンテナ２ａと２ｂは導線が同じ方向に巻かれ、アンテナの軸が同軸になるように配置されている。ここに同じ位相の交流電力を与えると、２つの送電アンテナに挟まれた空間のアンテナ中央付近に、送電アンテナ平面に対して垂直方向に、均一で強い磁場を広い範囲で形成することができる。同図には、カプセル内視鏡１００が４つ置かれているが、この４つはどれも給電効率が同程度に高く、カプセル内視鏡１００の位置が少し変わっても受電効率が変化しない、安定した給電が可能になっている。

なお、送電アンテナ２ａと２ｂは導線の逆の方向に巻かれている場合は、交流電力の位相を半周期ずらして、同じ向きの磁場を形成すれば、上記と同様のことが言える。

このように、受電コイルの円筒軸が各送電アンテナの軸心と平行になっている場合は、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナを同軸配置として、カプセル内視鏡が、各送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように移動させ、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が同方向になるようにワイヤレス給電すればよい。

図２６には、カプセル内視鏡１００が、送電アンテナ平面に対して平行になっている姿勢に適した給電方法が示されている。送電アンテナ２ａと２ｂは導線が同じ方向に巻かれ、アンテナの軸が同軸になるように配置されている。ここに位相を半周期ずらした交流電力を与えると、２つの送電アンテナに挟まれた空間のアンテナの円環部分の上に、送電アンテナ平面と平行な、均一で強い磁場を広い範囲で形成することができる。同図には、カプセル内視鏡１００が４つ置かれているが、この４つはどれも給電効率が同程度に高く、カプセル内視鏡１００の位置が少し変わっても受電効率が変化しない、安定した給電が可能になっている。

なお、送電アンテナ２ａと２ｂは導線が逆の方向に巻かれている場合は、交流電力の位相を同じにして、逆向きの磁場を形成すれば、上記と同様のことが言える。

このように、受電コイルの円筒軸が各送電アンテナの軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナを同軸配置として、カプセル内視鏡が、各送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状の部分に位置するように移動させ、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電すればよい。

図２７には、カプセル内視鏡１００が、送電アンテナ平面に対して傾斜している姿勢に適した給電方法が示されている。送電アンテナ２ａと２ｂは、導線が同じ方向に巻かれ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所の一部が互いに重なるようにずらした配置になっている。図では内径Ｄｉの１／２ずらした配置になっている。ここに位相を半周期ずらした交流電力を与えると、２つの送電アンテナに挟まれた空間のアンテナの円環部分の上に、送電アンテナ平面に対して傾斜した、均一で強い磁場を広い範囲で形成することができる。

なお、送電アンテナ２ａと２ｂは導線の逆の方向に巻かれている場合は、同じ位相の交流電力を与えて、逆向きの磁場を形成すれば、上記と同様のことが言える。

このように、受電コイルの円筒軸が各送電アンテナの軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、各送電アンテナの磁場の方向が、受電コイルの円筒軸と同じ向きに傾向くように、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナの中央の空所の一部が互いに重なるようにずらして、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電すればよい。

図２８には、カプセル内視鏡１００が、送電アンテナ平面に対して傾斜している姿勢に適したもう一つの給電方法が示されている。送電アンテナ２ａと２ｂは、導線が同じ方向に巻かれ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所が互いに重ならないようにずらした配置になっている。図では、外径Ｄｏの１／２よりも大きくずらされて、中央部はもう一方の円環部外縁より外に配置されている。ここに同じ位相の交流電力を与えると、２つの送電アンテナに挟まれた空間のアンテナの円環部分の上に、送電アンテナ平面に対して傾斜した、均一で強い磁場を広い範囲で形成することができる。

なお、送電アンテナ２ａと２ｂは導線の逆の方向に巻かれている場合は、交流電力の位相を半周期ずらして、同じ向きの磁場を形成すれば、上記と同様のことが言える。

実施例では、受電コイル及び磁性体の構成と、受電効率との関係について、評価データに基づき詳細に説明する。

［実施例１］
図４に示されたカプセル内視鏡１００ｃ（外装コイル型）において、カプセル胴部１３ｃの肉厚（ｄ_０）を１．０ｍｍ、凹部１３ｃ１での肉厚（ｄ_１）を０．３ｍｍ、磁性体３０ｂの比透磁率を１３０、磁性体３０ｃの肉厚（ｄ_２）を０．２ｍｍ、外径０．１５ｍｍのエナメル線を２層に巻き回した受電コイル２０ｃの肉厚（ｄ_３）を０．３ｍｍ、受電コイル２０ｃのコイル長（ｌ）を５ｍｍとした。

［実施例２］
受電コイル２０ｃのコイル長（ｌ）を４ｍｍとし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例３］
受電コイル２０ｃのコイル長（ｌ）を６．５ｍｍとし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例４］
磁性体３０ｃの肉厚（ｄ_２）を０．１５ｍｍとし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例５］
磁性体３０ｃの肉厚（ｄ_２）を０．３ｍｍとし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例６］
磁性体３０ｃの比透磁率を３０とし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例７］
磁性体３０ｃの比透磁率を１００とし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例８］
磁性体３０ｃの比透磁率を２００とし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例９］
磁性体３０ｃの比透磁率を１０００とし、その他は実施例１の構成にしたがった。

［実施例１０］
図１に示されたカプセル内視鏡１００ａ（内臓コイル型）を試料とした。磁性体の３０ａの比透磁率を１００とし、磁性体の３０ａの肉厚を０．２ｍｍとした。受電コイル２０ａの肉厚を０．３ｍｍとし、受電コイル２０ａのコイル長を１０．０ｍｍとした。

［比較例１］
図２に示されたカプセル内視鏡１００ｃ（外装コイル型）において、磁性体３０ｃは配置せず、その他は実施例１の構成にしたがった。

［試験１］
試験１では、ＬＣＲメータを用いて、実施例１〜３と実施例１０のインダクタンス、抵抗、インピーダンス、Ｑ値を周波数２００ｋＨｚで測定した。

表１に示されるように、実施例１０の内蔵コイル型と、実施例１の外装コイル型のコイル長４ｍｍとは、ほぼ同等のコイルの性能であると言える。外装コイル型同士の比較では、コイル長（ｌ）を長くするほどＱ値が大きくなり、コイル性能が向上した。

［試験２］
試験２では、外装コイル型の実施例１，４，５と、磁性体３０ｃをもたない比較例１について、誘導起電力の大きさを、比較例１の結果を１とする電圧値の比として相対比較した。図２９によれば、筒型の磁性体３０ｃの肉厚を厚くするほど誘導起電力は大きくなるが、その効果は肉厚０．２ｍｍ以上でほぼ飽和した。

［試験３］
試験３では、外装コイル型の実施例１，６〜９と、磁性体３０ｃをもたない比較例１について、誘導起電力の大きさを、比較例１の結果を１とする電圧値の比として相対比較した。図３０によれば、筒型の磁性体３０ｃの透磁率を大きくするほど誘導起電力は大きくなるが、その効果は透磁率１３０以上でほぼ飽和した。

１：検査台
１ａ: 検査台の被験者載置面
２，２ａ，２ｂ：送電アンテナ
３ａ，３ｂ：マニュピュレータ
４：交流電源
５：制御部
６：送受信アンテナ
７：操作部
８：表示部
９：Ｘ線マーカー位置検出器
１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ：カプセル
１２：先端カバー
１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄ：カプセル胴部
１３ｃ１：カプセル胴部の外周部に沿って形成された環状の凹部
１３ｄ１：カプセル胴部の球殻部に沿って形成された環状の凹部
１４：カメラ
１５：照明素子
１６：半導体素子
１７，１８ａ，１８ｂ：電子回路基板
１９：隔壁
２０，２０ａ，２０ｂ，２０ｃ，２０ｄ：受電コイル
２１：被覆導線
２２ｃ１，２２ｃ２，２２ｄ１，２２ｄ２：カプセル胴部に穿設された貫通孔
２３ｃ，２３ｄ：受電コイルを被覆する被覆層
２４：キャップ
２５：共振容量
３０ａ，３０ｂ，３０ｃ，３０ｄ：磁性体
４０ａ，４０ｃ：薬液供給装置
４１ａ，４１ｃ：薬液タンク
４２：薬液吸入管
４３：電動の弁又はポンプ
４４：薬液放出開口
５０：自走用駆動装置
６０：マイクロハンド装置
６１：形状記憶ばね
６２：セラミックヒーター
６３：はさみ
６４：ばね
７０：Ｘ線マーカー
８０：キャパシタ
９０：振動子
１００，１００ａ，１００ｂ，１００ｃ，１００ｄ：カプセル内視鏡
２００，２００ａ，２００ｂ：カプセル内視鏡検査装置
Ｐ：被験者
Ｑ：管状器官
Ｒ：標本

Claims (3)

1. 管状器官内部を撮影するためのカメラと、外部と無線通信するための受送信機と、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電するための筒型の受電コイルと、前記管状器官内部を移動するための自走用駆動装置と、これらの部品を収容する筒状のカプセルとを備え、
   前記受電コイルの内周部に沿って磁性体が配置され、
   前記自走用駆動装置は、電磁石と永久磁石とを有し、
   前記自走用駆動装置は、前記受電コイルの内側に前記永久磁石が入らないように、前記受電コイルに対して、前記カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されたカプセル内視鏡を用いる内視鏡検査装置において、
   前記カプセル内視鏡と、
   前記カプセル内視鏡の受電コイルにワイヤレス給電を行う送電アンテナとを備え、
   前記受電コイルは、筒型のコイルからなり、
   前記送電アンテナは、導体が平面渦巻き形状に巻かれた形状をなしており、
   前記カプセル内視鏡は、前記カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段を更に備え、
   前記送電アンテナは、被験者を載せる検査台の被験者載置部の下方及び／又は上方に、前記検査台に対して独立して移動可能に配置され、
   前記カプセル内視鏡検査装置は、前記カプセルの送信部からの信号を受ける受信部と、
   前記検出手段によって検出されたカプセル内視鏡の位置及び姿勢から、受電電力が所定値以上となる前記送電アンテナの位置を求める位置決定手段と、
   前記位置決定手段の結果に基いて前記送電アンテナを移動させるための送電アンテナ位置制御手段と、を更に備えており、
   前記送電アンテナは、導体が平面渦巻き形状に巻かれ、中央に空所を有する円環形状をなし、前記検査台の被験者載置部の下方又は上方に、前記検査台に対して移動可能に、かつ、前記検査台に対して前記円環形状の軸心が垂直になるように配置されており、
   前記位置決定手段及び前記位置制御手段は、前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの前記円環形状の軸心と平行になっている場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように前記送電アンテナを移動させ、
   前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの外縁付近に位置し、かつ、前記受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように前記送電アンテナを移動させ、
   前記受電コイルの円筒軸が前記送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、前記カプセル内視鏡が前記送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状部分に位置し、かつ、前記受電コイルの円筒軸が送電アンテナの半径方向を向くように前記送電アンテナを移動させる、ことを特徴とするカプセル内視鏡検査装置。
2. 管状器官内部を撮影するためのカメラと、外部と無線通信するための受送信機と、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電するための筒型の受電コイルと、前記管状器官内部を移動するための自走用駆動装置と、これらの部品を収容する筒状のカプセルとを備え、
   前記受電コイルの内周部に沿って磁性体が配置され、
   前記自走用駆動装置は、電磁石と永久磁石とを有し、
   前記自走用駆動装置は、前記受電コイルの内側に前記永久磁石が入らないように、前記受電コイルに対して、前記カプセルの筒軸方向に沿って直列に配置されたカプセル内視鏡を用いる内視鏡検査装置において、
   前記カプセル内視鏡と、
   前記カプセル内視鏡の受電コイルにワイヤレス給電を行う送電アンテナとを備え、
   前記受電コイルは、筒型のコイルからなり、
   前記送電アンテナは、導体が平面渦巻き形状に巻かれた形状をなしており、
   前記カプセル内視鏡は、前記カプセルの位置及び姿勢を検出する検出手段を更に備え、
   前記送電アンテナは、被験者を載せる検査台の被験者載置部の下方及び／又は上方に、前記検査台に対して独立して移動可能に配置され、
   前記カプセル内視鏡検査装置は、前記カプセルの送信部からの信号を受ける受信部と、
   前記検出手段によって検出されたカプセル内視鏡の位置及び姿勢から、受電電力が所定値以上となる前記送電アンテナの位置を求める位置決定手段と、
   前記位置決定手段の結果に基いて前記送電アンテナを移動させるための送電アンテナ位置制御手段と、を更に備えており、
   前記送電アンテナは、導体が平面渦巻き形状に巻かれ、中央に空所を有する円環形状をなし、前記検査台の被験者載置部の下方及び上方のそれぞれに、前記検査台に対して移動可能に、かつ、前記検査台に対して前記円環形状の軸心が垂直になるように配置された、第１の送電アンテナと第２の送電アンテナとからなり、
   前記位置決定手段及び前記位置制御手段は、前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの円環形状の軸心と平行になっている場合は、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナを同軸配置として、前記カプセル内視鏡が、前記各送電アンテナの内縁よりも内側に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が同方向になるようにワイヤレス給電し、
   前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの円環形状の軸心に直交する平面に対して平行になっている場合は、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナを同軸配置として、前記カプセル内視鏡が、前記各送電アンテナの内縁と外縁とに挟まれた円環形状の部分に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電し、
   前記受電コイルの円筒軸が前記各送電アンテナの前記円環形状の軸心に直交する平面に対して傾斜している場合は、
   前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所の一部が互いに重なるようにずらした配置として、前記カプセル内視鏡が、前記第１の送電アンテナの円環形状の部分と前記第２の送電アンテナの円環形状の部分が重なる場所に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が逆方向になるようにワイヤレス給電するか、
   前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナの中央の空所が互いに重ならないようにずらした配置として、前記カプセル内視鏡が、前記第１の送電アンテナの円環形状の部分と前記第２の送電アンテナの円環形状の部分が重なる場所に位置するように移動させ、前記第１の送電アンテナと前記第２の送電アンテナのそれぞれの磁場が同方向になるようにワイヤレス給電する、ことを特徴とするカプセル内視鏡検査装置。
3. 前記カプセル内視鏡は、受電電力の大きさを計測して、受電電力の大きさを無線で知らせる送信部を更に備え、
   前記送電アンテナは、被験者を載せる検査台の被験者載置部の下方及び／又は上方に、前記検査台に対して移動可能に配置され、
   前記カプセル内視鏡検査装置は、前記カプセルの送信部からの信号を受ける受信部と、
   前記送電アンテナを前記検査台に対して移動させて走査し、前記受電電力が所定値以上となる位置に送電アンテナを配置する、送電アンテナ位置制御手段と、を更に備える請求項１又は２記載のカプセル内視鏡検査装置。
   

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