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JP5075455B2 - Wireless power supply system - Google Patents

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JP5075455B2 JP2007104261A JP2007104261A JP5075455B2 JP 5075455 B2 JP5075455 B2 JP 5075455B2 JP 2007104261 A JP2007104261 A JP 2007104261A JP 2007104261 A JP2007104261 A JP 2007104261A JP 5075455 B2 JP5075455 B2 JP 5075455B2
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Description

本発明は、送電アンテナに電流を流して、発生する磁界により受電アンテナを通じて電力を供給する無線給電システムに係り、例えば、体外から無線によりカプセル内視鏡に給電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 supplies current through a power receiving antenna by causing a current to flow through a power transmitting antenna and, for example, relates to a wireless power feeding system that wirelessly feeds a capsule endoscope from outside the body.

近年、送電アンテナに電流を流し、発生する磁界により受電アンテナを通じて医療用小型機器に電力を供給する無線給電システムが注目されている。このような無線給電システムは、例えば、体外から無線によりカプセル内視鏡に給電する場合に特に有効である。
前記無線給電システムに用いられる、一次コイル(送電アンテナ)に電流を流し、発生する磁界により二次コイル(受電アンテナ)を通じて電力を供給する技術は、例えば、特許文献1に開示されている。この特許文献1に開示された技術について図10及び図11を参照しながら説明する。
2. Description of the Related Art In recent years, a wireless power feeding system that draws current through a power transmission antenna and supplies power to a small medical device through the power reception antenna by a generated magnetic field has attracted attention. Such a wireless power feeding system is particularly effective when, for example, power is supplied to the capsule endoscope wirelessly from outside the body.
For example, Patent Document 1 discloses a technique for supplying electric power through a secondary coil (power receiving antenna) using a magnetic field generated by passing a current through a primary coil (power transmitting antenna) used in the wireless power feeding system. The technique disclosed in Patent Document 1 will be described with reference to FIGS.

図10は体外から無線給電方式にて体内の医療用小型機器であるカプセル内視鏡に電力を供給する場合のカプセル内視鏡システムの従来例を示す構成図であり、図11は被験者の体外において、XYZの各軸方向に対してそれぞれ一次コイルが配置されている状態を示す説明図である。   FIG. 10 is a configuration diagram showing a conventional example of a capsule endoscope system in the case where power is supplied from outside the body to a capsule endoscope which is a small medical device inside the body by a wireless power feeding method, and FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram showing a state in which primary coils are arranged in each of XYZ axial directions.

図10に示すように、一次コイル111a、111b、112a、112b、113a、113bはヘルムホルツ型に構成されている。前記一次コイル112a、112bはX軸方向の一次コイルであり、前記一次コイル113a、113bはY軸方向の一次コイル、また、前記一次コイル111a、111bはZ軸方向の一次コイルである。   As shown in FIG. 10, the primary coils 111a, 111b, 112a, 112b, 113a, 113b are configured in a Helmholtz type. The primary coils 112a and 112b are primary coils in the X-axis direction, the primary coils 113a and 113b are primary coils in the Y-axis direction, and the primary coils 111a and 111b are primary coils in the Z-axis direction.

医療用小型機器としてのカプセル内視鏡100は被験者の体内に滞留され、このカプセル内視鏡100の内部には、二次コイル101が配置されている。そして、前記カプセル内視鏡100が動作するために必要な電力は、前記一次コイル111a、111b、112a、112b、113a、113b(111a〜113bと略記)からカプセル内視鏡100の内部に搭載された二次コイル101を通して、カプセル内視鏡100に供給される。   A capsule endoscope 100 as a small medical device is retained in the body of a subject, and a secondary coil 101 is disposed inside the capsule endoscope 100. Electric power necessary for the operation of the capsule endoscope 100 is loaded from the primary coils 111a, 111b, 112a, 112b, 113a, and 113b (abbreviated as 111a to 113b) into the capsule endoscope 100. The capsule endoscope 100 is supplied through the secondary coil 101.

このようなカプセル内視鏡システムの具体的な構成を説明すると、図10に示すように、前記複数の一次コイル111a〜113bの各一次コイルに対して、一次コイル共振用コンデンサ122、124、126を接続している。そして、これら一次コイル共振用コンデンサ122、124、126にそれぞれスイッチング回路121、123、125を接続し、これらスイッチング回路121、123、125には、直流電源115が接続されている。   A specific configuration of such a capsule endoscope system will be described. As shown in FIG. 10, primary coil resonance capacitors 122, 124, 126 for each primary coil of the plurality of primary coils 111 a to 113 b. Is connected. Switching circuits 121, 123, and 125 are connected to the primary coil resonance capacitors 122, 124, and 126, respectively, and a DC power source 115 is connected to the switching circuits 121, 123, and 125.

このようなカプセル内視鏡システムにおいて、カプセル内視鏡100に電力を供給する場合には、前記スイッチング回路121、123、125からの高周波電圧が一次コイル111a〜113b及び共振用コンデンサ122、124、126の直列回路に印加され、直列共振回路を構成する各一次コイル111a〜113bの軸方向に平行な磁界が発生する。   In such a capsule endoscope system, when power is supplied to the capsule endoscope 100, high-frequency voltages from the switching circuits 121, 123, and 125 are converted into primary coils 111a to 113b and resonance capacitors 122, 124, A magnetic field parallel to the axial direction of each of the primary coils 111a to 113b constituting the series resonance circuit is generated by being applied to the 126 series circuit.

また、各一次コイル111a〜113bには、それぞれエネルギー検出回路128、130、132が設けられ、これらエネルギー検出回路128、130、132の検出出力は、コンパレータ136に供給される構成となっている。このコンパレータ136からの出力は、スイッチング回路121、123、125と直流電源115との間にそれぞれ接続されるスイッチSW1、SW2、SW3に供給することで、これらスイッチSW1、SW2、SW3のオン、オフが制御されるようになっている。   The primary coils 111 a to 113 b are provided with energy detection circuits 128, 130, and 132, respectively, and the detection outputs of the energy detection circuits 128, 130, and 132 are supplied to the comparator 136. The output from the comparator 136 is supplied to the switches SW1, SW2, and SW3 connected between the switching circuits 121, 123, and 125 and the DC power source 115, so that the switches SW1, SW2, and SW3 are turned on and off. Is to be controlled.

このような従来のカプセル内視鏡システムは、一次コイル111a〜113bとカプセル内視鏡100の磁気的結合が強いほど一次コイル111a〜113bに流れる電流が多くなることを利用して、カプセル内視鏡100に電力を供給する一次コイルを複数の一次コイル111a〜113bの中から選択するようにしている。   Such a conventional capsule endoscope system utilizes the fact that the current flowing through the primary coils 111a to 113b increases as the magnetic coupling between the primary coils 111a to 113b and the capsule endoscope 100 increases. The primary coil that supplies power to the mirror 100 is selected from a plurality of primary coils 111a to 113b.

具体的な選択方法を説明すると、図10に示すカプセル内視鏡システムは、一定時間、複数の一次コイル111a〜113bを同時に駆動する。この時、複数の一次コイル111a〜113bに設けられたエネルギー検出回路128、130、132は、一次コイル111a〜113bに流れる電流をそれぞれ検出する。つまり、一次コイルとカプセル内視鏡100の磁気的結合が強いほど、一次コイルに多く電流が流れることを利用して、もっとも一次コイルとカプセル内視鏡100の磁気的結合が強い一次コイルを複数の一次コイル111a〜113bから選択する。   Explaining a specific selection method, the capsule endoscope system shown in FIG. 10 simultaneously drives a plurality of primary coils 111a to 113b for a certain period of time. At this time, the energy detection circuits 128, 130, and 132 provided in the plurality of primary coils 111a to 113b detect currents flowing through the primary coils 111a to 113b, respectively. In other words, the stronger the magnetic coupling between the primary coil and the capsule endoscope 100, the more current flows through the primary coil, so that a plurality of primary coils with the strongest magnetic coupling between the primary coil and the capsule endoscope 100 are provided. The primary coils 111a to 113b are selected.

すなわち、前記エネルギー検出回路128、130、132からの検出結果は、コンパレータ136に供給されており、コンパレータ136は、各エネルギー検出回路128、130、132の検出出力を比較し、エネルギー検出回路128、130、132の出力が最も大きい出力に対応する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前記スイッチSW1〜SW3のオン、オフを制御する。   That is, the detection results from the energy detection circuits 128, 130, and 132 are supplied to the comparator 136. The comparator 136 compares the detection outputs of the energy detection circuits 128, 130, and 132, and the energy detection circuit 128, The switches SW1 to SW3 are controlled to be turned on and off so that only the primary coil corresponding to the output having the largest output of 130 and 132 is driven and the driving of the other primary coils is stopped.

このような制御を行うことにより、常に最大の電力(エネルギ)を供給可能な一次コイルのみから磁界を発生させる。この結果、送電電力ロス(エネルギロス)の大きい一次コイルからの磁界の発生は停止することになり、カプセル内視鏡100に対して効率的な電力の供給が可能になる。また、各一次コイル111a〜113bからのエネルギー検出は、一定周期ごとに行うことにより、体内でのカプセル内視鏡100の動きに対して追従して常に効率良い状態で電力の供給が可能となる。
特開2004−159456号公報
By performing such control, a magnetic field is generated only from the primary coil that can always supply the maximum power (energy). As a result, the generation of the magnetic field from the primary coil having a large transmission power loss (energy loss) is stopped, and efficient power supply to the capsule endoscope 100 becomes possible. In addition, by detecting energy from each of the primary coils 111a to 113b at regular intervals, it is possible to supply power in an always efficient manner following the movement of the capsule endoscope 100 in the body. .
JP 2004-159456 A

ところで、前記したような従来の無線給電システムにおいて、通常の送電アンテナ(以下、一次コイルと共振用コンデンサを含んだものを送電アンテナとする。)の駆動方法を考えると、送電アンテナが図10に示すようなコイルとコンデンサからなる直列共振回路を構成する場合には、送電アンテナの駆動周波数がこの直列共振回路の共振周波数と一致するとき、送電アンテナのインピーダンスは最も低くなる。そのため、送電アンテナの駆動電圧を一定とした場合には、送電アンテナの駆動電流をもっとも多く流すことができる。   By the way, in the conventional wireless power feeding system as described above, considering a driving method of a normal power transmission antenna (hereinafter, a power transmission antenna including a primary coil and a resonance capacitor), the power transmission antenna is shown in FIG. When a series resonance circuit composed of a coil and a capacitor as shown in the figure is configured, the impedance of the power transmission antenna is lowest when the drive frequency of the power transmission antenna matches the resonance frequency of the series resonance circuit. Therefore, when the drive voltage of the power transmission antenna is constant, the drive current of the power transmission antenna can flow most.

しかしながら、周知のようにコンデンサ容量値には温度特性があり、コンデンサの素子温度とともに容量値が変化する。従って、コンデンサの温度が変化すると、コンデンサ等より構成される送電アンテナの共振周波数が変化することになり、当初の駆動周波数と共振周波数が一致していても、コンデンサの温度変化とともに共振周波数が変化し、徐々に駆動周波数と共振周波数がずれることになる。   However, as is well known, the capacitor capacitance value has a temperature characteristic, and the capacitance value changes with the element temperature of the capacitor. Therefore, when the temperature of the capacitor changes, the resonance frequency of the power transmission antenna composed of the capacitor etc. changes, and even if the initial drive frequency and the resonance frequency match, the resonance frequency changes with the temperature change of the capacitor. However, the drive frequency and the resonance frequency gradually shift.

そして、駆動周波数と共振周波数とがずれた場合には、送電アンテナのインピーダンスは高くなり、送電アンテナの駆動電流は流れにくくなる。そのような状態においては、カプセル内視鏡100が動作するのに必要な電流を確保するためには、駆動電圧を高くしなければならない。また、送電アンテナと受電アンテナの位置関係などによっては、実効的な一次回路のコイルのインダクタンスL値が変化することも発生する。   And when a drive frequency and a resonant frequency shift | deviate, the impedance of a power transmission antenna becomes high and the drive current of a power transmission antenna becomes difficult to flow. In such a state, in order to secure a current necessary for the operation of the capsule endoscope 100, the drive voltage must be increased. Further, depending on the positional relationship between the power transmission antenna and the power reception antenna, the effective inductance L value of the coil of the primary circuit may change.

以上のことから、直列共振回路を有する従来の無線給電システムでは、駆動周波数が共振周波数からずれるとインピーダンスは急激に高くなり、共振周波数からわずかにずれただけでも、駆動電圧を大幅に高くしないと必要な電流が得られなくなるので、カプセル内視鏡100の給電効率が大幅に低下するといった問題点があった。   From the above, in a conventional wireless power feeding system having a series resonance circuit, the impedance increases rapidly when the drive frequency deviates from the resonance frequency, and the drive voltage must be significantly increased even if it slightly deviates from the resonance frequency. Since a necessary current cannot be obtained, there is a problem that the power supply efficiency of the capsule endoscope 100 is significantly reduced.

前記特許文献1に記載の従来技術では、前記問題点を解決するための具体的な構成要素は勿論、一次コイルの駆動方法における詳細な説明についても何等開示も示唆もない。   In the prior art described in Patent Document 1, there is no disclosure or suggestion about a detailed description of a driving method of a primary coil as well as specific components for solving the above problems.

そこで、本発明は前記問題点に鑑みてなされたもので、送電アンテナの共振周波数と駆動周波数にずれが発生したとしても、常に駆動周波数を共振周波数に一致させるように制御を行い、常時、共振周波数にて効率的に送電アンテナを駆動させることを可能にする無線給電システムを提供することを目的とする。   Therefore, the present invention has been made in view of the above problems, and even if a deviation occurs between the resonance frequency and the drive frequency of the power transmission antenna, control is performed so that the drive frequency is always matched with the resonance frequency. An object of the present invention is to provide a wireless power feeding system that can efficiently drive a power transmission antenna at a frequency.

本発明の無線給電システムは、無線方式により電力を受電する受電アンテナ側に無線方式により電力を送信するためのコイルと共振用コンデンサを有する送電アンテナと、前記送信アンテナを駆動するためのクロック信号を生成する発振器と、前記発振器からのクロック信号に基づき前記送電アンテナを駆動する駆動回路と、前記駆動回路に接続され、前記送電アンテナに駆動電圧を供給するための駆動電圧源と、前記送信アンテナの共振周波数を求めるための前記送電アンテナの動作情報を検出する検出部と、前記検出部による検出結果に基づいて、前記送電アンテナの共振周波数を決定し、前記送電アンテナの駆動周波数が前記共振周波数に一致するように前記発振器を制御する制御部と、を具備し、前記検出部は、前記共振用コンデンサの温度を検出する温度検出部であることを特徴とする。 The wireless power feeding system of the present invention includes a power transmission antenna having a coil and a resonance capacitor for transmitting power to a power receiving antenna side that receives power by a wireless method, and a clock signal for driving the transmission antenna. An oscillator to be generated, a drive circuit that drives the power transmission antenna based on a clock signal from the oscillator, a drive voltage source that is connected to the drive circuit and supplies a drive voltage to the power transmission antenna, and A detection unit that detects operation information of the power transmission antenna for obtaining a resonance frequency, and a resonance frequency of the power transmission antenna is determined based on a detection result by the detection unit, and the driving frequency of the power transmission antenna is set to the resonance frequency. comprising a control unit for controlling the oscillator so as matching, the said detection unit, the resonance capacitor It characterized in that it is a temperature detector for detecting the temperature.

本発明によれば、送電アンテナの共振周波数と駆動周波数にずれが発生したとしても、常に駆動周波数を共振周波数に一致させるように制御を行い、常時、共振周波数にて効率的に送電アンテナを駆動させることを可能にする無線給電システムを提供することができる。   According to the present invention, even if a deviation occurs between the resonance frequency and the drive frequency of the power transmission antenna, control is performed so that the drive frequency always matches the resonance frequency, and the power transmission antenna is always efficiently driven at the resonance frequency. It is possible to provide a wireless power feeding system that can be performed.

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

(第1の実施の形態)
図1から図5は本発明に係る無線給電システムの第1の実施の形態を示し、図1は第1の実施の形態の無線給電システムの全体構成を示すブロック図、図2は図1のカプセル内視鏡を患者の口から挿入する状態を示す説明図、図3は図1の共振用コンデンサの温度及び容量に基づく温度特性を示すグラフ、図4は送電アンテナの駆動周波数に基づくインピーダンス特性及び駆動電流特性を示すグラフ、図5は第1の実施の形態の動作を説明するもので図1の制御部による制御例を示すフローチャートである。
(First embodiment)
1 to 5 show a first embodiment of a wireless power feeding system according to the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of the wireless power feeding system of the first embodiment, and FIG. 2 is a block diagram of FIG. FIG. 3 is a graph showing a temperature characteristic based on the temperature and capacity of the resonance capacitor in FIG. 1, and FIG. 4 is an impedance characteristic based on the driving frequency of the power transmission antenna. FIG. 5 is a flowchart illustrating an example of control by the control unit of FIG. 1 for explaining the operation of the first embodiment.

尚、後述する本発明に係る各実施の形態は、受電アンテナを有するカプセル内視鏡を備えたカプセル内視鏡システムに適用した場合について説明するが、それ以外の無線給電システムにも、勿論適用可能である。   Each embodiment according to the present invention to be described later is applied to a capsule endoscope system including a capsule endoscope having a power receiving antenna. However, the present invention is naturally applicable to other wireless power feeding systems. Is possible.

図1に示すように、第1の実施の形態の無線給電システム1は、患者の体内に滞留されるカプセル状の医療用小型機器としてのカプセル内視鏡2と、この体内に滞留されたカプセル内視鏡2に体外から無線給電方式にて電力を供給するための無線給電装置3とを有して構成されている。   As shown in FIG. 1, a wireless power feeding system 1 according to a first embodiment includes a capsule endoscope 2 as a capsule-like small medical device that stays in a patient's body, and a capsule that stays in the body. The endoscope 2 is configured to have a wireless power feeding device 3 for supplying power from outside the body by a wireless power feeding method.

カプセル内視鏡2は、周知のように、図示はしないが撮像部、画像情報処理部、情報伝達部、電源部2A(図1参照)等を有して構成され、体内の例えば消化器系臓器等の画像を取得する装置である。
尚、図1に示すカプセル内視鏡2は、本発明の構成要素に関わらない構成については不図示であり、概略構成について後述する。
As is well known, the capsule endoscope 2 includes an imaging unit, an image information processing unit, an information transmission unit, a power supply unit 2A (see FIG. 1) and the like (not shown). This is an apparatus for acquiring an image of an organ or the like.
Note that the capsule endoscope 2 shown in FIG. 1 is not shown in a configuration that is not related to the components of the present invention, and a schematic configuration will be described later.

カプセル内視鏡2の撮像部は、発光ダイオード等による照明系と、被写体像を撮像素子の受光面に結像させる撮像光学系と、イメージセンサ等の撮像素子と、この撮像素子を駆動又は制御するための回路等の撮像回路系とを有して構成されている。   The imaging unit of the capsule endoscope 2 includes an illumination system such as a light emitting diode, an imaging optical system that forms a subject image on a light receiving surface of the imaging element, an imaging element such as an image sensor, and drives or controls the imaging element. And an image pickup circuit system such as a circuit for doing so.

画像情報処理部は、前記撮像素子から出力される電気信号(画像信号)を取り込み所定の信号処理を施すものである。
また、情報伝達部は、前記画像情報処理部で処理された信号を外部の表示装置等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有して構成されている。
The image information processing unit takes in an electrical signal (image signal) output from the image sensor and performs predetermined signal processing.
The information transmission unit includes a modulation transmission antenna unit and a transmission antenna for transmitting the signal processed by the image information processing unit to an external display device or the like.

そして、電源部2Aは、前記撮像部、前記画像情報処理部及び前記情報伝達部に必要な電力を供給するためのもので、具体的な構成が図1に示されている。   The power supply unit 2A is for supplying necessary power to the imaging unit, the image information processing unit, and the information transmission unit, and a specific configuration is shown in FIG.

図1に示すように、カプセル内視鏡2の電源部2Aは、受電アンテナを構成する二次コイル21、コア22及び共振用コンデンサ23と、整流回路24とを有して構成されている。   As shown in FIG. 1, the power supply 2 </ b> A of the capsule endoscope 2 includes a secondary coil 21, a core 22, a resonance capacitor 23, and a rectifier circuit 24 that form a power receiving antenna.

このようなカプセル内視鏡2は、前記二次コイル21と共振用コンデンサ23とが並列に接続され、さらに、並列に接続された二次コイル21及び共振用コンデンサ23とが4つのダイオードD1〜D4からなる整流回路24に接続されている。
尚、前記電源部の構成は一例であり、この限りではない。
In such a capsule endoscope 2, the secondary coil 21 and the resonance capacitor 23 are connected in parallel, and the secondary coil 21 and the resonance capacitor 23 connected in parallel have four diodes D <b> 1 to D <b> 1. It is connected to a rectifier circuit 24 consisting of D4.
The configuration of the power supply unit is an example and is not limited to this.

このような構成により、二次コイル21に誘起された交流電流が整流回路24により直流に変換され、その直流電流がカプセル内視鏡2における電気的エネルギーとして利用される。共振用コンデンサ23の容量値は、後述する送電アンテナ4の一次コイルの場合と同様に、二次コイル21と共振用コンデンサ23とで並列共振がなされるように設定される。このことにより、大きなエネルギーを効率良く取り出すことが可能である。   With such a configuration, the alternating current induced in the secondary coil 21 is converted into direct current by the rectifier circuit 24, and the direct current is used as electrical energy in the capsule endoscope 2. The capacitance value of the resonance capacitor 23 is set so that the secondary coil 21 and the resonance capacitor 23 perform parallel resonance, as in the case of the primary coil of the power transmission antenna 4 described later. This makes it possible to extract large energy efficiently.

次に、無線給電装置3の構成について、図1を参照しながら説明する。
図1に示すように、無線給電装置3は、送電アンテナ4と、検出部を構成する温度検出部6と、駆動回路7と、駆動電圧源8と、発振器9と、コントローラ等の制御部10とを有して構成されている。
Next, the configuration of the wireless power feeder 3 will be described with reference to FIG.
As shown in FIG. 1, the wireless power feeding device 3 includes a power transmission antenna 4, a temperature detection unit 6 constituting a detection unit, a drive circuit 7, a drive voltage source 8, an oscillator 9, and a control unit 10 such as a controller. And is configured.

送電アンテナ4は、前記カプセル内視鏡2に対して無線方式により電力を送信するための一次コイルを構成する送電コイル4a、4bと共振用コンデンサ5とを有している。   The power transmission antenna 4 includes power transmission coils 4 a and 4 b and a resonance capacitor 5 that constitute primary coils for transmitting power to the capsule endoscope 2 by a wireless method.

この送電アンテナ4は、送電コイル4a、4bと共振用コンデンサ5が接続されたLC直列共振タイプの送電アンテナである。
また、この送電アンテナ4は、患者の体内に滞留しているカプセル内視鏡2が正常に動作するために、患者の体外に配置されるようになっている。具体的には、送電アンテナ4は、例えば、ヘルムホルツ型に構成されたもので、患者の体を挟み込むように送電コイル4aと他方の送電コイル4bとが配置される。
The power transmission antenna 4 is an LC series resonance type power transmission antenna in which power transmission coils 4a and 4b and a resonance capacitor 5 are connected.
The power transmission antenna 4 is arranged outside the patient's body so that the capsule endoscope 2 staying in the patient's body operates normally. Specifically, the power transmission antenna 4 is configured in, for example, a Helmholtz type, and the power transmission coil 4a and the other power transmission coil 4b are arranged so as to sandwich the patient's body.

尚、本実施の形態では、説明の簡略化のため、1つの送電アンテナ4を有する構成について説明するが、勿論、図10の従来技術のような複数の送電アンテナ4を設けた構成の場合でも適用可能である。   In the present embodiment, for simplicity of explanation, a configuration having one power transmission antenna 4 will be described. Of course, even in a configuration having a plurality of power transmission antennas 4 as in the prior art of FIG. Applicable.

前記送電アンテナ4には、駆動回路7が電気的に接続されている。この駆動回路7は、後述する発振器9からのクロック信号に基づき前記送電アンテナ4を駆動するものである。   A drive circuit 7 is electrically connected to the power transmission antenna 4. The drive circuit 7 drives the power transmission antenna 4 based on a clock signal from an oscillator 9 described later.

この駆動回路7には、送電アンテナ4に駆動電圧を供給するための駆動電圧源8と、前記送電アンテナ4を駆動するためのクロック信号を生成する発振器9とが電気的に接続されている。 A drive voltage source 8 for supplying a drive voltage to the power transmission antenna 4 and an oscillator 9 for generating a clock signal for driving the power transmission antenna 4 are electrically connected to the drive circuit 7.

前記駆動電圧源8と前記発振器9には、無線給電システム1全体を制御可能なコントローラ等の制御部10が電気的に接続されている。制御部10は、前記駆動電圧源8と前記発振器9とを制御する。このことにより、送電アンテナ4は、発振器9からのクロック信号と駆動電圧源8から出力される電圧により、駆動回路7を介して駆動される。   The drive voltage source 8 and the oscillator 9 are electrically connected to a controller 10 such as a controller that can control the entire wireless power feeding system 1. The control unit 10 controls the drive voltage source 8 and the oscillator 9. As a result, the power transmission antenna 4 is driven via the drive circuit 7 by the clock signal from the oscillator 9 and the voltage output from the drive voltage source 8.

また、制御部10には、送電アンテナ4の共振周波数を求めるための送電アンテナ4の動作情報を検出する検出部としての温度検出部6が電気的に接続されている。   The control unit 10 is electrically connected to a temperature detection unit 6 as a detection unit that detects operation information of the power transmission antenna 4 for obtaining the resonance frequency of the power transmission antenna 4.

この温度検出部6は、共振用コンデンサ5に直接又は近傍に設けられたもので、前記送電アンテナ4の動作情報、具体的には共振用コンデンサ5の温度を検出し、検出結果を前記制御部10に出力するようになっている。   The temperature detection unit 6 is provided directly or in the vicinity of the resonance capacitor 5, detects operation information of the power transmission antenna 4, specifically the temperature of the resonance capacitor 5, and detects the detection result as the control unit. 10 is output.

制御部10は、前記温度検出部6による検出結果に基づいて、前記送電アンテナ4の共振周波数frを決定し、前記送電アンテナ4の駆動周波数が前記共振周波数frに一致するように前記発振器9を制御する。   The control unit 10 determines the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 based on the detection result by the temperature detection unit 6, and sets the oscillator 9 so that the drive frequency of the power transmission antenna 4 matches the resonance frequency fr. Control.

ここで、制御部10によって前記送電アンテナ4の共振周波数frを決定するために、前記制御部10には、共振用コンデンサ5の温度特性データを予め記憶した記憶部11が設けられている。   Here, in order to determine the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 by the control unit 10, the control unit 10 is provided with a storage unit 11 that stores temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 in advance.

すなわち、制御部10は、前記温度検出部6により検出した共振用コンデンサ5の温度と、前記記憶部11に記憶している共振用コンデンサ5の温度特性データとに基づいて共振用コンデンサ5の容量値Cを求め、この求めた共振用コンデンサ5の容量値Cから、前記送電アンテナ4の共振周波数frを決定するようにしている。   That is, the control unit 10 determines the capacitance of the resonance capacitor 5 based on the temperature of the resonance capacitor 5 detected by the temperature detection unit 6 and the temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 stored in the storage unit 11. The value C is obtained, and the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 is determined from the obtained capacitance value C of the resonance capacitor 5.

尚、前記記憶部11に予め記憶されている共振用コンデンサ5の温度特性データの一例が図3のグラフに示されている。図3中の横軸は温度T、縦軸は共振用コンデンサの容量Cを示している。   An example of temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 stored in advance in the storage unit 11 is shown in the graph of FIG. In FIG. 3, the horizontal axis indicates the temperature T, and the vertical axis indicates the capacitance C of the resonance capacitor.

つまり、制御部10は、温度検出部6からの共振用コンデンサ5の温度が供給されると、図3に示すような共振用コンデンサ5の温度特性データを用いて、共振用コンデンサ5の容量値Cを求める。
例えば、温度検出部6からの共振用コンデンサ5の温度が温度T1〜温度T2間の温度変化分ΔTに相当する場合、図3の温度特性データから、共振用コンデンサ5の容量値C1〜容量値C2間の容量値変化分ΔCを求めることができる。
That is, when the temperature of the resonance capacitor 5 is supplied from the temperature detection unit 6, the control unit 10 uses the temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 as shown in FIG. Find C.
For example, when the temperature of the resonance capacitor 5 from the temperature detection unit 6 corresponds to the temperature change ΔT between the temperature T1 and the temperature T2, the capacitance value C1 to the capacitance value of the resonance capacitor 5 from the temperature characteristic data of FIG. A capacitance value change ΔC between C2 can be obtained.

尚、駆動回路7は、発振器9からのクロック信号に基づいて送電アンテナ4を駆動するようになっているが、簡略化のため、第1の実施の形態では、発振器9から出力されたクロック信号は、駆動回路7によって周波数変換されることなく、発振器9から出力された周波数にて送電アンテナ4を駆動させている。
従って、第1の実施の形態では、発振器9の発振周波数(クロック信号の周波数)と送電アンテナ4の駆動周波数とは一致するものとし、このため、制御部10は、前記発振器9のクロック信号の発振制御を行っているため、送電アンテナ4の駆動周波数を認識することが可能である。
The drive circuit 7 is configured to drive the power transmission antenna 4 based on the clock signal from the oscillator 9, but for the sake of simplicity, in the first embodiment, the clock signal output from the oscillator 9 is used. The power transmission antenna 4 is driven at the frequency output from the oscillator 9 without being frequency-converted by the drive circuit 7.
Accordingly, in the first embodiment, it is assumed that the oscillation frequency of the oscillator 9 (frequency of the clock signal) and the drive frequency of the power transmission antenna 4 coincide with each other. Since oscillation control is performed, it is possible to recognize the drive frequency of the power transmission antenna 4.

次に、制御部10による送電アンテナ4の共振周波数frの算出方法について、図4を参照しながら説明する。
ここで、送電アンテナ4のインダクタンス成分(送電コイル4aと送電コイル4bとを合わせたもの)をLとし、共振用コンデンサ5の容量成分をCとすると、送電アンテナ4の共振周波数frは以下の式により決定される。
Next, a method for calculating the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 by the control unit 10 will be described with reference to FIG.
Here, assuming that the inductance component of the power transmission antenna 4 (a combination of the power transmission coil 4a and the power transmission coil 4b) is L and the capacitance component of the resonance capacitor 5 is C, the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 is expressed by the following equation. Determined by.

fr=1/2π√LC …(式1)
従って、制御部10は、前記したように図3に示す温度特性データに基づき送電コイル4a、4bの容量成分C(容量値)が求められているので、前記(式1)より送電アンテナ4の共振周波数frを算出して決定することができる。そして、制御部10によって、この決定した送電アンテナ4の共振周波数frに発振器9の発振周波数を一致させるように制御すれば、送電アンテナ4を共振周波数frにて駆動することができる。
fr = 1 / 2π√LC (Formula 1)
Therefore, as described above, the control unit 10 obtains the capacitance component C (capacitance value) of the power transmission coils 4a and 4b based on the temperature characteristic data shown in FIG. The resonance frequency fr can be calculated and determined. Then, if the control unit 10 controls the oscillation frequency of the oscillator 9 to match the determined resonance frequency fr of the power transmission antenna 4, the power transmission antenna 4 can be driven at the resonance frequency fr.

また、送電アンテナ4のインピーダンス特性について考慮すると、共振用コンデンサ5と送電コイル4a、4bとが直列接続されてLC直列共振回路を構成している場合、送電アンテナ4のインピーダンス特性は、図4に示すように、共振周波数frのとき、インピーダンスΩが最小になる。   In consideration of the impedance characteristic of the power transmission antenna 4, when the resonance capacitor 5 and the power transmission coils 4a and 4b are connected in series to form an LC series resonance circuit, the impedance characteristic of the power transmission antenna 4 is shown in FIG. As shown, the impedance Ω is minimized at the resonance frequency fr.

すなわち、インピーダンスΩが最小になるということは、送電アンテナ4の駆動電圧が一定の場合、駆動電流DIは最大になることを意味する。従って、LC直列共振回路は、共振周波数frにて送電アンテナ4を駆動することができれば、低い駆動電圧で電流を多く流すことができ、効率的な駆動が可能となる。   That is, the minimum impedance Ω means that the drive current DI is maximized when the drive voltage of the power transmission antenna 4 is constant. Therefore, if the LC series resonance circuit can drive the power transmission antenna 4 at the resonance frequency fr, a large amount of current can flow at a low driving voltage, and efficient driving is possible.

次に、このような構成の無線給電システム1の作用について、図5を参照しながら説明する。
いま、図1に示す無線給電システム1の電源を投入して、起動させたとする。すると、無線給電システム1の制御部10は、図示しない記憶部より図5に示すプログラムを読み出して実行する。
Next, the operation of the wireless power feeding system 1 having such a configuration will be described with reference to FIG.
Assume that the wireless power feeding system 1 shown in FIG. 1 is turned on and started. Then, the control unit 10 of the wireless power feeding system 1 reads and executes the program shown in FIG. 5 from a storage unit (not shown).

制御部10は、前記駆動電圧源8の出力電圧と前記発振器9によるクロック信号を制御することにより、駆動回路7を介して送電アンテナ4を駆動させる。
この場合、駆動電圧源8の出力電圧は、カプセル内視鏡2が動作するのに必要十分な電流が送電アンテナ4に流れる電圧である。
The control unit 10 drives the power transmitting antenna 4 via the drive circuit 7 by controlling the output voltage of the drive voltage source 8 and the clock signal from the oscillator 9.
In this case, the output voltage of the drive voltage source 8 is a voltage at which a sufficient current necessary for the operation of the capsule endoscope 2 flows through the power transmission antenna 4.

そして、制御部10は、ステップS1の処理で、温度検出部6により送電アンテナ4の共振用コンデンサ5の温度を検出し、検出結果を取り込む。   And the control part 10 detects the temperature of the capacitor | condenser 5 for resonance of the power transmission antenna 4 by the temperature detection part 6 by the process of step S1, and takes in a detection result.

その後、制御部10は、ステップS2の処理で、温度検出部6からの共振用コンデンサ5の温度と、図3に示すような共振用コンデンサ5の温度特性データとに基づいて、共振用コンデンサ5の容量値Cを求める。   Thereafter, the control unit 10 performs the processing of step S2 based on the temperature of the resonance capacitor 5 from the temperature detection unit 6 and the temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 as shown in FIG. Is obtained.

そして、制御部10は、この求めた共振用コンデンサの容量値Cを用いて、前記(式1)より送電アンテナ4の共振周波数frを算出して決定する。   And the control part 10 calculates and determines the resonant frequency fr of the power transmission antenna 4 from said (Formula 1) using the calculated | required capacitance value C of the capacitor for resonance.

その後、制御部10は、ステップS3の処理で、送電アンテナ4の駆動周波数を、決定した送電アンテナ4の共振周波数frに設定するように制御する。すなわち、制御部10は、決定した送電アンテナ4の共振周波数frに発振器9の発振周波数を一致させるように発振器9を制御する。   Then, the control part 10 is controlled to set the drive frequency of the power transmission antenna 4 to the determined resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 by the process of step S3. That is, the control unit 10 controls the oscillator 9 so that the oscillation frequency of the oscillator 9 matches the determined resonance frequency fr of the power transmission antenna 4.

以上の動作により、送電アンテナ4の共振周波数frに、発振器9から出力されるクロック信号の周波数、すなわち送電アンテナ4の駆動周波数を設定することができる。そして、送電アンテナ4は、駆動回路7によって共振周波数frにて駆動される。   With the above operation, the frequency of the clock signal output from the oscillator 9, that is, the drive frequency of the power transmission antenna 4 can be set to the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4. The power transmission antenna 4 is driven at the resonance frequency fr by the drive circuit 7.

そして、制御部10は、ステップS4の処理で図示しないタイマ等によって一定時間を計測し、一定時間経過後、再度、前記ステップS1から前記ステップS4の処理を繰り返して、温度検出部6によって共振用コンデンサ5の温度を検出し、検出した温度を基に送電アンテナ4の共振周波数frを決定するように制御する。尚、前記ステップS4の処理は、必要でなければ行わなくても良い。   Then, the control unit 10 measures a certain time by a timer or the like (not shown) in the process of Step S4, and after the lapse of the certain time, repeats the processes of Step S1 to Step S4 again, and the temperature detection unit 6 performs resonance. The temperature of the capacitor 5 is detected, and control is performed so as to determine the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 based on the detected temperature. Note that the process of step S4 may be omitted if not necessary.

このことにより、送電アンテナ4の駆動や周囲の温度変化に伴い、共振用コンデンサ5の容量値Cが変化しても、共振周波数frにて送電アンテナ4を駆動することができる。また、共振用コンデンサ5の温度検出を一定周期又はリアルタイムにて行うことにより、共振用コンデンサ5の温度変化に対して、発振器9の発振周波数frを変更することにより常に送電アンテナ4を共振周波数frにて駆動することができる。   As a result, the power transmission antenna 4 can be driven at the resonance frequency fr even if the capacitance value C of the resonance capacitor 5 changes due to the driving of the power transmission antenna 4 and the ambient temperature change. In addition, by detecting the temperature of the resonance capacitor 5 at a constant period or in real time, the power transmission antenna 4 is always set to the resonance frequency fr by changing the oscillation frequency fr of the oscillator 9 with respect to the temperature change of the resonance capacitor 5. It can be driven by.

尚、共振用コンデンサ5の温度検出方法については、温度検出部6によって共振用コンデンサ5の温度を検出するように説明したが、特に限定されるものではなく、共振用コンデンサ5の温度検出が確実にできれば、いかなる方法を用いても本実施の形態に適用可能である。   The temperature detection method of the resonance capacitor 5 has been described so that the temperature of the resonance capacitor 5 is detected by the temperature detection unit 6, but is not particularly limited, and the temperature detection of the resonance capacitor 5 is surely performed. If possible, any method can be applied to the present embodiment.

また、本実施の形態では、送電アンテナ4の形態として、ヘルムホルツ型で構成した場合を説明したが、これに限定されるものではなく、一次コイル(送電コイル)とコンデンサとのLC直列共振タイプの送電アンテナ4であれば、送電アンテナ4が単独であっても本実施の形態に適用可能である。   Further, in the present embodiment, the case where the power transmission antenna 4 is configured as a Helmholtz type has been described. However, the present invention is not limited to this, and an LC series resonance type of a primary coil (power transmission coil) and a capacitor is used. If it is the power transmission antenna 4, even if the power transmission antenna 4 is single, it is applicable to this Embodiment.

さらに、本実施の形態では、1つの送電アンテナ4を有する構成について説明したが、これに限定されるものではなく、勿論、図10の従来技術に示すように複数の送電アンテナ4を設けるとともに、これら複数の送電アンテナ4に応じた電流検出用抵抗器、エネルギー検出回路、スイッチング回路等を設け、制御部10が図10に示すコンパレータ136と同様な制御を行うように構成しても良い。
このことにより、常に最大の電力(エネルギ)を供給している送電アンテナ4のみから磁界を発生させると共に、送電力ロス(エネルギロス)の大きい送電アンテナ4からの磁界の発生は停止させるので、カプセル内視鏡2に対して効率的な電力の供給が可能になる。
Furthermore, in the present embodiment, the configuration having one power transmission antenna 4 has been described. However, the present invention is not limited to this, and of course, a plurality of power transmission antennas 4 are provided as shown in the related art of FIG. A current detection resistor, an energy detection circuit, a switching circuit, and the like corresponding to the plurality of power transmission antennas 4 may be provided, and the control unit 10 may be configured to perform the same control as the comparator 136 illustrated in FIG.
As a result, the magnetic field is generated only from the power transmission antenna 4 that always supplies the maximum power (energy), and the generation of the magnetic field from the power transmission antenna 4 having a large power transmission loss (energy loss) is stopped. An efficient power supply to the endoscope 2 is possible.

従って、第1の実施の形態によれば、周囲温度の変化や駆動による共振用コンデンサの発熱によりコンデンサの温度が上昇しコンデンサ容量値が変化し、共振周波数と駆動周波数にずれが発生したとしても、常に駆動周波数を共振周波数に一致させるように制御を行うことができる。
このことにより、常時、共振周波数にて効率的に送電アンテナを駆動させることができるとともに、少ない送電電力にて効率良く受電アンテナに電力を送信することが可能となる。
Therefore, according to the first embodiment, even if the temperature of the capacitor rises due to a change in ambient temperature or the heat generated by the resonance capacitor due to driving, the capacitance value of the capacitor changes, and a deviation occurs between the resonance frequency and the driving frequency. Control can be performed so that the drive frequency always matches the resonance frequency.
As a result, the power transmitting antenna can be efficiently driven at the resonance frequency at all times, and power can be efficiently transmitted to the power receiving antenna with a small amount of transmitted power.

(第2の実施の形態)
図6から図8は本発明に係る無線給電システムの第2の実施の形態を示し、図6は第2の実施の形態の無線給電システムの全体構成を示すブロック図、図7は第2の実施の形態の動作を説明するもので図6の制御部による制御例を示すフローチャート、図8は図7に示す制御部による制御例の変形例を示すフローチャートである。
尚、図6は前記第1の実施の形態と同様な構成要素については同一の符号を付して説明を省略し、異なる部分のみを説明する。
(Second Embodiment)
6 to 8 show a second embodiment of the wireless power feeding system according to the present invention, FIG. 6 is a block diagram showing the overall configuration of the wireless power feeding system of the second embodiment, and FIG. FIG. 8 is a flowchart illustrating an example of control by the control unit in FIG. 6 and FIG. 8 is a flowchart illustrating a modification of the control example by the control unit in FIG. 7 for explaining the operation of the embodiment.
In FIG. 6, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. Only different portions will be described.

図6に示すように、第2の実施の形態の無線給電システム1Aは、図1の前記第1の実施の形態の無線給電システム1と略同様に構成されるが、温度検出部6に替えて、検出部を構成する電流検出部12を設けて構成している。   As shown in FIG. 6, the wireless power feeding system 1A of the second embodiment is configured in substantially the same manner as the wireless power feeding system 1 of the first embodiment of FIG. Thus, the current detection unit 12 constituting the detection unit is provided.

尚、第2の実施の形態では、前記第1の実施の形態と同様に、説明の簡略化のため、1つの送電アンテナ4を有する構成について説明するが、勿論、図10の従来技術のような複数の送電アンテナ4を設けた構成の場合でも適用可能である。   In the second embodiment, as in the first embodiment, a configuration having one power transmission antenna 4 will be described for the sake of simplification. Of course, as in the prior art of FIG. The present invention can also be applied to a configuration in which a plurality of power transmission antennas 4 are provided.

電流検出部12は、送電アンテナ4の動作情報である、送電アンテナ4に流れる電流を検出し、検出結果を制御部10に出力する。   The current detection unit 12 detects the current flowing through the power transmission antenna 4, which is operation information of the power transmission antenna 4, and outputs the detection result to the control unit 10.

制御部10は、駆動電圧源8を制御して送電アンテナ4の駆動電圧を一定にした後、送電アンテナ4の駆動周波数をスイープ走査し、スイープ走査中において、電流検出部12からの検出結果に基づいて前記送電アンテナ4の駆動電流が最大となる周波数を検出し、この検出した周波数に前記送電アンテナ4の駆動周波数を一致させるように制御する。   The control unit 10 controls the drive voltage source 8 to make the drive voltage of the power transmission antenna 4 constant, and then sweeps the drive frequency of the power transmission antenna 4 and displays the detection result from the current detection unit 12 during the sweep scan. Based on this, the frequency at which the drive current of the power transmission antenna 4 is maximized is detected, and control is performed so that the drive frequency of the power transmission antenna 4 matches the detected frequency.

ここで、共振用コンデンサ5と送電コイル4a、4bとが直列接続されたLC直列共振回路の駆動周波数と、送電アンテナ4のインピーダンス特性について考慮すると、図4に示すように、LC直列共振回路では、駆動周波数fを徐々に変化させていくと、ある周波数fにて流れる駆動電流DIが最大となる。   Here, when considering the drive frequency of the LC series resonance circuit in which the resonance capacitor 5 and the power transmission coils 4a and 4b are connected in series and the impedance characteristics of the power transmission antenna 4, as shown in FIG. When the drive frequency f is gradually changed, the drive current DI flowing at a certain frequency f becomes maximum.

その後、更に周波数fを変化させていくと流れる駆動電流DIは徐々に低下していく。つまり、駆動電流DIが最大となる周波数が共振周波数frである。従って、送電アンテナ4の駆動電流を制御部10によってモニタしながら、駆動電流DI値が最大となる駆動周波数fを検出すれば、共振周波数frを見つけることができる。
尚、制御部10によるモニタリングは、電流検出部12からの検出結果に基づいてスイープ走査することを意味している。このことにより、制御部10は、駆動電流DI値が最大となる駆動周波数f、すなわち、共振周波数frを検出することができる。
Thereafter, when the frequency f is further changed, the flowing drive current DI gradually decreases. That is, the frequency at which the drive current DI is maximum is the resonance frequency fr. Accordingly, the resonance frequency fr can be found by detecting the drive frequency f that maximizes the drive current DI value while monitoring the drive current of the power transmission antenna 4 by the control unit 10.
Note that the monitoring by the control unit 10 means that sweep scanning is performed based on the detection result from the current detection unit 12. Thus, the control unit 10 can detect the drive frequency f at which the drive current DI value becomes maximum, that is, the resonance frequency fr.

また、前記第1の実施の形態では、制御部10内部に共振用コンデンサ5の温度特性データを記憶した記憶部11を設けたが、第2の実施の形態では、温度特性データは不要であるため記憶部11を必要としない。この場合、記憶部11を残して温度特性データのみを削除しても良い。また、残した記憶部11に他に必要なデータ等を記憶するようにしても良い。   In the first embodiment, the storage unit 11 storing the temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 is provided in the control unit 10. However, in the second embodiment, the temperature characteristic data is not necessary. Therefore, the storage unit 11 is not required. In this case, only the temperature characteristic data may be deleted while leaving the storage unit 11. Further, other necessary data may be stored in the remaining storage unit 11.

その他の構成は、前記第1の実施の形態と同様である。   Other configurations are the same as those in the first embodiment.

次に、このような構成の無線給電システム1Aの作用について、図7を参照しながら説明する。
いま、図7に示す無線給電システム1Aの電源を投入して、起動させたとする。すると、無線給電システム1Aの制御部10は、図示しない記憶部より図7に示すプログラムを読み出して実行する。
Next, the operation of the wireless power feeding system 1A having such a configuration will be described with reference to FIG.
Now, it is assumed that the wireless power feeding system 1A shown in FIG. Then, the control unit 10 of the wireless power feeding system 1A reads and executes the program shown in FIG. 7 from a storage unit (not shown).

制御部10は、前記駆動電圧源8の出力電圧と前記発振器9によるクロック信号を制御することにより、駆動回路7を介して送電アンテナ4を駆動させる。
この場合、駆動電圧源8の出力電圧は、カプセル内視鏡2が動作するのに必要十分な電流が送電アンテナ4に流れる電圧である。
The control unit 10 drives the power transmitting antenna 4 via the drive circuit 7 by controlling the output voltage of the drive voltage source 8 and the clock signal from the oscillator 9.
In this case, the output voltage of the drive voltage source 8 is a voltage at which a sufficient current necessary for the operation of the capsule endoscope 2 flows through the power transmission antenna 4.

そして、制御部10は、ステップS10の処理で、電流検出部12により送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し、検出結果を取り込む。   And the control part 10 detects the drive current DI of the power transmission antenna 4 by the electric current detection part 12, and takes in a detection result by the process of step S10.

その後、制御部10は、ステップS11の処理で、電流検出部12からの共振用コンデンサ5の駆動電流DIが最大値であるか否かの判定を行い、最大値でないものと判定した場合には処理をステップS12に移行し、最大値であると判定した場合に処理をステップS13に移行する。   Thereafter, the control unit 10 determines whether or not the drive current DI of the resonance capacitor 5 from the current detection unit 12 is the maximum value in the process of step S11, and if it is determined that it is not the maximum value, The process proceeds to step S12, and when it is determined that the maximum value is reached, the process proceeds to step S13.

すなわち、前記ステップS11の判定処理は、送電アンテナ4の駆動周波数と共振周波数frとを一致させるために、駆動電流DIが最大となる周波数fを見つけるためである。   That is, the determination process in step S11 is to find the frequency f at which the drive current DI is maximum in order to match the drive frequency of the power transmission antenna 4 with the resonance frequency fr.

ここで、制御部10は、例えば、以下に示すような方法によって駆動電流DIが最大となる周波数fを見つけて、駆動周波数と共振周波数frを一致させるように処理を行う。   Here, for example, the control unit 10 finds the frequency f at which the drive current DI is maximized by a method as described below, and performs processing so as to match the drive frequency and the resonance frequency fr.

制御部10は、ステップS12の処理で、送電アンテナ4の駆動開始時の周波数に対して、発振器9の発振周波数をΔfだけシフトさせた後、ステップS10に処理を戻してその時の送電アンテナ4に流れる駆動電流DIを電流検出部12を用いて検出する。   The control unit 10 shifts the oscillation frequency of the oscillator 9 by Δf with respect to the frequency at the start of driving of the power transmission antenna 4 in the process of step S12, and then returns the process to step S10 so that the power transmission antenna 4 at that time The flowing drive current DI is detected using the current detection unit 12.

そして、制御部10は、再度ステップS11の判断処理で、検出した駆動電流DIとΔfだけシフトする前の駆動電流と比較する。
この場合、仮に発振周波数fをΔfシフトする前の駆動電流DIよりも検出した駆動電流DIが大きい場合は、更に発振周波数fをΔfだけシフトし、同様にΔfだけシフトする前の駆動電流DIと比較する。以降、制御部10は、発振周波数fをΔfずつシフトさせ、その都度、検出した駆動電流DIと発振周波数fをΔfシフトする前の駆動電流を比較していく。
Then, the control unit 10 again compares the detected drive current DI with the drive current before shifting by Δf in the determination process of step S11.
In this case, if the detected drive current DI is larger than the drive current DI before the oscillation frequency f is shifted by Δf, the oscillation frequency f is further shifted by Δf, and similarly the drive current DI before the shift by Δf is Compare. Thereafter, the control unit 10 shifts the oscillation frequency f by Δf and compares the detected drive current DI with the drive current before the oscillation frequency f is shifted by Δf each time.

その後、制御部10は、駆動電流DIが、図4に示すように、下降し始めるまで、発振周波数fをΔfだけシフトしていけば、駆動電流DIが最大となる周波数を見つけることができる(以下、本方法を山登り法と称す)。   Thereafter, the control unit 10 can find the frequency at which the drive current DI becomes maximum if the oscillation frequency f is shifted by Δf until the drive current DI starts to decrease as shown in FIG. Hereinafter, this method is referred to as a hill climbing method).

逆に、仮に、発振周波数fをΔfシフトする前の駆動電流DIよりも検出した駆動電流DIが小さい場合は、制御部10は、発振器9の発振周波数を−Δfだけシフトさせ、−Δfだけシフトする前の駆動電流DIと検出した駆動電流DIとを比較する。   Conversely, if the detected drive current DI is smaller than the drive current DI before the oscillation frequency f is shifted by Δf, the control unit 10 shifts the oscillation frequency of the oscillator 9 by −Δf and shifts by −Δf. The drive current DI before the operation is compared with the detected drive current DI.

この場合、−Δfだけシフトする前の駆動電流DIよりも検出した駆動電流DIの方が大きい場合は、制御部10は、更に発振周波数fを−Δfずつシフトさせていき、検出した駆動電流DIが図4に示すように下降し始めるまで、発振周波数fを−Δfずつシフトしていけば、駆動電流DIが最大となる周波数fを見つけることができる。   In this case, when the detected drive current DI is larger than the drive current DI before shifting by -Δf, the control unit 10 further shifts the oscillation frequency f by -Δf and detects the detected drive current DI. If the oscillation frequency f is shifted by −Δf until it starts to decrease as shown in FIG. 4, the frequency f at which the drive current DI becomes maximum can be found.

以上のように、制御部10は、駆動電流DIが最大となる駆動周波数fを見つけるまで、ステップS10からステップS12の処理を行い、発振器9の発振周波数fのシフト制御を繰り返すように制御する。   As described above, the control unit 10 performs the processing from step S10 to step S12 and repeats the shift control of the oscillation frequency f of the oscillator 9 until the drive frequency f at which the drive current DI is maximized is found.

こうして、制御部10は、駆動電流DIが最大となると、ステップS11の判断処理によって処理をステップS13に移行する。   Thus, when the drive current DI becomes the maximum, the control unit 10 shifts the process to step S13 by the determination process of step S11.

すなわち、制御部10は、駆動電流DIが最大となる周波数f、つまり共振周波数frを見つけると、ステップS13の処理にて、この共振周波数frに駆動周波数を一致させるように発振器9の発振周波数を固定する。このことにより、送電アンテナ4を、前記第1の実施の形態と同様に共振周波数frにて駆動することができる。   That is, when the control unit 10 finds the frequency f at which the drive current DI is maximum, that is, the resonance frequency fr, in step S13, the control unit 10 sets the oscillation frequency of the oscillator 9 so that the drive frequency matches the resonance frequency fr. Fix it. Thus, the power transmission antenna 4 can be driven at the resonance frequency fr as in the first embodiment.

尚、第2の実施の形態の制御部10は、後述する図8の変形例に示すようなプログラムに基づいて制御しても良い。このような変形例を図8を参照しながら説明する。
図8の制御部によるフローチャートは、前記第2の実施の形態において、一定の時間が経過した場合に対応したものである。
The control unit 10 according to the second embodiment may be controlled based on a program as shown in a modified example of FIG. Such a modification will be described with reference to FIG.
The flowchart by the control unit in FIG. 8 corresponds to the case where a certain time has elapsed in the second embodiment.

すなわち、図8に示すように、図7に示すステップS13の後段に、一定時間を計測する処理(一定時間をtとすると、t=t+Δtを計測する処理:ステップS14)を設けることで、一定時間経過後に、処理を再びステップS10に戻すようにしている。   That is, as shown in FIG. 8, a process for measuring a certain time (a process for measuring t = t + Δt: a process for measuring t = t + Δt: step S14) is provided after the step S13 shown in FIG. After the elapse of time, the process returns to step S10 again.

従って、図8に示すように、制御部10は、送電アンテナ4の駆動周波数を駆動電流DIが最大となる周波数fに設定し、ステップS14の処理で一定時間経過後に再び、送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し(ステップS10)、駆動周波数に対して駆動電流DIが最大であるかどうか判断し(ステップS11)、最大になっていなければ送電アンテナ4の駆動電流が最大となるように、ステップS12を介してステップS10〜ステップS11、及びステップS13により発振器9の発振周波数を再度設定し直すように制御する。   Therefore, as shown in FIG. 8, the control unit 10 sets the drive frequency of the power transmission antenna 4 to the frequency f at which the drive current DI is maximum, and drives the power transmission antenna 4 again after a predetermined time in the process of step S14. The current DI is detected (step S10), and it is determined whether the drive current DI is maximum with respect to the drive frequency (step S11). If not, the drive current of the power transmission antenna 4 is maximized. Control is performed so as to reset the oscillation frequency of the oscillator 9 again through steps S10 to S11 and S13 via step S12.

このように、制御部10によって、送電アンテナ4の駆動電流の検出を連続的又は一定周期毎に行うことにより、送電アンテナ4の共振周波数frが変化しても、確実に駆動周波数fが共振周波数frと一致するように追従させることが可能となり、効率的な送電アンテナ4の駆動が可能となる。   Thus, even if the resonance frequency fr of the power transmission antenna 4 changes by performing detection of the drive current of the power transmission antenna 4 continuously or at regular intervals by the control unit 10, the drive frequency f is surely set to the resonance frequency. It is possible to follow the fr to coincide with fr, and the power transmission antenna 4 can be driven efficiently.

また、第1の実施の形態では、共振用コンデンサ5の容量値Cを温度特性データを用いて求めているため、使用している共振用コンデンサ5の温度特性と制御部10が記憶部11に保持している温度特性のデータが異なる場合(例えば、共振用コンデンサ5の個々の特性ばらつき等)、駆動周波数と共振周波数frがずれる可能性があるが、第2の実施の形態では、送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し、駆動電流DIが最大となる周波数fに発振器9の発振周波数を設定しているため、送電アンテナ4は常に共振周波数frにて駆動することが可能となる。また、第2の実施の形態は、送電コイル4a、4bのインダクタンスが変化した事態にも対応可能となる。   In the first embodiment, since the capacitance value C of the resonance capacitor 5 is obtained using the temperature characteristic data, the temperature characteristic of the resonance capacitor 5 being used and the control unit 10 are stored in the storage unit 11. When the held temperature characteristic data is different (for example, individual characteristic variation of the resonance capacitor 5 or the like), there is a possibility that the drive frequency and the resonance frequency fr are deviated. In the second embodiment, the power transmission antenna 4 is detected, and the oscillation frequency of the oscillator 9 is set to the frequency f at which the drive current DI is maximum. Therefore, the power transmission antenna 4 can always be driven at the resonance frequency fr. Further, the second embodiment can cope with a situation in which the inductances of the power transmission coils 4a and 4b are changed.

尚、第2の実施の形態では、送電アンテナ4の駆動電流の最大値を検出するのに、いわゆる山登り法を用いたが、必ずしも山登り法である必要はなく、他のアルゴリズムを用いても送電アンテナ4の駆動電流が最大となる駆動周波数fを確実に検出することができれば良い。   In the second embodiment, the so-called hill-climbing method is used to detect the maximum value of the drive current of the power transmission antenna 4; however, the hill-climbing method is not necessarily used, and power transmission can be performed using other algorithms. It is only necessary that the drive frequency f at which the drive current of the antenna 4 is maximized can be detected.

従って、第2の実施の形態によれば、送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し、駆動電流DIが最大となる周波数を見つけてこの周波数にて送電アンテナ4を駆動することにより、前記第1の実施の形態に比べて、確実に駆動周波数と共振周波数frを一致させることができる。   Therefore, according to the second embodiment, the drive current DI of the power transmission antenna 4 is detected, the frequency at which the drive current DI is maximum is found, and the power transmission antenna 4 is driven at this frequency, whereby the first Compared to the first embodiment, the drive frequency and the resonance frequency fr can be reliably matched.

また、第1の実施の形態のように、制御部10の記憶部11内に予め共振用コンデンサ5毎に共振用コンデンサ5の温度特性データを保持する必要もなく、送電アンテナ4の駆動周波数を共振周波数frに一致させることができる。   Further, unlike the first embodiment, it is not necessary to previously store the temperature characteristic data of the resonance capacitor 5 for each resonance capacitor 5 in the storage unit 11 of the control unit 10, and the drive frequency of the power transmission antenna 4 is set. The resonance frequency fr can be matched.

さらに、第2の実施の形態では、コンデンサの容量値Cだけでなく、送電コイル4a、4bのインダクタンス成分がコイル形状の変化等により、変化しても対応可能であることは明らかである。   Furthermore, in the second embodiment, it is obvious that not only the capacitance value C of the capacitor but also the inductance components of the power transmission coils 4a and 4b can be changed due to changes in the coil shape or the like.

(第3の実施の形態)
図9は本発明に係る無線給電システムの第3の実施の形態を示し、第3の実施の形態の動作を説明するための図9の制御部による制御例を示すフローチャートである。
(Third embodiment)
FIG. 9 shows a third embodiment of the wireless power feeding system according to the present invention, and is a flowchart showing an example of control by the control unit of FIG. 9 for explaining the operation of the third embodiment.

尚、図9は、前記第2の実施の形態における図7及び図8の処理内容と同様な処理内容については同一のステップS番号を付して、異なる処理内容について説明する。   In FIG. 9, the same processing contents as the processing contents of FIGS. 7 and 8 in the second embodiment are denoted by the same step S numbers, and different processing contents will be described.

また、第3の実施の形態の無線給電システムの構成は、前記第2の実施の形態の無線給電システム1Aと略同様である。但し、制御部10には、図示はしないが記憶部11(図1参照)が設けられ、この記憶部11には、送電アンテナ4の駆動電流の最適値のデータが予め記憶されるようになっている。   The configuration of the wireless power feeding system of the third embodiment is substantially the same as that of the wireless power feeding system 1A of the second embodiment. However, although not shown, the control unit 10 is provided with a storage unit 11 (see FIG. 1), and the storage unit 11 stores data on the optimum value of the drive current of the power transmission antenna 4 in advance. ing.

ここで、前記記憶部11に記憶される駆動電流の最適値とは、カプセル内視鏡2が動作するのに必要、且つ十分な電力を供給できる送電アンテナ4の電流値のことであり、観察領域内においてどの位置にカプセル内視鏡2が移動しても、カプセル内視鏡2が動作可能となる電流値である。尚、この駆動電流の最適値は、カプセル内視鏡2の位置及び向きには依存しないものとして説明する。   Here, the optimum value of the drive current stored in the storage unit 11 is the current value of the power transmission antenna 4 that can supply sufficient power necessary for the capsule endoscope 2 to operate. The current value is such that the capsule endoscope 2 can operate regardless of the position of the capsule endoscope 2 in the region. The optimum value of the drive current will be described as being independent of the position and orientation of the capsule endoscope 2.

次に、このような構成の無線給電システム1Aの作用について、図9を参照しながら説明する。
いま、図7に示す無線給電システム1Aの電源を投入して、起動させたとする。すると、無線給電システム1Aの制御部10は、図示しない記憶部より図9に示すプログラムを読み出して実行する。
Next, the operation of the wireless power feeding system 1A having such a configuration will be described with reference to FIG.
Now, it is assumed that the wireless power feeding system 1A shown in FIG. Then, the control unit 10 of the wireless power feeding system 1A reads and executes the program shown in FIG. 9 from a storage unit (not shown).

そして、制御部10は、前記第2の実施の形態と同様にステップS10からステップS13の処理で、例えば山登り法を用いて送電アンテナ4の駆動電流DIが最大となる周波数である共振周波数frを検出し、送電アンテナ4の駆動周波数を共振周波数frに設定する。   And the control part 10 is the process of step S10 to step S13 similarly to the said 2nd Embodiment, For example, using the hill-climbing method, resonance frequency fr which is a frequency with which the drive current DI of the power transmission antenna 4 becomes the maximum is used. Detecting and setting the drive frequency of the power transmission antenna 4 to the resonance frequency fr.

その後、制御部10は、送電アンテナ4の駆動周波数を共振周波数frに設定した後、送電アンテナ4の駆動周波数を共振周波数frに固定する。このことにより、送電アンテナ4は共振周波数frにて駆動することになる。   Thereafter, the control unit 10 sets the drive frequency of the power transmission antenna 4 to the resonance frequency fr, and then fixes the drive frequency of the power transmission antenna 4 to the resonance frequency fr. As a result, the power transmission antenna 4 is driven at the resonance frequency fr.

次に、第3の実施の形態では、制御部10は、ステップS20の処理で、電流検出部12により送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し、検出結果を取り込む。   Next, in 3rd Embodiment, the control part 10 detects the drive current DI of the power transmission antenna 4 by the electric current detection part 12, and takes in a detection result by the process of step S20.

その後、制御部10は、ステップS21の判断処理で、電流検出部12からの共振用コンデンサ5の駆動電流DIと記憶部11に記憶された最適値のデータとの比較を行う。
この場合、検出した駆動電流DIが最適値を上回っていると判定した場合には、制御部10は、ステップS22の処理で、送電アンテナ4の駆動電圧源8の駆動電圧を下げるように制御し、逆に、検出した駆動電流DIが最適値を下回っていると判定した場合には、駆動電圧源8の駆動電圧を上げるように制御して、送電アンテナ4の駆動電流DIが最適値になるように駆動電圧源8の駆動電圧を設定する。
Thereafter, the control unit 10 compares the drive current DI of the resonance capacitor 5 from the current detection unit 12 with the optimum value data stored in the storage unit 11 in the determination process of step S21.
In this case, when it is determined that the detected drive current DI exceeds the optimum value, the control unit 10 performs control so as to lower the drive voltage of the drive voltage source 8 of the power transmission antenna 4 in the process of step S22. Conversely, if it is determined that the detected drive current DI is below the optimum value, the drive voltage DI of the power transmission antenna 4 is set to the optimum value by controlling the drive voltage of the drive voltage source 8 to be increased. Thus, the drive voltage of the drive voltage source 8 is set.

ここで、制御部10は、送電アンテナ4の駆動電流DIが最適値に設定した場合、すなわち、検出した駆動電流DIが最適値と同じになったものと判定した場合には、ステップS23の処理で、送電アンテナ4の駆動電圧を固定する。   Here, when the drive current DI of the power transmission antenna 4 is set to the optimum value, that is, when the control unit 10 determines that the detected drive current DI is equal to the optimum value, the process of step S23 is performed. Thus, the drive voltage of the power transmission antenna 4 is fixed.

その後、制御部10は、ステップS24の処理で、一定時間を計測(一定時間をtとすると、t=t+Δt)し、一定時間経過後に、処理を再びステップS10に戻す。すなわち、制御部10は、一定時間経過後、再度、ステップS10の処理で送電アンテナ4の駆動電流DIを検出し、そしてステップS11の判断処理で送電アンテナ4の駆動周波数と共振周波数frとが一致しているかどうかを判断する。   Thereafter, the control unit 10 measures a fixed time in the process of step S24 (t = t + Δt, where t is a fixed time), and returns the process to step S10 again after the fixed time has elapsed. That is, after a predetermined time has elapsed, the control unit 10 detects the drive current DI of the power transmission antenna 4 again in the process of step S10, and the drive frequency of the power transmission antenna 4 matches the resonance frequency fr in the determination process of step S11. Determine whether you are doing it.

この場合、制御部10は、駆動周波数と共振周波数frとがずれていた場合、再度、ステップS12を介してステップS10からステップS13の処理を行うことで、駆動周波数を共振周波数frに設定し直すように制御する。   In this case, when the drive frequency and the resonance frequency fr are deviated, the control unit 10 resets the drive frequency to the resonance frequency fr by performing the processing from step S10 to step S13 again via step S12. To control.

その後、制御部10は、駆動周波数を共振周波数frに設定後、前記同様にステップS21からステップS22の処理を繰り返すことにより、送電アンテナ4の駆動電流DIが最適値になるように駆動電圧源8の出力電圧を調整し、そして、ステップS23及びステップS24を介してステップS10の処理に戻るように制御する。   Thereafter, after setting the drive frequency to the resonance frequency fr, the control unit 10 repeats the processing from step S21 to step S22 in the same manner as described above, so that the drive current DI of the power transmission antenna 4 becomes the optimum value. And control to return to the process of step S10 via step S23 and step S24.

以上のように、駆動周波数を共振周波数frに一致させ、更に送電アンテナ4の駆動電圧を駆動電流DIが最適値になるように設定することにより、必要以上に大きな駆動電力にて送電アンテナ4を駆動することがなくなり、より効率的にカプセル内視鏡2に対して電力を給電することができる。   As described above, by setting the drive frequency to the resonance frequency fr and further setting the drive voltage of the power transmission antenna 4 so that the drive current DI becomes an optimum value, the power transmission antenna 4 is driven with a drive power larger than necessary. It is not driven and power can be supplied to the capsule endoscope 2 more efficiently.

尚、第1の実施の形態の方式で常に共振周波数frで駆動するように制御する場合でも、第2の実施の形態と同様、送電アンテナ系に電流検出部12を組み込み、更に制御部10内の記憶部11に駆動電流の最適値のデータを保持することで、第3の実施の形態と同様の最適電流値による送電アンテナ4の駆動が可能になる。この場合は、電流検出部12は駆動電流DIの最適値の設定のみに使用される。   Even in the case of controlling to always drive at the resonance frequency fr by the method of the first embodiment, as in the second embodiment, the current detection unit 12 is incorporated in the power transmission antenna system, and further inside the control unit 10 By storing the data of the optimum value of the drive current in the storage unit 11, it becomes possible to drive the power transmission antenna 4 with the optimum current value as in the third embodiment. In this case, the current detector 12 is used only for setting the optimum value of the drive current DI.

従って、第3の実施の形態によれば、送電アンテナ4の駆動周波数を確実に共振周波数frに一致させることに加え、送電アンテナ4の駆動電流DIが最適値になるように送電アンテナ4の駆動電圧を設定することにより、必要以上に大きな駆動電力にて駆動することがなくなり、効率的にカプセル内視鏡2に対して給電することが可能となる。
また、駆動周波数と共振周波数frが一致した際に、送電アンテナ4の駆動電流DIが大幅に増加し、送電アンテナ4に大電流が流れることを防ぐことができる。
Therefore, according to the third embodiment, in addition to ensuring that the drive frequency of the power transmission antenna 4 matches the resonance frequency fr, the drive of the power transmission antenna 4 is set so that the drive current DI of the power transmission antenna 4 becomes an optimum value. By setting the voltage, the capsule endoscope 2 can be efficiently supplied with power without being driven with an unnecessarily large driving power.
Further, when the drive frequency and the resonance frequency fr coincide with each other, the drive current DI of the power transmission antenna 4 is significantly increased, and a large current can be prevented from flowing through the power transmission antenna 4.

本発明は、以上述べた第1から第3の実施の形態のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。   The present invention is not limited to the first to third embodiments described above, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.

本発明に係る第1の実施の形態の無線給電システムの全体構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing an overall configuration of a wireless power feeding system according to a first embodiment of the present invention. 図1のカプセル内視鏡を患者の口から挿入する状態を示す説明図。Explanatory drawing which shows the state which inserts the capsule endoscope of FIG. 1 from a patient's mouth. 図1の共振用コンデンサの温度及び容量に基づく温度特性を示すグラフ。The graph which shows the temperature characteristic based on the temperature and the capacity | capacitance of the capacitor | condenser for resonance of FIG. 送電アンテナの駆動周波数に基づくインピーダンス及び駆動電流特性を示すグラフ。The graph which shows the impedance and drive current characteristic based on the drive frequency of a power transmission antenna. 第1の実施の形態の動作を説明するもので図1の制御部による制御例を示すフローチャート。FIG. 3 is a flowchart for explaining the operation of the first embodiment and showing a control example by the control unit of FIG. 1. 本発明に係る第2の実施の形態の無線給電システムの全体構成を示すブロック図。The block diagram which shows the whole structure of the wireless power feeding system of 2nd Embodiment which concerns on this invention. 第2の実施の形態の動作を説明するもので図6の制御部による制御例を示すフローチャート。FIG. 7 is a flowchart for explaining the operation of the second embodiment and showing a control example by the control unit of FIG. 6. 図7に示す制御部による制御例の変形例を示すフローチャート。The flowchart which shows the modification of the example of control by the control part shown in FIG. 本発明に係る第3の実施の形態の無線給電装システムの動作を説明するための図9の制御部による制御例を示すフローチャート。The flowchart which shows the example of control by the control part of FIG. 9 for demonstrating operation | movement of the wireless power supply system of 3rd Embodiment which concerns on this invention. 従来の無線給電システムの構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the conventional wireless power supply system. 従来の無線給電システムにおける一次コイルの配置状態を示す説明図。Explanatory drawing which shows the arrangement | positioning state of the primary coil in the conventional wireless electric power feeding system.

符号の説明Explanation of symbols

1、1A…無線給電システム、
2…カプセル内視鏡、
2A…電源部、
3…無線給電装置、
4…送電アンテナ、
4a、4b…送電コイル、
5…共振用コンデンサ、
6…温度検出部、
7…駆動回路、
8…駆動電圧源、
9…発振器、
10…制御部、
11…記憶部、
12…電流検出部、
21…二次コイル、
22…芯、
23…共振用コンデンサ、
23…二次コイル、
24…整流回路、
fr…共振周波数。
1, 1A ... wireless power feeding system,
2 ... capsule endoscope,
2A ... power supply,
3 ... Wireless power feeding device,
4 ... Power transmission antenna,
4a, 4b ... power transmission coil,
5 ... Resonant capacitor,
6 ... temperature detector,
7 ... Drive circuit,
8 ... Driving voltage source,
9 ... Oscillator,
10 ... control unit,
11 ... storage unit,
12 ... Current detection unit,
21 ... Secondary coil,
22 ... Core
23: Resonance capacitor,
23 ... secondary coil,
24 ... rectifier circuit,
fr: Resonance frequency.

Claims (2)

無線方式により電力を受電する受電アンテナ側に無線方式により電力を送信するためのコイルと共振用コンデンサを有する送電アンテナと、
前記送信アンテナを駆動するためのクロック信号を生成する発振器と、
前記発振器からのクロック信号に基づき前記送電アンテナを駆動する駆動回路と、
前記駆動回路に接続され、前記送電アンテナに駆動電圧を供給するための駆動電圧源と、
前記送信アンテナの共振周波数を求めるための前記送電アンテナの動作情報を検出する検出部と、
前記検出部による検出結果に基づいて、前記送電アンテナの共振周波数を決定し、前記送電アンテナの駆動周波数が前記共振周波数に一致するように前記発振器を制御する制御部と、
を具備し
前記検出部は、前記共振用コンデンサの温度を検出する温度検出部であることを特徴とする無線給電システム。
A power transmission antenna having a coil and a resonance capacitor for transmitting power by a wireless system to a power receiving antenna side that receives power by a wireless system;
An oscillator for generating a clock signal for driving the transmitting antenna;
A drive circuit for driving the power transmission antenna based on a clock signal from the oscillator;
A driving voltage source connected to the driving circuit for supplying a driving voltage to the power transmission antenna;
A detection unit for detecting operation information of the power transmission antenna for obtaining a resonance frequency of the transmission antenna;
A control unit that determines a resonance frequency of the power transmission antenna based on a detection result by the detection unit, and controls the oscillator so that a driving frequency of the power transmission antenna matches the resonance frequency;
Equipped with,
The wireless power feeding system according to claim 1, wherein the detection unit is a temperature detection unit that detects a temperature of the resonance capacitor .
前記制御部は、前記共振用コンデンサの温度特性データを記憶した記憶部を有し、前記温度検出部により検出した前記共振用コンデンサの温度と、前記記憶部に記憶している前記共振用コンデンサの温度特性データとに基づいて前記共振用コンデンサの容量値を求め、この求めた共振用コンデンサの容量値から、前記送信アンテナの共振周波数を決定し、決定した共振周波数に前記送信アンテナの駆動周波数を一致させるように制御することを特徴とする請求項1に記載の無線給電システム。 The control unit includes a storage unit that stores temperature characteristic data of the resonance capacitor, the temperature of the resonance capacitor detected by the temperature detection unit, and the resonance capacitor stored in the storage unit. Based on the temperature characteristic data, the capacitance value of the resonance capacitor is obtained, and from the obtained capacitance value of the resonance capacitor, the resonance frequency of the transmission antenna is determined, and the drive frequency of the transmission antenna is set to the determined resonance frequency. The wireless power feeding system according to claim 1, wherein the wireless power feeding system is controlled to match .
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