胃腸管からのデータを収集するために特に最適な、また他の環境からのデータを収集するための最適な検査デバイス及び装置が開示されている。検査装置は、第１のモジュール（１）と第２のモジュール（５０）を含んでいる。第１のモジュールは、コントローラ（１５）、トランスミッタ（２５）、及びセンサ素子（４８２）のアレイを含んでいる。コントローラは、アレイにおける１つ以上のセンサ素子を、アレイにおける他のものから独立して、活性化することができる。各センサ素子は、センサアレイが配置されている環境において同じ分析物（例えば、血液）の存在を検出するための生物学的センサである。そのようなデバイスのセンサの最適な較正スキームとルーチンが開示されている。また、電力節約及び空間節約の仕組み、特に、検査デバイスとベースステーションとの間の非同期通信プロトコル、及び検査デバイスの電力供給における変動によるセンサデータにおける変化を補償するための補償の仕組みが開示されている。

【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査デバイス、検査装置及び検査システムに関する。また、本発明は、そのようなデバイス、装置及び／又はシステムを駆動するための方法に関する。本発明は、限定するものではないが、特に生物医学的なデータ及び／又は情報を収集することに関連する。
【０００２】
本発明は、センサを持つ飲み込むことが可能な嚥下型カプセルが患者により飲み込まれ、無線又は他の通信リンクを介して収集されたデータを体内から体外のベースステーションに送信するシステムにおいて特に有用である。しかしながら、本発明は、この適用に限定されるものではなく、人体に移植するためにデザインされた検査デバイスにも使用可能である。また、本発明は局部的な適用、例えば創傷被覆材にも使用できる。さらに、本発明は動物、限定するものではないが、特に家畜、例えば羊及び豚などに使用することができる。適用はほ乳類だけでなく、ほ乳類以外のもの、例えば漁場の魚などにも適用可能である。
【背景技術】
【０００３】
公知の嚥下型カプセルは、センサとして極小型カメラを組み込み、そのカメラが胃腸管を通過するときに胃腸（ＧＩ）管の一連の画像を取得する。カメラにより取得された画像は、無線リンクによりベースステーションに送信される。そこで、一連の画像は、胃腸管における異常を探す熟練のオペレータにより調べられる。そのような画像は有用な診断情報を提供することができるが、各患者のために熟練のオペレータに多くの時間が必要となる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明は、以下に述べるように、３つの関連する展開の形態をとっている。各展開のために、幾つかの観点が存在する。事情が別の方法を求めない限り、いずれの展開の観点も互いに組み合わせ可能であることが理解できるであろう。同様に、事情が別の方法を求めない限り、いずれの展開の如何なる観点も単独で、若しくは一緒に、好ましい及び／又は任意の特徴を組み合わせることが可能である。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
第１の展開
本発明の第１の展開において、公知の嚥下型カプセルのカメラセンサに代替センサを設けることが有利であろうと発明者は理解した。特に、胃腸管の幾つかの病気はカメラセンサを使って検出することが困難である。例えば、胃腸管における出血は、幾つかの病状、例えばクローン病、潰瘍性大腸炎、潰瘍、及び癌などの共通の徴候である。胃腸管における出血は、例えば貧血症などの他の症状が現れるまで、又は鮮血が便に現れるまで分からない。通常、このときまでには、病状は悪化している。腸癌の場合において、ポリープはそれらが癌になる前にしばしば出血する。したがって、もしそれらを早い段階で検出することができるならば、ポリープは安全に取り除くことができ、癌を上手く処理することができる。
【０００６】
便の中の血の存在を検査するために便潜血（ＦＯＢ）検査が知られている。これは、一般的に、ヘモグロビンのペルオキシターゼのような行動に基づくか、若しくは免疫学的検定法に基づくものである。
【０００７】
公知のＦＯＢ検査の一つとしてはグワイヤック樹脂含浸カードが使用される。（木から抽出された）グワイヤック樹脂は、酸化剤の存在により色が変化する。そのような検査は、高く共役された青色キノン化合物を形成するように、水素ペルオキシターゼによってグワイヤック樹脂（アルファグアイアコール酸）の中のフェノール化合物の酸化にヘモグロビンが触媒作用を及ぼすという事実を利用している。グワイヤックに基づくＦＯＢ検査において、便のサンプルは、グワイヤック樹脂で含浸されたカードに病人により塗りつけられる。典型的には、３つの便のそれぞれからの２つのサンプルは、カードが分析のために送られる前に集められるよう要求される。分析室において、水素ペルオキシターゼ顕色液がカードにかけられ、もし血液がサンプルの中に存在していれば、結果として青緑色が現れる。
【０００８】
前述のＦＯＢ検査は、患者がメールを経由して、又はかれらの地元の医者からテストを受け取り、自分のサンプルを取り、カードに塗りつけて、そのカードを分析のため分析室に返還するというスクリーニング検査において使用されている。サンプルを取り、それらをカードに塗りつけることが多分不愉快と感じる、特に年配の人々において、及び特定の民族又は社会背景の人々において、そのようなテストの実行は変更可能である。
【０００９】
したがって、第１の展開の第１の観点において、本発明は、第１のモジュールと第２のモジュールを含む検査装置であって、前記第１のモジュールは、コントローラ、トランスミッタ、及びセンサ素子のアレイを有し、前記コントローラは、前記アレイの中の異なるセンサ素子を使用して異なる時間で前記アレイからのセンサ出力を得るために、前記アレイにおける１つ以上のセンサ素子をアレイにおける他と独立して活性化させることが可能であり、前記トランスミッタは、前記センサ出力から抽出されたセンサデータを、前記第１のモジュールから前記第２のモジュールのレシーバへ送信するよう構成されており、各センサ素子は、センサアレイが配置されるところの環境において同じ分析物の存在を検出するための生物学的なセンサである。
【００１０】
好ましくは、第１のモジュールが、
（ｉ）人間若しくは動物の体を通過するために、飲み込むことが可能であるように、
（ｉｉ）人間若しくは動物の体の中に移植できるように、又は
（ｉｉｉ）人間若しくは動物の体の表面の場所に配置されるように、構成されている。
【００１１】
（ｉ）の適用のためには、第１のモジュールの物理的寸法、及び形状についての限定がなされる。形状に関して、典型的には第１のモジュールが、２．５：１以上、好ましくは３：１又は４：１またはそれ以上のアスペクト比（縦横比）で細長く形成される。勿論、特定の寸法は第１のモジュールが通過すべき胃腸管に従うものである。（ｉｉ）の適用のためには、第１のモジュールの寸法又は形状について特定される幾つかの一般的な限定が存在する。しかしながら、（ｉ）と（ｉｉ）の両方のために、第１のモジュールは生体適合性、及び／又は非毒性の材料で形成されるべきである。（ｉｉｉ）の適用のためには、第１のモジュールは平板な形状を有し、必要に応じて屈曲可能な形状を有することが好ましい。例えば、第１のモジュールは、体の傷をした箇所に設けられるかもしれず、好ましくは、傷を手当てした包帯の上又は内部に設けられるかもしれない。
【００１２】
前記環境における前記分析物の存在を検出するように、各センサ素子が一度だけ活性化されることが好ましい。この方法において、各センサ素子は一度の動作だけ可能であることが好ましい。典型的には、これは、センサ素子が少なくとも一つの反応物を使用する化学反応に頼っているためであり、センサ素子がさらなる測定を実行することが出来ないことを意味する測定のためのセンサ素子における反応物の使用に頼っているためである。
【００１３】
好ましくは、前記センサ出力は、分析物の存在、分析物の非存在；検出された分析物の濃度の定量的な測定値、の少なくとも１つの分析物状態に対応する。したがって、各センサ素子は分析物の濃度の測定を提供することが可能である。しかし、特定の実施例においては、各センサ素子が、分析物濃度が特定の閾値を超える（分析物の存在）、若しくは特定の閾値を下回る（分析物の非存在）のいずれかを決定するだけで十分かもしれない。
【００１４】
好ましくは、前記分析物は、血液、又はヘモグロビン、又は血液の他の構成物、又は血液の分解生成物である。また、分析物は、他の体液、又はその構成物、例えばルーメン（内腔）、消化酵素、食料消化時の食料若しくは生産物、傷からの液体であるかもしれない。
【００１５】
好ましくは、前記アレイにおけるセンサ素子を活性化することは、第１の反応物と第２の反応物との間の化学反応に触媒作用を及ぼすように、センサ素子の環境における分析物の存在を可能とし、センサ素子出力を決定する前記センサ素子により前記化学反応の検出を可能とする。好ましくは、各センサ素子は、少なくとも前記第１の反応物を収容している反応物空間を含んでいる。また、前記反応物空間は前記第２の反応物を収容してもよい。第２の反応物は、前記第１の反応物に接触してもよい。第１と第２の反応物は、互いに接触し、他の反応物の中に１つの反応物の島に形成するか、若しくは他の反応物の中に１つの反応物の粒子を形成してもよい。一般的に、２つの反応物の間の接触の形態は、分析物の欠如において、２つの反応物の互いの反応性に依存し、そしてセンサ素子の有効寿命に依存するものである。
【００１６】
好ましくは、前記反応物空間は、半透過性膜により電解質空間から分けられている。半透過性膜は、酸素、酸素イオン、プロトン、又は他の予め決められたスペシーズを透過できる構成でもよい。典型的には、電解質空間は、作用電極、対向電極及び任意に参照電極を有しており、前記電極が前記電解質空間の電解質と電気的に接触している。この方法において、電極は、反応物空間において第１と第２の反応物の間の反応をモニタするために使用することができ、例えば、第１と第２の反応物の間の反応により生じた酸素、又は酸素イオンをモニタするために使用することができる。
【００１７】
好ましくは、反応物空間は、前記センサ素子の活性化状態で、前記環境に晒されている。各センサ素子は、前記反応物空間をカバーするためのカバー部材を含み、前記カバー部材は、前記反応物空間に晒すことが可能なように少なくとも部分的に取り外すことができる。好ましくは、前記カバー部材は、前記カバー部材に電圧を印加することにより少なくとも部分的に取り外すことが可能である。前記電圧は、前記カバー部材の腐食、溶解、溶融、昇華及び破損の少なくとも１つを誘因するかもしれない。
【００１８】
好ましくは、第１の反応物は、アルファ−グアイアコニック酸又はその誘導体を具備している。好ましくは、第２の反応物は、触媒が存在する状態において第１の反応物を酸化することが可能なメディエータである。
【００１９】
好ましくは、第１のモジュールが配置されるところの環境と接触するよう設けるために、前記センサアレイは前記第１のモジュールの外側表面に設けられている。この方法において、装置における溝や管に沿って移動するように環境から液体を要求することなく、各センサ素子は、（少なくとも活性化のときに）、環境に直接的に晒される。この構成は、胃腸管（例えば、大腸）の幾つかの部位が実質的に固体で、密に固められた状態を有している場合、そこを流れるのが困難であるため、特に好ましい。
【００２０】
センサアレイは、共通の基板上に形成されていてもよい。例えば、各センサ素子は公知のフォトリソグラフィ（写真製版）技術により形成されてもよい。基板は、平面、例えばシリコン単結晶基板でもよい。基板は、第１のモジュールの曲がった外側表面にフィットするように屈曲可能でもよい。基板はそれ自身が第１のモジュールの外側ケースであってもよい。
【００２１】
センサアレイは、少なくとも４個のセンサ素子を含んでもよい。しかしながら、好ましくは、前記アレイは、少なくとも５個、少なくとも６個、少なくとも７個、少なくとも８個、少なくとも９個、少なくとも１０個、少なくとも１２個、少なくとも１４個、少なくとも１６個、少なくとも１８個、少なくとも２０個、少なくとも２５個、少なくとも３０個、少なくとも３５個、少なくとも４０個、少なくとも４５個、又は少なくとも５０個のセンサ素子を有してもよい。
【００２２】
好ましくは、前記コントローラは、前記センサ素子を予め決められた時間間隔で活性化するように駆動する。
【００２３】
第１のモジュールのセンサアレイは、第１のセンサを形成するかもしれない。第１のモジュールはさらに、第２のセンサを含み、前記第２のセンサは第１のモジュールが配置されるところの環境のパラメータを測定するよう駆動する。好ましくは、第２のセンサの出力は、センサアレイのセンサ素子が活性化される時間を決定するために、コントローラにより使用される。例えば、第２のセンサは、第２の展開に関連して述べたように、ｐＨセンサ、又は温度センサの１つかもしれない。
【００２４】
特定の場合において、センサ素子の出力は、分析物の濃度より、環境状態他に依存するかもしれない。例えば、その出力はｐＨ及び／又は温度に依存するかもしれない。その場合、第２のセンサの出力は、第１のセンサの出力を較正するために使用してもよい。さらに、この特徴は第２の展開に関連して述べる。
【００２５】
第１のモジュールがさらに第３のセンサを含み、前記第３のセンサは、第２のセンサにより測定されるパラメータと異なる、第１のモジュールが配置されるところの環境のパラメータを測定するために駆動される。好ましくは、第２と第３のセンサの両方の出力は、センサアレイのセンサ素子が活性化される時間を決定するためにコントローラにより使用される。
【００２６】
好ましくは、第２及び第３のセンサは、ｐＨセンサ、温度センサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、バイオケミカルセンサ、オプチカルセンサ、音響センサから選択される。
【００２７】
第１の展開の第２の観点において、本発明は、第１のモジュール及び第２のモジュールを含み、前記第１のモジュールがコントローラ、トランスミッタ、及びセンサ素子のアレイを有する検査装置の駆動方法を提供することであって、この駆動方法は、
（ｉ）第１の時間ｔ１で少なくとも１つのセンサ素子からセンサ出力を得るために、前記コントローラが、前記アレイにおける前記少なくとも１つのセンサ素子を、前記アレイにおける他のセンサ素子から独立して活性化するステップ；
（ｉｉ）ｔ１と異なる時間ｔ２で少なくとも１つのさらなるセンサ素子からのセンサ出力を得るために、前記コントローラが、前記アレイにおける前記少なくとも１つのさらなるセンサ素子を、前記アレイにおける他のセンサ素子からと独立して活性化するステップ；
（ｉｉｉ）センサデータを前記第１のモジュールから前記第２のモジュールのレシーバに送信するステップを含み、
各センサ素子は、センサアレイが配置されるところの環境における同じ分析物の存在を検出するための生物的なセンサである。
【００２８】
好ましくは、異なる時間ｔで前記環境における前記分析物の検出又は欠如に応答して、前記アレイからの一連のセンサ出力を得るために、コントローラが前記異なる時間ｔで連続的に前記センサ素子を活性化するステップをさらに含んでいる。
【００２９】
好ましくは、前記分析物の存在を検出するために、各センサ素子が一度だけ最大に活性化される。
【００３０】
好ましい及び／又は任意の特徴を含む第１の展開のいずれの観点も、他の事情の要求が無い限り、好ましい及び／又は任意の特徴を含む第２又は第３の展開のいずれの観点も組み合わせることができる。
【００３１】
第２の展開
現在の嚥下型カプセル又は移植検査装置が持つ問題は、それらがユーザにより較正することができない点である。それ故、それらは相対的な表示（例えば、ｐＨにおける変化）を提供するだけであり、絶対的な値は提供できなかった。それらのダイナミックレンジを変更することは出来ないし、それでデータの多くはセンサの増幅器の飽和状態を通して失われる。
【００３２】
したがって、第２の展開の第１の観点において、本発明は、人間若しくは動物の体の消化器系を通る通路のために、又は人間若しくは動物の体に移植するためにデザインされた検査デバイスを提供することであり、このデバイスは、第１のパラメータを測定するための第１のセンサ、較正ルーチンに従って第１のセンサを較正するための電気回路若しくはソフトウエア、及び第１のセンサの出力から抽出されたデータを外部装置に送信するためのトランスミッタを有している。
【００３３】
ここで、用語「較正」は次に示すあらゆる、又は幾つかの状態を示すためによく一般的に用いられている。
センサ出力に対する真の物理的な値を対応付けること（例えば、ｐＨ、℃、酸素濃度、又はセンサにより出力された電圧に対して他の値を対応付けること）、センサのダイナミックレンジを調整又は適正化すること、センサに零出力を行うこと、公知の値に対する相対的なセンサ出力を形成すること、及び／又はセンサにおけるずれを補償すること；である。
【００３４】
この方法において、センサは、更に正確な情報若しくは絶対的な値、又はユーザに対して特に関連する情報を与えるように較正することができる。
【００３５】
第２の展開の第２の観点において、本発明は、パラメータを測定するためのシステムを提供するものであり、このシステムは、第２の展開の第１の観点による検査デバイスの形態における第１のモジュールと、前記第１のモジュールのトランスミッタにより送信されたデータを受信するためのレシーバを有する第２のモジュールとを具備している。第２のモジュールは、第２の展開の第１の観点において述べた「外部装置」として動作する。
【００３６】
第２の展開の第３の観点において、本発明は、パラメータを測定するためのシステムを提供するものであり、このシステムは、第１のパラメータを測定するための第１のセンサと、前記第１のセンサにより作成された測定値と前記第１のモジュールにより生成された較正データとを第２のモジュールへ送信するためのトランスミッタとを有する検査デバイスの形態の第１のモジュール、
前記第１のモジュールのトランスミッタにより出力されたデータを受信するためのレシーバと、前記データを処理するためのプロセッサとを有する第２のモジュール、を具備し、
前記第２のモジュールのプロセッサは、第１のセンサにより作成された測定値を、較正ルーチンに従って及び前記第１のモジュールにより送られた較正データに基づいて較正するよう構成されている。好ましくは、検査デバイスは、嚥下型カプセルであるか、又は人間若しくは動物の体に移植するために設計されている。
【００３７】
上記の観点における較正ルーチンは、センサのダイナミックレンジを適正化するためのルーチンでもよい。ここで、適正化とは改良することを意味し、可能な限り最高のダイナミックレンジとすることを要求するものではない。
【００３８】
較正ルーチンは、前記第１のセンサの出力の時が経つにつれて生じるずれを補償するためのルーチンであり、この補償は、センサの時が経つにつれて生じるずれのモデルに従って実行される。
【００３９】
センサの時が経つにつれて生じるずれのモデルは、メモリに記憶された予め決められたモデルでもよい。この予め決められたモデルは、実験的に得られたモデル、若しくは理論的なモデル（もし、センサのずれの物理理論が十分に理解されているのであれば）でもよい。
【００４０】
また、センサのずれのモデルは、センサにより測定された以前のデータポイントを外挿することにより、センサが使用されている間に計算してもよい。例えば、一定のずれが存在しているのであれば、それは興味のある不連続である。この場合、多項式フィット(polynomial fit)、又は移動平均法(moving average method)が実時間におけるずれをモデル化するために使用することができる。
【００４１】
好ましくは、センサ出力は、センサずれを補償するために、前記モデルに従って、規則的な時間間隔で調整される。
【００４２】
第２の展開の第４の観点において、本発明は、嚥下型カプセルの形態における検査デバイス、若しくは人間若しくは動物の体に移植するためにデザインされたデバイスを提供することであり、そのデバイスは、第１のパラメータを測定するための第１のセンサと、第２のパラメータを測定するための第２のセンサと、前記第１及び／又は第２のセンサからの出力に基づくデータを外部装置に送信するためのトランスミッタ、及び第２のセンサからの出力が予め決められた特性を表示したとき、第１のセンサをオン状態に切り替える、又は第２のセンサからの出力が前記予め決められた特性を表示してから設定された時間経過後に第１のセンサをオン状態に切り替えるためのコントローラ、を具備している。
【００４３】
第２の展開の第５の観点において、本発明は、飲み込むことが可能な嚥下型カプセルの形態における検査デバイスを提供することであり、そのデバイスは、第１のパラメータを測定するための第１のセンサ、前記第１及び／又は前記第２のセンサからの出力に基づくデータを外部装置に送信するためのトランスミッタ、及び検査デバイスが身体の特定の位置にあることを示す第１のセンサ出力における特性の事象を検出するよう構成され、そして検査デバイスの位置を示す位置データを、メモリに記憶し、及び／又は外部装置に送信するよう構成されているプロセッサを具備している。
【００４４】
好ましい及び／又は任意の特徴を含む第２の展開のいずれの観点も、他の事情の要求が無い限り、好ましい及び／又は任意の特徴を含む第１又は第３の展開のいずれの観点をも組み合わせることができる。
【００４５】
第３の展開
公知のシステムにおいて、カメラ及び無線トランスミッタを有する飲み込むことができる嚥下型カプセルは、病人により飲み込まれる。そのようなシステムにおける困難性は、カプセルの寸法が、飲み込むことができることを必要とするという事実に限定されることである。それ故、カプセルの内側空間と、それにより運ぶことができる構成物の数は、非常に限定されている。
【００４６】
カプセルを小さく形成し、又はカプセルの内側にある必要な電気構成物を簡略化することによりカプセルの内側の利用可能な空間を増大することは望ましいことである。また、カプセルの電力消費を最少化することは望ましいことである。しかしながら、カプセルの機能性及びデータの完全性に影響を与えることなくこれをなすことは困難である。
【００４７】
したがって、最も一般的には、第３の展開の第１の観点において、本発明は、第１のデータ検査及び送信モジュール、及び第１のモジュールからのデータを受信し、第１のモジュールの電力における変動によるずれを補償するよう構成された第２の受信モジュールとを具備するシステムを提供することである。この方法において、第１のモジュールは非常にシンプルに作成することが可能であり、そしてユーザにかなり正確なデータを常に提供できるように、第２のモジュールが、これらの欠点を補償することができるので、比較的に不正確なクロック、及び／又は電力の変動を有している。
【００４８】
本発明は、人間若しくは動物の体からデータを収集するために特に有用であると同時に、また食料及びプロセスコントロール産業において、並びに、実際のところ、データ検出及び送信デバイスが小型若しくは軽量に維持されるように、又は最少の消費電力を持つようにあらゆる状況において適用される。
【００４９】
第３の展開の第１の観点において、本発明は、データを収集するための装置を提供することであり、その装置は、
第１のクロックと、少なくとも１つのセンサと、前記第１のクロックと前記少なくとも１つのセンサに電力を供給するための電力供給と、及び前記少なくとも１つのセンサからのセンサデータを送信するためのトランスミッタと、を有する第１のモジュール、並びに
第２のクロックと、レシーバと、及び前記第１のモジュールのトランスミッタから送られたデータを受信し、第１のクロックのクロックレートを推定し、前記推定され第１のクロックレートに基づいてセンサデータを調整することにより、前記第１のモジュールの電力源の電力における変動について、受信したセンサデータを補償するプロセッサと、を有する第２のモジュールを具備している。
【００５０】
センサデータは、少なくとも１つのセンサによりなされた測定に基づくものでもよい。好ましくは、第１のモジュールは、人間若しくは動物の体の内部、又は通路に配置されていると都合がよい。
【００５１】
上記の構成は、第１のモジュールの電力供給から出力された電力における変動ために生じる、第１のモジュールからのセンサデータにおけるずれを、第２のモジュールが補償することが可能である。通常、電力供給から出力された電力における変動は、センサにより測定された値における変動に応動するものであろう（例えば、幾つかのセンサ及びＡＤＣのための、与えられた刺激に反応する出力は、電力供給により供給された電力と比例関係を有するものである。）。それ故、上記の装置では、第１のモジュールの電力供給からの電圧を調整するために大きな（及び電力を消耗する）電圧調整回路を無くすことが可能となる。
【００５２】
これは、第１のクロックの周波数、又はクロックレートが電力供給から受け取った電圧に関連することを発明者の観察により可能となったものである。それ故、第１のクロックのクロックレートを推定し、その変動を通知することにより、センサデータにおける変動を（に対応する）補償を行うことが可能となる
【００５３】
第１のクロックのクロックレートを「推定」するということは、データが第２のモジュールにより受け取られるときのレートを通知し、そしてデータが受け取られたときのレートに基づいてセンサデータを補償することを含んでいる（なぜなら、データが第２のモジュールにより受け取られたときのレートが、幾つかの送信プロトコルの中にあり、第１のクロックのクロックレートに直接関連するためである）。
【００５４】
好ましくは、第１のモジュールのトランスミッタはワイヤレスのトランスミッタであり、そして第２のモジュールのレシーバはワイヤレスのレシーバである。「ワイヤレス」とは、二つのものが有線通信リンクにより互いに接続されているものではない（これは可能であるが、好ましくはない）。好ましくは、トランスミッタがラジオトランスミッタ（ラジオ周波数トランスミッタ）であり、レシーバはラジオレシーバ（ラジオ周波数レシーバ）である。他の可能性としては、磁気誘導、音又は光の通信リンクが含まれる。
【００５５】
好ましくは、第１のモジュールは飲み込むことが可能な嚥下型カプセルである。それは、人間の消化器系を通る通路、特に腸のためにデザインされてもよい。典型的には、約大きなビタミン錠剤の大きさであるが、如何なる場合においても通常は４０ｍｍｘ１２ｍｍより大きくないであろう。
【００５６】
また、カプセルを動物の消化器系を通る通路のためにデザインしてもよく、特に家畜、例えば畜牛、羊及び豚などを含むが、これらに限定されるものではない。カプセルが動物の胃の中に止まらないように、カプセルは５０ｍｍより短い大きさが好ましい。ほ乳類に追加して、本発明は非ほ乳類、例えば養殖の魚に使用してもよい。
【００５７】
また、第１のモジュールは体、好ましくは人間の身体に植え込むためにデザインされた移植物でもよい。好ましくは、モジュールを通りすぎて体液が通路を流れるようにモジュールは開口を有しており、例えば環状でもよい。好ましくは、第１のモジュールが大腸に挿入されるよう設計されていてもよい。
【００５８】
また、第１のモジュールは、動物の体に植え込むために設計されたインプラントでもよく、例えばそれは動物の胃の中に「刺さる」又は配置されるものであろう。この場合において、典型的に、１３ｃｍより短く、好ましくは畜牛用としては１２−１３ｃｍであり、羊用としては１０ｃｍ以下である。
【００５９】
一般的に、第１のモジュールは、各時間で測定されたセンサの読みにそれぞれ対応する一連のセンサの値を出力し、そしてそれぞれのセンサの値のために、第２のモジュールのプロセッサは、前記センサの値が読み取られたときの第１のクロックのクロックレートを推定し、前記第１のモジュールの電力供給からの電力における変動を補償するようそれぞれのセンサの値を調整する。
【００６０】
好ましくは、予め決められたデータ量を受け取るように第２のモジュールのために設定された第２のクロック、及び予め決められたデータ量を出力するように第１のモジュールのために設定された第１のクロックのクロック周期の公知の数に従った、時間区分に基づいて、第１のクロックのレートは推定される。クロック周期の数は、データを出力するための第１のモジュールにおけるプロセッサの構成又はプログラミングから知ることが可能であり、及び／又は第１のモジュールにより使用された送信プロトコルから知ることができる。予め決められた量としては、例えば単一ビットのデータ、又は１バイトのデータでもよい。
【００６１】
例えば、１バイトのデータを伝送するために、第１のモジュールのための第１のクロック周期がｘであり、第２のモジュールがｔ秒間に１バイトを受け取ることが知られている場合、第１のクロックレートは、ｘ／ｔ Ｈｚである。
【００６２】
好ましくは、補償は、センサと電力供給により供給された電圧との予め決められた関係（ｉ）、及び第１のクロックのクロックレートと電力供給により第１のクロックに供給された電圧との間の予め決められた関係（ｉｉ）に基づいて実行される。例えば、センサにより読み取られたセンサの値は、それらが読み取られるときの電力供給電圧に比例してもよく、若しくはセンサデータの値は、センサに接続されたＡＤＣ又は増幅器に対して電力供給により供給された電圧に比例してもよい。電力供給電圧（Ｖ）は、指数関数的な式、対数の式、又は多項式に従って第１のクロックのクロックレート（ｆ）に関連してもよい。他の可能性は、当業者に明白であろう。これらの予め決められた関係は、実験上、又は理論上でもよい。電力供給電圧（Ｖ）と一実施例における第１のクロックのクロックレートとの間の関係は、
Ｖ＝Ａｌｏｇ_１０ｆ＋Ｂ
である。ここで、ＡとＢは一定である。
【００６３】
好ましくは、センサデータは、そのデータが１つ又はそれ以上のデータパケットに分かれるプロトコルに従ってトランスミッタにより送信され、各データパケットは予め決められた固定長を持っており、この構成において、各データパケットは、信号送信のない期間（「ゼロ期間」）により、他のデータパケットから分離されている。これは、データパケット間のギャップ（「ゼロ期間」）に基づくノイズからデータパケットを容易に識別することができるように、第２のモジュールためになされている。例えば、繰り返しルーチンは、信号が送信されていない「ゼロ」期間に挟まれた期間のデータパケットを見つけるために、信号の両端からサーチすることができる。好ましくは、信号が送信されていない期間の長さは、データパケットの期間の長さより長い。一実施例において、マンチェスタシステム(Manchester system)は通信プロトコルとして使用されている。
【００６４】
好ましくは、各データパケットは、データパケットの開始をマークする１つ以上のビットのスタートシーケンスと、データパケットの終了をマークする１つ以上のビットのストップシーケンスを有している。これはデータパケットの識別をさらに補助するものである。
【００６５】
好ましくは、前記第１のモジュールから前記第２のモジュールへの信号送信は非同期である。ここで非同期とは、信号送信が、データが送られたときの時間に関連するデータを含まないことを意味する。一般的に、送信プロトコルに同期し認識するために、２つのモジュールが互いに通信するという事前の「ハンドシェーキング」ステップを、非同期送信では要求するものではない。好ましくは、第１のモジュールは、次のデータパケットを送る前にデータパケットの受け取りを確認するよう、第２のモジュールを待たない（例えば、ＲＳ３２２プロトコルにおけるように）。これは、可能であるけれども、第１のモジュールのサイズと電力消費が増大するという、第１のモジュールのレシーバが求められるであろう。
【００６６】
好ましくは、少なくとも１つのセンサは、温度センサ、カメラ、血液センサ。ｐＨセンサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、又は圧力センサから選ばれる。他の可能性のあるセンサは、この明細書を読んでいる当業者であれば明白であろう。特に、センサは、第１の展開に関して述べたセンサアレイであることが好ましい。
【００６７】
好ましくは、第１のモジュールは、第１のモジュールの電力供給から出力された電圧を調整するためのレギュレータを持つものではない。これは、電力を削減するものであり、実現可能である、なぜなら第２のモジュールが第１のモジュールの電力供給における変動を補償することができるためである。
【００６８】
第１のクロックは、２０より少ない代表値Ｑを有する低Ｑクロックを持ってもよい。発振器の品質因子、Ｑは、その共振幅により分割されたその共振周波数として定義されている。
【００６９】
一般的に言えば、高Ｑということは発振器が自然共振周波数に近い周波数だけを出力すると言うことであるので、Ｑが高くなれば、その出力周波数はより純粋になる。しかし、このシステムは、中心周波数を使うことにより低Ｑの共振器でさえ扱うことができる。さらに、より正確なクロックは、送信されたセンサデータに時刻を刻印する（時刻を対応付ける）ように第２のモジュールの中で使用することができるので、第１のモジュールのクロックに対する正確で安定した要求はさらに緩和され得る。
【００７０】
それ故、低消費電力を持つ小型で低価格の発振器は、第１のモジュールにおけるデータの処理と送信を調整するために、水晶発振器に代わって使用することができる。例えば、ＲＣ緩和発振器、リング発振器、双安定マルチバイブレータ、コルピッツ発振器、又はハートレー発振器が使用されるであろう。他の安定した低Ｑの発振器は、当業者には明らかであろう。
【００７１】
好ましくは、第１のモジュールのトランスミッタは、ＣＤＭＡシステムに従って送信する。これは、（ベースステーションとして機能する）第２のモジュールと通信するための幾つかのチャンネルを持つ可能性を含んでいるという幾つかの有利な点を持つものである。好ましくは、上記で定義したように、複数の第１のモジュールがあり、各第１のモジュールは異なるチャンネルで送信する。また、複数の第１のモジュールは、周波数分割多重方式を使用する第２のモジュールで通信してもよい。
【００７２】
第１のモジュールは、第２のモジュールにおけるトランスミッタから送信された信号を受け取るためのレシーバを有してもよい。この場合、第１と第２のモジュールとの間の通信リンクは、単方向又は双方向でもよい。複数の第１のモジュールのそれぞれにおけるレシーバの存在は、時間分割多元接続方式に従って第１のモジュールと第２のモジュールとの間で実行されるように通信を可能とするものである。
【００７３】
第２のモジュールのトランスミッタは、好ましくはワイヤレストランスミッタであり、そして第２のモジュールのレシーバは、ワイヤレスレシーバである。「ワイヤレス」とは２つが有線通信リンクにより互いに接続されていないものを意味する（有線リンクは可能であるが、好ましくはない）。好ましくは、トランスミッタはラジオトランスミッタ（ラジオ周波数トランスミッタ）であり、そしてレシーバはラジオレシーバ（ラジオ周波数レシーバ）である。他の可能性のあるものとしては、磁気誘導、音又は光通信リンクが含まれる。
【００７４】
好ましくは、プロセッサは、確率ヒストグラムを形成し、電圧閾値を決定し、アナログ信号における「０」と「１」を識別するために、レシーバからのアナログ信号を前処理するよう構成されている。この方法において、「０」と「１」のための閾値が動作状況に適合するよう調整され、精度を改良することができるので、弱い信号でさえ検出することが容易となる。
【００７５】
第１のモジュールは、通常それ自身のプロセッサとメモリを有している。メモリは、読み出し専用メモリ、読み出し書き込み可能なメモリ、例えばＤＲＡＭ，ＳＲＡＭ若しくはＦＬＡＳＨでもよく、又はメモリの両方の形式を含むものでもよい。読み出し書き込み可能なメモリは（もし存在するなら）、プロセッサで使用するためのプログラムを記憶するために使用してもよく、この方法において、第１のモジュールの動作は柔軟になされる。また、メモリは第２のモジュールから送られた指令、若しくは検出されたデータ等に関連するデータを記憶してもよい。
【００７６】
第１のモジュールから第２のモジュールに送信されたデータは、第２のモジュールからさらなる分析のため、若しくはユーザに表示するために他のデバイスに送信してもよい。例えば、データを携帯電話や他のデバイスにブルートゥース又は他のプロトコルを介して送信するよう構成してもよい。第２のモジュールはサーバに連結してもよく、それによりデータを見ることができ、及び／又は第２のモジュールはインターネット又は他のネットワークを介して遠隔的に操作される。モジュール間及び他のいかなるデバイスへのデータ送信、そしてネットワークを介したいかなるアクセスでも、暗号化、個人鍵と公開鍵の技術、又は他の安全性のプロトコルによりセキュリティを確保してもよい。
【００７７】
第３の展開の第２の観点において、本発明は、嚥下型カプセル、又は人間の体に植え込むためのインプラントの形態における検査デバイスを提供するものであり、この検査デバイスは、クロック、少なくとも１つのセンサ、前記クロックと前記少なくとも１つのセンサに電力を供給するための電力供給、及びセンサデータを前記少なくとも１つのセンサから送信するためのトランスミッタを具備するものであり、この構成において、検査デバイスは、電力供給から出力された電圧を調整するためのレギュレータを有しておらず、及び／又は非同期プロトコルに従って外部装置にデータを送信するよう構成されている。
【００７８】
この構成は、低消費電力で低価格の構成で小型の検査デバイスを提供することができる。
【００７９】
第３の展開のこの第２の観点の検査デバイスは、第３の展開の第１の観点に関連する前述の第１のモジュールのすべての特徴を持ってもよい。
【００８０】
好ましくは、検査デバイスは、外部装置からのデータを受信するためのレシーバを持つものではない。これは、検査デバイスを小型で電力消費の低減の維持を可能とする。
【００８１】
好ましくは、検査デバイスのクロックは２０より小さいＱの値を有する低Ｑクロックである。
【００８２】
好ましくは、少なくとも１つのセンサが血液センサである。しかしながら、例えば第３の展開の第１の観点で述べたように、多くの他のセンサが使用できる。さらに、第３の展開の第１の観点におけるように、検査デバイスは１つより多くのセンサを有している。
【００８３】
好ましくは、検査デバイスは１つ以上の溝を持つ外側ケースを有しており、その溝は外側ケースの１つ以上の開口に向かって流動体を流すためのものである。また、この特徴は、第３の展開の第１の観点、若しくはいかなる展開の観点に対しても適用してもよい。これはセンサとこれらのセンサが検出している環境との間の接触を容易なものとするものである。
【００８４】
第３の展開の第３の観点において、本発明は、外側ケース、少なくとも１つのセンサ、及び前記少なくとも１つのセンサにより測定された値に基づくセンサデータを送信するためのトランスミッタを具備する嚥下型カプセルを提供するものであり、この構成において、カプセルの外側ケースは、腸の器官を通過するときにカプセルが回転するよう、少なくとも１つのヘリカル溝、突起、又は刻みを有している。カプセルの回転は、それらが示している方向における一方向だけでなく、周りの環境の全てからデータを収集することができることを意味し、それにより利用できるデータが増大し、センサの数量が削減される。
【００８５】
第３の展開の第３の観点の嚥下型カプセルは、第１のモジュール、若しくは前記の観点と展開における検査デバイスの全ての特徴を有してもよい。また、本発明の如何なる展開において他の観点の全てを組み合わせることも自由に行うことが可能である。
【００８６】
第３の展開の第４の観点において、本発明は、第１のクロックと、少なくとも１つのセンサと、前記第１のクロックと前記少なくとも１つのセンサに電力を供給するための電力供給と、及び前記少なくとも１つのセンサからセンサデータを送信するためのトランスミッタと、を有する第１のモジュール、及び
第２のクロックと、レシーバと、及びプロセッサと、を有する第２のモジュール、を具備するシステムにおけるデータの送受信の方法であって、
前記少なくとも１つのセンサの出力に基づいたセンサデータを第２のモジュールのレシーバに送信するステップ、及び
第１のクロックのクロックレートを推定し、前記推定された第１のクロックレートに基づき、センサデータを調整することにより、前記第１のモジュールの電力供給部の電力における変動について、前記受信されたセンサデータを補償するために第２のモジュールのプロセッサを使用するステップ、を有する方法。
【００８７】
好ましい及び／又は任意の特徴を含む第３の展開のいずれの観点も、他の事情の要求が無い限り、好ましい及び／又は任意の特徴を含む第１又は第２の展開のいずれの観点も組み合わせることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００８８】
図１は飲み込むことが可能な嚥下型カプセルの形態における検査デバイスを示している。カプセルは、患者が飲み込むことができるように、そして胃腸管を通るようにデザインされている。これは、胃腸病の診断において使用される、胃及び腸からのデータを収集するために特に有用である。しかしながら、本発明はこのような適用に限定されるものではなく、カプセルを体の他の部位、若しくは他の環境からのデータを収集するために使用してもよい。
【００８９】
カプセルは、体内の液体及び酸から検査デバイスの内部電気構成品を保護する外側ケース２を有している。嚥下型カプセルは、典型的には、大きなビタミン剤のサイズであり、しかし消化器官を通る大きさであり、胃袋に止まらないような大きさでなければならず、それ故、約４０ｍｍｘ１２ｍｍ（人間の場合）の最大サイズを有している。もし、動物に使用する場合には、カプセルは動物の胃袋に止まらないように５０ｍｍより短い大きさにすべきである。カプセルとその構成品は、好ましくは、人間若しくは動物の体の中で使用して安全で、且つ関連する規制された機関（例えば、ＦＤＡ、又はＭＨＲＡ 規格）により承認された材料で形成されるべきである。
【００９０】
本発明は嚥下型カプセルに限定されるものではなく、人間若しくは動物の体に植え込むためにデザインされた検査デバイスに適用することも可能である。例えば、検査デバイスは内臓の１つ、特に下部腸に植え込むようにデザインされていてもよい。この場合（人間の場合）、それは４０ｍｍｘ１２ｍｍの最大サイズを持つであろうし、体液が通るための開口を有する環状のリング、若しくは他のデバイスの形態が好ましい。他の実施例において、検査デバイスは、１００ｍｍｘ１００ｍｍの最大サイズを持つ腹部又は胸部の移植デバイスでもよい。動物のための場合、例えば突き刺されるように設計されたり、若しくは動物の胃の中に移植したり、配置されるようデザインしてもよい。この場合、デバイスは、典型的に、１３ｃｍより短く、好ましくは畜牛のためには１２−１３ｃｍであり、羊のためには１０ｃｍ以下である。全ての場合において、移植デバイスは適切な材料で、関連する規準に従ってデザインされることが好ましい。
【００９１】
図１の実施例における検査デバイスは、第１の物理的パラメータを測定するための第１のセンサ５と、第１のパラメータと異なる第２の物理的なパラメータを測定するための第２のセンサ１０を有している。典型的には、センサは、検査デバイスのケース２における開口により体に晒されるか、又はケース２の外側から突出して、若しくはケース２の外側上に実装されてもよい。検査デバイスは、例えば、ｐＨセンサ、温度センサ、血液センサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、生物化学的センサ、音響センサから選択される。このリストは本発明を限定するものではなく、他の可能性は当業者にとって明らかであろう。本実施例においては２つのセンサの場合であるが、たった１つのセンサ、若しくは３つ、４つ、若しくはそれ以上のセンサを持つ検査デバイスを有することも可能であろう。
【００９２】
また、検査デバイス１は、プロセッサ１５、メモリ２０及びトランスミッタ２５を具備している。第１及び第２のセンサ５，１０は、トランスミッタ２５を介して外部装置に送信できるように、センサ５，１０から出力されたデータを処理するよう構成されたプロセッサ１５に接続されている。また、プロセッサ１５は、後でさらに詳細に述べるように、センサ５，１０の較正を実行するよう構成されている。第１のメモリ２０はプロセッサ１５に接続されており、そしてプロセッサで実行するためのプログラムと、プロセッサにより生成された較正データを記憶するよう使用される。プロセッサ１５とメモリ２０は、好ましくは、システムオンチップ（ＳｏＣデザイン手法）によりデザインされた単一集積チップ上に設けられている。センサ５，１０とトランスミッタ２５は、混信を少なくするために分割した回路に設けられ、互いに絶縁されている。
【００９３】
トランスミッタ２５は有線送信でもよいが、好ましくはワイヤレス送信、例えばラジオ周波数トランスミッタ、又は磁気誘導トランスミッタである。それはデータを検査デバイス１から外部装置に送信するよう構成されており、標準のプロトコル、例えばＲＳ２３２、又は特別注文のプロトコルを使用してもよい。また、検査デバイス１は、１つ以上の酸化銀電池の形態で、図１に示していない、電力供給を具備している。他の実施例においては、他の電池、又は外部の無線電源により電力供給される誘導ループが代わりに用いられるであろう。
【００９４】
図２は身体からのデータを収集するためのモジュラーシステムを示している。システムは、第１のモジュール１と第２のモジュール５０を具備している。第１のモジュール１は嚥下型カプセルであり、これは図１を参照して既に述べたものであり、同じ参照符号を付けている。また、第１のモジュールは、既に述べたように人間に移植するようデザインされた検査デバイスである。第２のモジュール５０はベースステーションである。ベースステーションは、第１のモジュール１から送信されたデータを受信するためのレシーバ６０、受信したデータを処理するための第２のプロセッサ７０、第２のプロセッサ７０を実行するためのプログラムを記憶し、データを記憶するための第２のメモリ８０、及びベースステーションにより受信され処理されたデータを表示するためのディスプレイユニット９０、を具備している。ベースステーションは多くの形態を採ることができる。例えばラップトップコンピュータ、ＰＣ、又は特別注文のデバイスでもよい。後の場合、例えばベルトのように、ユーザの腰に巻き付けられるようにすることはベースステーションにとって便利かもしれない。また、検査デバイスとベースステーション５０との間に１つ以上の中間モジュールを有することはシステムにとって可能である。例えば、検査デバイスのトランスミッタ２５により送信された信号を受信し、そしてその信号をベースステーションに中継するための中間モジュールが存在するであろう。中間デバイスはデータの処理を行ってもよいし、行わなくてもよい。それはベルトの中に設けてもよいし、患者が身につけることができる他のものに設けても便利である。
【００９５】
図３は第１のモジュール１と第２のモジュール５０を有するモジュラーシステムの他の例を示している。第１のモジュール１と第２のモジュール５０は、図２に示した第１と第２のモジュールとほぼ同じであり、同じような部品には同じ参照符号を付している。それ故、違いのみ以下に述べる。図２においては、検査デバイス１とベースステーション５０との間の一方向通信リンク、即ち検査デバイスからベースステーションへの通信システムであるが、図３のシステムにおいては、双方向に通信が可能である。検査デバイス１はトランスミッタ２５とレシーバ３０の両方を有している。同様に、ベースステーション５０はレシーバ６０とトランスミッタ１００の両方を有している。この方法において、データは検査デバイス１からトランスミッタ２５及びレシーバ６０を介してベースステーション５０に送ることができる。また、データ及び／又はインストラクションは、ベースステーションのトランスミッタ１００と検査デバイスのレシーバ３０を介してベースステーション５０から検査デバイス１に送ることができる。検査デバイスのトランスミッタ２５とレシーバ３０が図３において分かれた構成物として示されているが、単一の構成物、例えばトランシーバとして設けてもよい。同じことはベースステーションのレシーバ６０とトランスミッタ１０についても言える。双方向通信は半二重又は全二重リンクを介してもよい。図３のシステムにおいて、図２のシステムの場合と同様に、検査デバイス１とベースステーション５０との間の信号を中継するために１つ以上の中間モジュールを設けてもよい。
【００９６】
嚥下型カプセルと移植（インプラント）検査デバイスの両方のために考慮すべき重要な点は、電気部品から要求される電力を削減し、又は最少とすることである。利用可能な電力量は、デバイスのサイズにより限定され、特に、検査デバイスが嚥下型カプセルの場合や、体の小さな部分に移植するためにデザインする場合において限定される。さらに、電力供給が電池により供給される場合、検査デバイスが体から取り出されるか、通過するまで電池を再充電することができません。嚥下型カプセルの場合、電力供給は、１９時間、及び、この時間においてなされる測定の全てが興味の無いものとなるまで持続しなければならない。例えば、検査デバイスが大腸からデータを収集するために使用される場合、カプセルが小腸にあるときに採られた読みは興味のないものである。
【００９７】
それ故、検査デバイス１は、第１のセンサ５が第２のセンサ１０により活性化され得るように構成されている。プロセッサ１５は、第２のセンサ１０からの出力の中に特定の特性が検出されたとき、第１のセンサ５をオン状態とするようにコントローラとして動作する。これらの特性及びそれらを検出する方法は、メモリ２０に記憶されている。
【００９８】
一例を挙げると、第１のセンサ５が血液センサであり、更に特定すると、便潜血検査（ＦＯＢ:Faecal Occult Blood）センサであり、そして第２のセンサ１０はｐＨセンサである。図４は、人間の消化器系を通る第２のセンサにより検出されたｐＨを示している。検査デバイスが小腸から大腸を通るときにｐＨの１１０において特徴的な急落があることを見ることができる。小腸において、ｐＨは７の上で若アルカリ性であり、しかし大腸に入った直後では、ｐＨが７の下で少し酸性である。プロセッサ１５は、第２のセンサ１０（ｐＨ測定）からの出力の中の急峻に下降する特性を検出し、それにより第１のスイッチ５がオン状態に切り替えられる。この方法により、第１のセンサが動作初めの６，７時間がオフ状態に切り替えられているので、電力は削減される。
【００９９】
この原理は、血液センサのオンオフの切り替えを調整するｐＨセンサに限定するものではない。第２のセンサの出力に基づいて第１のセンサを活性化することが望ましい他のいかなる状況においても使用することができる。他の適用は当業者にとっては明白であろう。この方法において、センサにおける１つを少なくともしばらくの間オフ状態とすることができるため、電力を削減することができる。この技術は、第１のセンサがその動作に多くの電力を必要とし、しかし第２のセンサが比較的少ない電力量を必要とする場合には特に価値のあるものである。また、この技術は、第１のセンサが短い動作寿命を有する場合、第１のセンサを必要なときのみオン状態に切り替えることができるように使用され得る。
【０１００】
上記例においては、メモリ２０には、第２のセンサの出力における特性を検出するように、プロセッサ１５を実行するためのプログラムが含まれていた。検査デバイス１がデータを送信のみできるように、検査デバイス１とベースステーション５０との間の一方向通信リンクがある図１と図２の実施例において使用されているのが、この技術の一例である。図３の実施例は、第２のセンサの出力に基づき第１のセンサを独立してオンオフ切り替えるように検査デバイスを動作させるために、メモリ２０にプログラムを持つことができる。しかしながら、図３の検査デバイスはレシーバを持っているので、代替実行が可能である。この代替実行において、検査デバイスのプロセッサ１５は、第１と第２のセンサからベースステーション５０へのデータの送信を制御している。ベースステーション５０のプロセッサ７０は、そこでこのデータを処理し、メモリ８０に記憶し、そして必要に応じてディスプレイ９０に表示する。プロセッサ７０は、第２のセンサからの出力における特性を検出するよう構成されており、この特性の検出に応答して、検査デバイスのプロセッサ１５に（ベースステーションのトランスミッタ１００と検査デバイスのレシーバ３０を介して）インストラクションを送る。このインストラクションは、第１のセンサ５をオン状態に切り替えるようにプロセッサ１５に指令するものである。言い換えると、プロセッサ１５は、ベースステーション５０からのインストラクションに従って、第１のセンサ５のオンオフを切り替えるよう制御する。特性を検出するベースステーション５０のプロセッサ７０の代わりに、又は追加して、ベースステーション５０に指令を入力することにより第１のセンサのオンオフを切り替えるように直接的に指示することは、ベースステーション５０のユーザにとって可能であろう。ユーザは、ベースステーションのディスプレイ９０に表示されたデータに応答してこれを行うことができる。また、特定の事象が経過した後の設定された期間、第１のセンサをオン状態に１度切り替えることは、制御プログラム又はユーザにとって可能である。
【０１０１】
センサからの出力における特定の事象が第２のセンサのオンオフを切り替えることを制御するために使用されるだけでなく、検査デバイスの位置を決定するためにも用いることができる。これは、検査デバイスが体を通過する嚥下型カプセルである場合に特に有用である。これを実行するために、マイクロプロセッサ１５は、検査デバイス１の位置を示す第１又は第２のセンサ５，１０のいずれかから特定事象を検出するように、構成されている。例えば、図４を参照して前述したように、アルカリ性から酸性へのｐＨにおける特性変化は、カプセルが小腸から離れて大腸へ入ったことを示している。この原理はｐＨに限定するものではなく、他のパラメータが検査デバイス１の位置を示すために使用され得る。デバイスの位置を示す特性は、センサの出力が、予め決められたしきい値を過ぎる場合、特定の方法において上下する場合、又は他の認識できるパターンを示した場合がある。
【０１０２】
検査デバイス１のセンサ５，１０が較正される方法について、以下に説明する。この明細書において、較正は、センサのダイナミックレンジを適正化すること、実際のパラメータ値をセンサ出力に対応付けること、センサ出力におけるずれを補償すること、センサ出力をオートゼロにすること、及び／又はセンサ出力を所望値と比較すること、を意味するように、一般的な観念において使用されている。これらの較正技術のいずれか、又は全てが、センサの寿命における同じ時点で、或いは異なった時点のいずれかにおいて使用される。以下に、各技術について順に説明する。
【０１０３】
第１の較正技術はセンサのダイナミックレンジを調整することである。センサのダイナミックレンジは、正確に測定することができる実際の値の範囲である。例えば、０℃から１００℃までの領域のどこでも温度を測定することができ、０℃を下回るとき、及び１００℃を越えるとき不正確となる温度センサは、０℃から１００度のダイナミックレンジを有している。正確に測定することができる値の範囲を改良し、適正化するために、そしてダイナミックレンジがセンサの晒されるおそれのある環境に対応するように、ダイナミックレンジを調整することが望ましい。センサのダイナミックレンジは、センサに接続されたアナログ回路により制御される。例えば、センサに印加されたオフセット電圧は、調整することができる。また、センサが増幅器に接続されている場合、増幅器に印加されたオフセット電圧、又は増幅器のゲインは、センサのダイナミックレンジを調整するために、変更することができる。いくつかの場合において、センサ自身が増幅器（例えば、ＩＳＦＥＴがｐＨセンサとして時々使用される）でもよく、そしてこの場合、センサ自身のゲイン又はオフセット電圧を調整することができる。また、増幅器でない幾つかのセンサは、オフセット電圧を有しており、このオフセット電圧は同じ効果を達成するために調整することができる。
【０１０４】
図５はセンサ２０５のダイナミックレンジを制御するための回路を示す図である（同じ手法は検査デバイスの他のいずれのセンサにも使用することができる。）。センサ２０５は、晒される物理的な刺激、（例えば、周りの環境、又は晒されている物質）に反応してアナログ電圧を出力する。このアナログ電圧は、センサレジスタ２１０を通って可変増幅器２４０に入る。可変増幅器２４０はこの信号を増幅し、増幅した信号をＡＤＣ２５０に出力する。ＡＤＣはアナログ信号をコントローラ１５に入力するデジタル信号に変換する。この実施例において、コントローラ１５は図１のプロセッサ１５と同じであるが、他の実施例において、これは検査デバイスのプロセッサに接続された分割チップでもよい。ゲイン可変の増幅器２４０のゲインと増幅器２４０に印加されたオフセット電圧は、コントローラ１５により制御される。オフセット電圧は、所望のオフセット設定を示すデジタル信号をＤＡＣ２６０に出力するコントローラにより制御される。ＤＡＣ２６０は、デジタ信号を可変増幅器２４０の端子２４１にオフセット電圧として入力されるアナログ電圧に変換する。可変増幅器のゲインは、ゲイン設定を含む制御信号をマルチプレクサ２３０に出力するコントローラ１５により制御されており、このマルチプレクサ２３０はゲイン設定抵抗２１５，２２０及び２２５に対応する電圧を印加して、その結果ゲイン可変増幅器２４０の端子２４２にゲイン設定信号が入力されることになる。プロセッサ１５に対するセンサの影響を受けた出力は、ＡＤＣ２５０からの出力２７０である。
【０１０５】
次に、センサ２０５（若しくは他の如何なるセンサ）のダイナミックレンジを調整するための較正ルーチンを、図６を参照して述べる。較正ルーチンはステップ３０１において始まる。通常、センサ２０５のダイナミックレンジの調整又は適正化のための較正ルーチンは、検査デバイス１が最初にオン状態に切り替わったときに実行される。検査デバイス１は、デバイス内部の電磁スイッチを励起することにより都合よくオン状態に切り替えることができる。ステップ３０２において、ダイナミックレンジが調整されるセンサ２０５は、オン状態に切り替えられる。ステップ３０３において、センサ２０５は較正標準（即ち、公知の刺激）に晒される。較正標準は、参照電圧、デバイスが乾燥（即ち、空気中）している時の公知の反応、又は公知の物質でもよい。好ましい技術は、検査デバイスが較正流体で満たされた包みの中に入って販売され、そして包みのシールが剥がされる前に較正は実行される（例えば、デバイスをオン状態に電磁的に切り替えることにより）、ことである。この方法においては、較正がユーザに不便をかけることなく素晴らしく制御された状態の基で行われる。
【０１０６】
ステップ３０４において、初期の較正パラメータが設定される。この較正パラメータは、増幅器２４０（若しくは、他の実施例におけるセンサ２０５自身）に印加されるべきゲイン又はオフセット電圧のいずれかに関連している。初期較正パラメータは検査デバイス１のメモリ２０に記憶されている値でもよい。
【０１０７】
ステップ３０５において、出力信号２７０は、センサ２０５から取得される。ステップ２０６において、コントローラ１５は、センサ２０５の取得した出力信号２７０を較正基準と比較する。較正基準は、センサ２０５の出力のために望ましい値である。較正基準は、検査デバイス１のメモリ２０に記憶されていてもよい。それは、センサ２０５のための望ましい（例えば、最適の）ダイナミックレンジを与えるために選択された値でもよい。例えば、センサ２０５がｐＨセンサであり、較正標準はｐＨ７を有する反応物であり、増幅器２４０は０−１２ｍＶの出力レンジを有している場合、そこで較正標準は７ｍＶにセットされるかもしれない。これは、センサに対して大きなダイナミックレンジを与えるであろう。しかし、ｐＨ７に反応するセンサ出力２７０が１１ｍＶであるならば、センサ２０５のダイナミックレンジはそこで妥協するであろう。この場合、増幅器２７０は飽和した状態となり、ｐＨ８程度で１２ｍＶの最大電圧を出力し、ダイナミックレンジはｐＨ８で上限を有することとなる。
【０１０８】
ステップ３０６で、センサ２０５の出力信号２７０が較正基準を満たした場合、そこで較正パラメータは第１の検査デバイス１のメモリ２０に記憶され、そして必要であればベースステーション５０に送信される。ステップ３０６において、センサ出力２７０が較正基準を満たさなかった場合、コントローラ１５は増幅器２４０のゲイン設定、又はオフセット設定を変更することにより、状況に応じて較正パラメータを増減させる。そこで、出力信号２７０は再び確認され、ステップ２０６は較正基準を満たすまで必要なだけ繰り返される。一度、較正基準が満たされたならば、そのルーチンは前述のステップ３０７に進む。
【０１０９】
前述において、図６の較正ルーチンは検査デバイス１により自動的に実行される。即ち、較正ルーチンはメモリ２０に記憶され、検査デバイスのプロセッサ１５により実行される。即ち、検査デバイス１がレシーバを有していない図１，２の実施例においてのみ可能な構成である。しかし、図３の実施例に示したように、検査デバイスがレシーバを有している場合には、ベースステーション５０で部分的に実施される較正ルーチンが可能である。この場合、コントローラ１５は、センサ出力を単純にベースステーション５０に送り、そしてベースステーション５０により送られた指令に応じて較正パラメータ（ゲイン及びオフセット）を制御する。ステップ３０４での初期較正パラメータ及びセンサ出力がステップ３０６での較正標準を満たしたどうかに関する評価は、全てベースステーションのプロセッサ７０により実行され得る。また、ベースステーションのプロセッサ７０は、必要であれば、ステップ３０８で較正パラメータを増減するように、検査デバイスのプロセッサ１５を指示することができる。
【０１１０】
センサのダイナミックレンジの調整が検査デバイス１により独立して、若しくはベースステーション５０と共同で実行されようが、最終の較正パラメータを較正データとしてベースステーションに送ることはシステムデバイス１にとって望ましいことである。
【０１１１】
ＡＤＣにより変換された後のセンサ出力は、デジタルであり、通常、センサにより出力された電圧に関連する一連の数である。ただ若干、このセンサデータを測定されたパラメータを示す実際の物理量（例えば、センサの形式に依存しているｐＨ、℃、酸素濃度など）に変換することが必要である。実際の値をセンサデータに対応付けるこの較正ルーチンは、センサのダイナミックレンジを調整するために図６のルーチンと同じときに実行されることが都合がよい。しかしながら、これらの２つのルーチンは、互いに依存するものではなく、独立して実行されてもよい。センサのダイナミックレンジが適正化されるが、実際の値をセンサデータに対応付けない（それで相対的な変化及び絶対的でない値だけが測定される）というシステムを持つことは可能である。また、センサのダイナミックレンジの調整は行わずに、絶対的な値をセンサデータに対応付けるというシステムを持つことも可能である。しかしながら、システムが最適化されたダイナミックレンジより絶対的な物理量を提供するように、これらの較正の機能の両方を実行することは好ましいものである。
【０１１２】
図７は実際の物理量をセンサデータに対応付けるための較正ルーチンを示す。ステップ４０１において、図６のルーチンにおけるステップ３０３で述べたように、センサが較正標準に晒される。実際、このステップは、図６のステップ３０３と同時に実行される。次に、較正標準に応答してセンサにより出力されたデータを少なくとも含む較正データは、収集される。ダイナミックレンジを調整するために、このルーチンは図６のルーチンと同時に実行される場合、センサ較正データは、ダイナミックレンジが最終的に調整された後に収集されるべきであり、較正基準が満たされたことを単に確認するフラグの形態を取るかもしれない。ステップ４０３において、較正標準に応答するセンサ出力と実際の物理量との間の関係は、プロセッサにより決定される。例えば、較正されたセンサが温度センサである場合、較正標準は３０℃であり、較正標準に反応するセンサの出力は３００ｍＶであるとすると、そこでプロセッサは、℃の温度を与えるために、センサ出力を１０で割ることができることを決定する。別の場合、特に、関連性が非直線である場合、もっと複雑な関係が決定されねばならないだろうし、１組の較正データより多いデータが必要となるかもしれない。
【０１１３】
一般的に、実際の値をセンサ出力に対応付けるために、ベースステーション５０で実行することは最も効果的である。そのため、ステップ４０１と４０２だけを、検査デバイス１により実行し、そしてステップ４０３をベースステーションで実行することは好ましいことである。この場合、ベースステーション５０は、ステップ４０２において検査デバイスのプロセッサ１５により較正データの収集を指示することができる。ベースステーション５０が較正標準及び較正基準を既に知っている場合、較正データは、較正基準が満たされていることを示す検査デバイス１から送られた単なるフラグであるかもしれない。別の場合、検査デバイス１は、較正標準及びこの較正標準に応答するセンサの実際の出力の両方に関連するデータを送ることが必要かもしれない。別の場合、ベースステーション５０のプロセッサ７０は、検査デバイス１のメモリ２０に記憶され、ベースステーション５０に送信された較正パラメータ（例えば、ゲイン及びオフセット）と、較正標準（即ち、公知の刺激の絶対的な値、例えば、ｐＨ８、３０℃）とに基づいて関連性を解決することが可能であるかもしれない。
【０１１４】
また、実際の物理量にセンサ出力を関連させる較正を、検査デバイス１で全体的に実行することが可能かもしれない。この場合において、検査デバイス１は、ステップ４０３において関連性を決定し、送信プロトコルに従って符号化してベースステーションに送信するために、センサ出力の全てを実際の物理量に変換するよう構成されている。しかしながら、この方法はかなり大きな負荷を検査デバイスのプロセッサに与えるものである。
【０１１５】
次に、図８を参照して、オートゼロ較正ルーチンについて述べる。センサを無反応で応答するようにすることが望ましい場合がある（若しくはゼロに近い出力）。例えば、絶対的な値よりむしろ、物理パラメータにおける相対的な変化を測定することが望ましいとき、これが使用される。この場合において、最大感度はオートゼロセンサにより達成される。これは、典型的に、検査デバイス１が興味ある場所に到達したときに実行される。オートゼロルーチンは、メモリ２０に記憶されたインストラクション２０に従って、独立して、検査デバイス１のプロセッサ１５により制御される。また、検査デバイス１がレシーバを持っている場合、図３の実施例のように、較正ルーチンは、ベースステーション５０のプロセッサ７０により発行された指令に従って、検査デバイス１のプロセッサ１５により実行される。
【０１１６】
オートゼロルーチンのステップ５０１において、較正されたセンサからの出力信号が取得される。ステップ５０２において、取得された信号が、オートゼロのためにゼロであるかゼロに近いという較正基準を満たしているかどうかをプロセッサは確認する。もし、出力がこの較正基準を満たしている場合、較正パラメータ（ゲイン及び／又はオフセット）が検査デバイス１のメモリ２０に記憶され、そして、必要であればベースステーション５０に送信される。もし、較正基準が満たされていない場合、較正パラメータ（増幅器又はセンサのゲイン又はオフセット）がステップ５０３において増減されて、ステップ５０１及び５０２において再び確認される。このプロセスは、センサからの出力が較正基準を満たすゼロ又はゼロに近づくまで繰り返される。較正基準が一度満たされると、較正パラメータは、前述のように、ステップ５０４において記憶される。
【０１１７】
また、図８のルーチンは、センサが所望値に関連する値を出力するように使用してもよい。例えば、モニタされる体の部分がｐＨ６を有するべきであると知っていれば、較正基準は、全てのセンサ出力がｐＨ６に関連するように設定され得る。この実行において、今までにセンサがｐＨ６に晒された経験の必要がなく、そして較正基準がｐＨ６で期待された出力に基づいて計算される名目上のものであるのに対して、オートゼロルーチンおいて、現在の環境に反応してセンサが０を出力するよう強制される場合を除いて、これはｐＨ６に対するオートゼロとほぼ同じである。
【０１１８】
最終的に、ずれを補償するためにセンサを較正することは望ましいことである。一定の状況に晒されているときでさえ、多くのセンサはそれらの出力においてずれが徐々に大きくなることが発見されていた。
【０１１９】
このずれは、検出される物質に物理的に接触する状態となるセンサにおいて、センサに入る物質からのイオンのために、しばしば発生し、物質が無くなった後でさえそのずれは残っている。
【０１２０】
徐々に生じるセンサずれのための補償用較正ルーチンを図９に示す。ベースステーションのプロセッサ７０は、ステップ６０１において、検査デバイス１から送信されたセンサデータを受け取る。そこで、ステップ６０２において、センサずれのモデルを調べる。このモデルはベースステーションのメモリ８０に記憶されている。このモデルは、時間の経過とともに生じるその形式のセンサのずれに関連する経験的なデータに基づいたモデルでもよい。または、その形式のセンサのためのセンサずれの理論的なモデルに基づくセンサずれの理論的なモデルでもよい。または、ベースステーションのメモリに記憶された予め決められたモデルではなく、センサにより返信された以前の読みに基づき実際に計算されたセンサずれのモデルでもよい。例えば、移動平均法、又は多項式フィットが実際のずれをモデル化するために使用される。この場合において、センサからのデータが変化するのにつれてモデルは変化するだろう。好適な多項式方法は、イルビン他（Irvine et al）、「修正アダムス法を使用した低電力マイクロシステムのための可変レートデータサンプリング(Variable-Rate Data Sampling for Low-Power Microsystems using Modified Adams Methods)、「信号処理のＩＥＥＥトランザクション(IEEE Transactions on Signal Processing)」、第５１巻、Ｎｏ，１２、２００３年、１２月、に述べられている。その書面において、この方法は、サンプルデータの変化率を反映するように、サンプル率を制御することにより、検査デバイスにおける電力削減の状況において説明されているが、しかし同じ数学的な技術はセンサずれモデルに適用され得る。ずれ補償は、ベースステーションのプロセッサ７０により最善に実行される。しかしながら、ベースステーションのプロセッサと検査デバイスのプロセッサとが協同して、若しくは検査デバイスのプロセッサだけで独立して補償を実行することも可能である。補償の一部又は全部が、検査デバイスにおいて実行される場合、これはセンサ、又はセンサに接続された増幅器のゲイン及びオフセット電圧を変更することにより実行してもよい。
【０１２１】
次に、ＩＳＦＥＴのｐＨセンサにおけるずれのモデル化に関して詳細に検討する。この検討におけるＩＳＦＥＴは、約−５Ｖの、大きな、負極性のスレッショルド電圧を有している。一般的に、ＩＳＦＥＴは、それらのＣＭＯＳ ＩＳＦＥＴのために大きなスレッショルド電圧の範囲を有している。フローディング電極のＩＳＦＥＴは、メモリに「１」又は「０」を記憶するようにトランジスタのフローディングゲートにトラップされた電荷を使用するＥＰＲＯＭ２デバイスと同様の構造を有している。これらのチップは、紫外線（ＵＶ）に晒されることによりそれらを消去することを可能とするようパッケージの中に石英窓を有している。
【０１２２】
ＵＶ光は、酸素エネルギバリアを越えて漏れ、ゲートを放電することができるというほどまで、ゲートの電荷を励起する。ＵＶ放射は、標準Ｐ型ＭＯＳＦＥＴの値（−０．７Ｖ）に対してＣＭＯＳ ＩＳＦＥＴのスレッショルド電圧を増大する効果的な方法であることが示されていた。
【０１２３】
また、ＩＳＦＥＴは、一定のバイアスの状況において、著しいスレッショルド電圧のずれを示していた。これは、電源が１５時間の間に次第に９００ｍＶまで降下することを示す図１０（ａ）に見ることができる。非ＣＭＯＳシリコン窒化膜ＩＳＦＥＴのためのスレッショルド電圧のずれは、「伸張した指数関数的」な時間依存性により上手くモデル化されていた。水溶液に晒されたとたん、シリコン窒化膜は、水素イオンが物質中に拡散するので、水化した表面層を薄く形成することが知られている。改質された表面層の成長は、スレッショルド電圧に順に作用する全体の絶縁容量に影響を及ぼす。アモルファスシリコンにおいて、表面層は「分散型輸送」として知られている機構により成長することが知られており、その厚みは伸張した指数関数的な時間依存性に追随している。他のガラス質の材料、例えばシリコン窒化膜、の表面層が同じ手段において成長すると考えることは妥当である。層の厚みは伸張した指数関数的な時間依存性を有しているので、それでスレッショルド電圧のずれは：
ＶＴ（ｔ）＝ＶＴ（∞）{１−exp_-t/τ}β （式１）
である。
【０１２４】
ここで、水素の分散型輸送を特徴としている、ＶＴ（∞）はずれの結果として生じたスレッショルド電圧における最終の変化であり、τは時間常数であり、及びβは分散パラメータである。非線形曲線当てはめアルゴリズム（Levenberg-Marquardt法）は、式１のパラメータ、［ＶＴ（∞）、τ、β］をＶＴ（ｔ）（−□ＶＳ（ｔ）に等しい）の測定された値に当てはめるように使用された。この方法により計算された値は：
ＶＴ（∞）＝９６３ｍＶ、τ＝３．４８ｈ、β＝０．７２２であった。
【０１２５】
図１０（ｂ）の曲線は、５ｍＶ／ｈより小さい１２３のモデル化されたずれレートが溶液中で、且つバイアスの下で１８時間後に達成されることを示している。対照的に、他の研究において、非ＣＭＯＳシリコン窒化膜ＩＳＥＦＥＴのために抽出された値は：
ＶＴ（∞）＝７９．７ｍＶ、τ＝５３．４ｈ、β＝０．６１３であった。
【０１２６】
その研究において、ここで測定された値より、最終的なずれＶＴ（∞）は１２分の１と小さく、そして時間常数τは１５倍長かった。小さいずれと長い時間常数は、窒化層を形成するために使用された析出方法により説明できるであろう。その研究では、幾つかのピンホールを有する高密度フィルムを結果としてもたらす高温度（７００−８００℃）方法である低圧化学蒸着法を使用した。ａＣＭＯＳ処理において使用される窒化膜パッシベーション層は、金属層の後に析出され、それで低温度（２５０−３５０℃）のプラズマ促進化学蒸着（ＰＥＣＶＤ）処理が使用されねばならない。ＰＥＣＶＤにより析出されたフィルムは、低密度で、ピンホールを含んでいる。これは、水素を窒化物にさらに素早く拡散するものであり、そしてこの研究において測定されたより大きなずれと小さな時間常数を説明できるものであろう。
【０１２７】
同じ曲線当てはめ技術は、図１１におけるｐＨ感度測定からのずれを除去するために使用された。スレッショルド電圧は、−３．３ユニットのｐＨの変化により約−１５９ｍＶ変化し、ｐＨ当たり４８ｍＶ／ｐＨの感度が与えられている。図１１（ａ）は測定されたｐＨ溶液における変化に反応するＩＳＦＥＴスレッショルド電圧のグラフであり、図１１（ｂ）は適用されたずれ補正に対する反応を示す。
【０１２８】
前述のｐＨセンサに適用された較正ルーチン及び手法がセンサの他の形態にも応用できるということは、当業者は分かるであろう。特に、同様の較正ルーチン及び手法がセンサ素子のアレイで構成されたセンサに適用でき、例えば、以下に詳細に述べる便潜血（ＦＯＢ）を検査することができるセンサ素子のアレイに適用できる。好ましい実施例において、そのようなアレイの各素子は、一回限りのセンサ（ワンショットセンサ）である。したがって、１つのセンサ素子の出力がアレイにおける他のセンサ素子の出力を較正するよう使用できるように、較正が動作することができる。また、センサの異なった形式（例えば、ｐＨ又は温度センサ）の出力は、センサ素子の１つ以上の出力を較正するために使用することができる。
【０１２９】
図１２から１４は図１から３のデバイスとシステムの変形例を示す。このため、同様の参照番号が使用される。以下、追加の特徴部分だけを詳細に述べる。
【０１３０】
図１２から１４において、メモリ２０はＲＯＭ及び書き換え可能なメモリ（例えば、ＥＰＲＯＭ）の両方を具備し、書き換え可能なメモリは、プロセッサ１５において実行するためのプログラム、及びプロセッサにより生じたデータを記憶する。メモリは書き換え可能な部分を持っているので、検査デバイスは製造後、及び動作中においてさえプログラムを書き換えることができる。
【０１３１】
また、検査デバイス１は、検査デバイスの各種コンポネントに電力を供給するための電力供給１２、及びプロセッサ１５の動作を調整するための第１のクロックを具備している。電力供給は、１つ以上の酸化銀電池の形態である。他の実施例においては、他の電池、即ち外部のラジオ周波数源により励起される誘導ループが代わりに使用されるであろう。
【０１３２】
図１３はデータを収集するためのモジュールのシステムを示す。このシステムは第１のモジュール１と第２のモジュール５０を具備している。第１のモジュール１は、図１２を参照して既に述べたように、飲み込むことが可能な嚥下型カプセルであり、これには同じ参照符号を付している。または、第１のモジュールは、既に検討したように人間若しくは動物の体に移植するためにデザインされた検査デバイスであってもよい。また、さらなる実施例において、検査デバイスはセンサを有し、そして第２のモジュールにリンクされている如何なるデバイスでもよく、嚥下型カプセルや体に移植するものでなくてもよい。例えば、検査デバイスは局所適用のために、例えば包帯の中に用いてもよい。
【０１３３】
第２のモジュール５０はベースステーションである。ベースステーションは第１のモジュール１から送信されたデータを受信するためのレシーバ６０、受信したデータを処理するための第２のプロセッサ７０、第２のクロック２３、第２のプロセッサ７０を実行するためのプログラムを記録しデータを記憶するための第２のメモリ８０、及びベースステーションにより受信されたデータ及び処理されたデータを表示するための表示ユニット９０を具備している。ベースステーションとしては、多くの形態がある。例えば、ラップトップコンピュータ、ＰＣ、又は特別注文のデバイス等である。後段のデバイスの場合、ユーザの腰に巻き付けられるベースステーション、例えばベルト、が便利かもしれない。第２のクロック２３としては正確な時計、例えば水晶発振器が好ましい。それは、後で詳細に述べるように、第２のプロセッサ７０を調整し、第１のモジュールから受け取ったデータに時刻を刻印するために用いられる。これらの２つの機能は、必要であれば、第２のモジュールの中の２つに分かれたクロックにより実施されてもよい。
【０１３４】
図１３と１４には示されていないけれど、システムは、検査デバイス１とベースステーション５０の間に１つ以上の中間モジュールを有することが可能である。例えば、検査デバイスのトランスミッタ２５により送信された信号を受信するため、及びベースステーション５０に対して信号を中継するための中間モジュールである。中間デバイスは、データの処理を実行してもしなくてもよい。それは、患者に巻き付けられるベルト、又は他のアイテムの中に設けると便利かもしれない。図１５は、本発明で使用され得る第１と第２のモジュールの各種構成例を示す。図１５（ａ）において、小さい（ｓ）第１のモジュール１は大きな（Ｌ）第２のモジュール５０に連結されている。ここには、図１３及び１４に示されているように、１つの第１のモジュール及び１つの第２のモジュールがある。図１５（ｂ）においては、ベースステーションとして動作する第２のモジュール５０とそれぞれが交信する複数の第１のモジュール１ａから１ｆがある。これは、例えば、ＣＤＭＡ、又はＴＤＭＡ等の手法を用いて複数のチャンネルに通信帯域を分割することにより達成することができる。ＴＤＭＡを働かせるためには、第２のモジュール５０から送信された信号を受信するためのレシーバを有することが、第１のモジュール１ａから１ｆには必要である（図１４に示されているように）。図１５（ｃ）において、第１のモジュール１ａから１ｃは、中間モジュール７ａに繋がる通信リンクを有している。中間モジュール７ａは大きな第２のモジュール５０に繋がる通信リンクを有している。中間モジュール７ａは、第１のモジュール１ａから１ｃの信号を受信し、ベースステーションとして動作する第２のモジュール５０に信号を中継するよう構成されている。第１のモジュール１ｄから１ｆは、ベースステーション５０に信号を中継する中間モジュール７ｂに繋がる通信リンクを有している。
【０１３５】
他の実施例において、モジュール７ａがベースステーション（即ち、本発明に係る第２のモジュール）となることも可能であり、そして大きなモジュール５０がベースステーション７ａ又は７ｂから送られたデータを記憶、及び／又はそのデータのさらなる処理を実行するための遠隔デバイスとなることも可能である。この場合において、遠隔デバイス５０は、例えばコンピュータネットワーク、若しくはインターネットによりモジュール７ａと７ｂに繋がったコンピュータ又は記憶装置でもよい。
【０１３６】
検査デバイスの電力需要を規制するためには、検査デバイス１の電力供給回路が単純な構成を維持し、電圧調整器を含むものでないことが好ましい。電圧調整器が無いと、空間は節約され、電力消費は削減される。さらに、検査デバイス１（以下、第１のモジュールという。）の第１のクロック３は、ＲＣ緩和発振器である。第１のクロックのための可能性のある他の代替物には、非安定発振器、マルチバイブレータ、コルピッツ発振器、またはハートレー発振器が含まれる。これらのクロックは、水晶発振器を使用した従来のものより、小さく、低価格で、消費電力が少ないものである。他に可能性のあるものとしては当業者には明らかであろう。水晶発振器と異なる前述のクロックは、低いＱを有している。しかしながら、１０から２０のＱであれば、中心周波数を簡単に識別できるので、システムはそれでも動作することができる。２−１０の範囲のＱを有するクロックでもまた動作可能であろう。この実施例においては、空間を節約するために、第１のクロック３が、プロセッサ１５とメモリ２０と同じＩＣに設けられている。しかしながら、分割チップや回路基板上に実装されたものでも可能であろう。
【０１３７】
電源供給が調整されていないので、その出力電圧は不安定である。出力電圧は、時間経過（例えば、電池が消耗するように）により、及び環境条件の変化（例えば、温度）に反応して、変動する。第１のモジュールの電子部品は、電源供給電圧における変化により影響を受ける。例えば、センサの全ては、ＡＤＣによりプロセッサ１５に接続されている。ＡＤＣの反応は、電源供給電圧に依存して変動する（通常、比例）。センサの幾つかは、電源供給から供給された電圧に依存し、（例えば、多くの温度センサの出力は一定温度で電源供給電圧に比例して変動する）、反応してそれら自身がまた変動する。したがって、第２のモジュールに送信されたセンサデータは、センサにより測定された値を全体的に正確に反映していない、なぜならこれは電源供給電圧による変動により破壊されたものであるためである。第１のモジュールの第１のクロック３の周波数（クロックレート）が電源供給電圧に従ってまた変動するので、第２のモジュールは、これらの変動を補償することが可能である。
【０１３８】
したがって、各センサの値、又はセンサの組の値がセンサ５，１０により測定されたときに、ベースステーション５０（第２のモジュール）が第１のクロック３の周波数を検出し、又は評価することができる場合、これらのセンサの値をそれ相応に補償することができる。
【０１３９】
補償は、センサデータの各部分のために（即ち、センサ値又はセンサ値の組のそれぞれのために）第１のクロック周波数を最初に決定することにより実行され得る。第１のクロック周波数を評価するための方法は、後で述べる。第１のクロック周波数から、電源供給電圧と第１のクロック周波数との間の予め決められた関係に基づき電源供給により供給された電圧を算出することは可能である。この予め決められた関係は、実験的に又は理論的に計算でき、そして確実なクロックの場合には製造業者により特定されるであろう。一実験において、電源供給電圧（Ｖ）は第１のクロック周波数（ｆ）に対数的に依存することが見つけられた。これは、Ｖ＝Ａlog10ｆ＋Ｂ、の式で表され、ここで、ＡとＢは一定である。これは、ほんの一例を示したものであり、他のクロックとしては、対数の依存性、又は指数的若しくは多項式の依存性を示すものがある。電源供給電圧が一度算出されると、電源供給電圧とベースステーション５０に送信されたセンサデータにおけるセンサ値との間の予め決められた関係に基づいて、補償を実行することができる。予め決められた関係は、理論的又は実験的に算出される。最も多くの場合、第１のモジュールのＡＤＣが電源供給電圧における変化に反応して一般的に直線的に変動する出力を有するので、それは比例関係である。
【０１４０】
第１のモジュールの構造及び機能性について、図１６と図１７を参照しつつさらに詳細に説明する。図１６は、構成物と、第１のモジュール１におけるデータの流れのブロックごとの図である。第１のセンサ５、第２のセンサ１０及びＮ番目のセンサ１１５が示されているＮ個のセンサが存在する。これらは、それぞれのセンサ回路１２１，１２２，１２３を介してマルチプレックス１３０にリンクされている。マルチプレックス１３０は、センサ回路１２１，１２２，１２３からＡＤＣ１４０に信号を多重送信している。そこで、ＡＤＣ１４０はセンサ５，１０，１１５により測定された値に基づく信号をプロセッサ１５に入力する。プロセッサ１５は、メモリ２０（外部又は内部）に記憶されたプログラムに従って第１のモジュールの動作を制御する。メモリ２０はオンチップのＲＡＭでもよい。また、モジュールはセンサ５，１０，１１５により測定されたパラメータ値に基づくセンサデータをメモリ２０に記憶してもよい。プロセッサ１５は、測定されたセンサ値に基づくセンサデータをエンコーダ１６０に転送してもよい。エンコーダ１６０は、トランスミッタ１７０を介して第２のモジュール５０（又は中間モジュール７ａ，７ｂ）に送信するために適切なフォーマットにデータをエンコードする。この実施例において、エンコーダは、疑似ランダム（ＰＮ）ノイズコード発生器を含むＤＳ−ＳＳエンコーダブロックである。ＰＮコードの長さは、データ送信するための暗号化された乗算処理を提供するために、プロセッサ１５により制御されている。ＰＮコードは、符号分割多重アクセスを使用して、幾つかの第１のモジュールが同じベースステーションを分けることができるように配列されている。プロセッサ１５の動作及びプロセッサとそれに接続された構成物との間のデータの流れは、第１のモジュールクロック３により規制されている。第１のモジュールは、プロセッサ１５をアナログ回路、例えばセンサ又はクロック３を制御することができるＤＡＣを含んでもよい。
【０１４１】
図１７は、第１のモジュールの構成物が分かれたチップ上にどのように分けられているかを示すブロック図である。センサチップ５，１０，１１５は、分割されて、又は１つのブロックとして配置されていてもよい。センサ５は、例えば、ｐＨセンサでもよい。プロセッサ１５、メモリ２０及びクロック３は、１つのチップ上に全て集積されている。クロック３は分かれて設けられてもよいが、この選択は、さらに場所を取るので好ましくはない。この実施例において、センサ回路１２１，１２２，１２３は、プロセッサ１５とメモリ２０と同じ集積されたチップに設けられている１つのセンサ回路１２０に結合されている。また、この集積されたチップは、結合されたマルチプレクサ及びＡＤＣユニット１３０，１４０を含んでいる。専用のハードウエアブロック１５ａ，１５ｂはＳＰＩ（シリアル周辺インタフェース）及びＤＳ−ＳＳエンコーダを提供している。しかしながら、一般的な解説においては、これらのハードウエアブロックはプロセッサ１５の一部であると考えられる。図１７において、「Ｃ］はデカップリングコンデンサを示し、クロック信号は細い矢印で示される。
【０１４２】
前述の集積されたチップ２００から分かれてトランスミッタ回路２５が設けられている。この実施例において、トランスミッタ回路は磁気カップラとして機能する表面実装コイルインダクタを具備している。これは、ＲＦアンテナの必要が無く、空間を節約している。また、チップ２００に集積されたオンチップＲＦデバイスを使用することも可能である。
【０１４３】
この実施例において、集積されたチップ２００はアナログセンサ５，１０，１１５及びアナログトランスミッタ回路２５から分かれていることに注意することが重要である。これは、パッドリング１９０とデカップリングコンデンサ１８０により絶縁されている。
【０１４４】
プロセッサ１５は、マンチェスタプロトコル（Manchester protocol）に従って送信するためにセンサデータをエンコードする。しかしながら、異なるプロトコルを使用することもでき、それは当業者であれば明らかであろう。データ送信は、測定されたセンサデータが入手された時刻に関連する如何なる情報も含まれていないという点で、非同期的である。さらに、第１のモジュール１による送信は、次のパケットを送信する前に、ベースステーション５０によりデータパケットの受信確認を待たないという点で、連続的である。したがって、第１のモジュールがレシーバを持つ必要はない。必要であれば、図１４の実施例において示したように、レシーバ３０を設けることができ、この場合において、同期データエクスチェンジプロトコルが使用されるが、この選択は、第１のモジュールにおいてレシーバ３０が余分な電力と空間を必要とするため好ましいものではない。
【０１４５】
１９２ビットのデータパケットにおいて送信され、データが送信されない５８ビット「ゼロ期間」により追従されるように、センサデータはエンコードされる。このゼロ期間は、ベースステーション５０が各データパケットの位置を確認することを、より簡単なものとしている。各データパケットは、センサデータを示す２つの同一の６４ビットコードと、６４ビット認証とパリティ冗長量を含んでいる。明らかに、データパケットの正確なコンテンツと長さ、及びゼロ期間の正確な長さは変化するものであり、上記の番号はほんの一例として与えられたものである。
【０１４６】
図１８は、外側ケースを取り除いた第１のモジュール１の一実施例の斜視図である。複数の電力供給電池１２はトランスミッタ２５及び集積回路２００にライン上に接続されている。フレキシブルケーブル２０６，２０７（例えば、リボンケーブル）は、センサ５，１０を集積回路２００に接続している。図１９は、組み立てられていない外側ケース２１１を有する第１のモジュールの斜視図である。図１９の実施例において、外側ケース２１１は、外側ケースを形成するように、第２のケース部分２１１ｂにねじ込まれる第１の部分２１１ａを有する。センサ５，１０はホルダクランプ２１６に設けられており、フレキシブルケーブル（例えば、リボンケーブル）２０６，２０７はセンサ５，１０が所望の位置に配置されるように曲げられている。ホルダクランプ２１６は、センサと外部環境との間が接触するように、外側ケースの開口２３１と位置が合う開口２２１を有している。カプセルが組み立てられるとき、第１のモジュールの内部電気部品は、外側ケース２１１により外部環境から保護されている。そこで、モジュールは嚥下型カプセルの形態となっており、大きなビタミン剤とほぼ同様のサイズを有している。
【０１４７】
第２のモジュール５０は、例えば、オンオフ変調されたＲＦ信号の形態で第１のモジュールから送信された信号を受信する。それはセンサからのデータ値を回復しており、第１のモジュールのタイミングは不正確であり、変動するので、（第１のモジュールのクロック３より更に正確であり、安定している）それ自身のクロック２３を用いて全てのセンサ値又はセンサの組の値に時刻を刻印する。また、第２のモジュールは、前述のように、第１のモジュールの電力供給電圧における変動を補償するためにセンサ値を調整する。
【０１４８】
図２０は、本発明の一実施例に係る第２のモジュールの詳細な動作を示すフローチャートである。ステップ３００において、第２のモジュールのスキャンしているレシーバは、予め設定されたチャンネル帯域幅内の受信された送信周波数に基づいたアナログ電圧を出力する。この信号は、電磁干渉により破壊された送信データを含んでいる。
【０１４９】
第２のモジュールは、ステップ３１０において、このアナログ出力をオーバサンプリングによりデジタル化するＤＡＱ（データ収集）装置を有している。サンプリングレートは、ナイキストレートの少なくとも２倍、好ましくはナイキストレートの少なくとも３倍である。サンプリングは、２つの連続的な信号取得の間のいかなるデータサンプルも失わないように、連続トリガモデルに従って実行される。
【０１５０】
上記のように、第１のモジュールからの各「信号」は少なくともデータパケットと「ゼロ期間」とを具備している。また、上記したように、第１のモジュールは、連続ストリームの中の信号を送信する。例えば、４Kbpsデータレートのマンチェスター符号化ビットストリームは、第１のモジュールにより送信されるであろうし、第２のモジュールのＤＡＱデバイスにより２０KSpsのオーバサンプリングレートでサンプリングされるであろう。図２１は、データパケット、ゼロ期間、及び信号取得と図２０のフローチャートの他のサブ処理を行うためにとられた時間を示す時系列である。ＤＡＱ期間（図２１において示されたＴ）は完全なデータパケットより長く、各データパケットの間の期間より短く設定されている。一例として、１つのデータパケットは、５KB（例えば、サンプリング期間０．２５ｓ×オーバサンプリングレート２０KSps×分解能８ビット）、又は２０KB（例えば、サンプリング期間１ｓ×２０KSps×分解能８ビット）まで、瞬時のプロセスのための局部バッファ空間で占有される。勿論、他のサンプリング期間やレートも使用できるものである。如何なる場合においても、信号取得（ＤＡＱ）の処理は、（図１０において示した時間Ｔｐにおいて）次の信号のデコーディング、パケットデシメーション、及びパケット翻訳処理のために十分な時間を空けるために、比較的に短い時間（図２１においてＴｓで示し、典型的には２，３ミリセコンド）で完全に行われるべきであろう。
【０１５１】
ステップ３１０のＤＡＱの後、低域通過フィルタリング及び他の前処理は、ステップ３２０において収集されたデータサンプルで実行される。そこで、サンプルデータから第１のモジュール１により送られた信号を抽出するために、ステップ３３０において、ＤＳ−ＳＳ相関が実行される。ＤＳ−ＳＳ方法の各種の可能性としては当業者にとっては明らかであろう。
【０１５２】
ステップ３３０の後、受信した信号は、一連のデジタル化されたアナログ値に変換される。ステップ３４０において、確率ヒストグラムが形成され、「０」と「１」との間を識別するためのスレッショルドを決定するよう使用される。スレッショルドは受信された信号に基づき適応して設定され得るので、２進値の間の識別が改良され、弱い信号でさえ実行可能となる。
【０１５３】
次に、デコーディングステップ３５０において、データパケットが探索され、認証されて、２値データが抽出される。各パケットにおけるデータ（例えば、センサ値）を処理する前に、これを行うことが必要である。通信リンクが使用されていない間中、長い「ゼロ期間」は、ポテンシャルなデータパケットを粗く探索するために使用される。もし、ポテンシャルなデータパケットが実際に存在していたならば、予め定義されたスタートシーケンス（１つ以上のスタートビットのシーケンス）とフィニッシュシーケンス（１つ以上のストップビットのシーケンス）がデータパケットの正確な探索を行うために使用される。
【０１５４】
データパケットを見つけるために、信号の両端からサーチする反復ルーチンが行使される。
【０１５５】
データパケットを探索するための単一のデコーディングルーチンの例としては、
｛
０：ポインタＦ＝ポインタＦ＋ステップＦ； ポインタＢ＝ポインタＢ−ステップＢ；
１：ポインタＦとポインタＢの間のデータセットは、有効データパケットか？
２：もし、否であれば、０に戻る；
３：もし、正であれば、データパケット＝データパケット・×デコーディング信号；
４：ステップＦとステップＢを更新する；
｝＊Ｂは初めのシーケンスを意味し、Ｆは終わりのシーケンスを意味する。
【０１５６】
スタート及びストップシーケンスに加えて、ビットインテグリティ及びビット長等の特徴がデータパケットを有効にするために使用される。
【０１５７】
次に、ステップ３６０において、自動回帰移動平均（auto-regression moving-average)（ＡＲＭＡ）評価器のような中央値フィルタは、信号をノイズ比に対して向上するように使用される。図２２は、中間値フィルタによりフィルタされたノイズスパイク４００とともに時間に対するデータパケットの一部からのデータビットを示している。
【０１５８】
中央値フィルタを行った後、オーバサンプリングにより生成された追加のデータポイントを取り除くために、データパケットはデシメーションされている（間引かれている）。この段階の出力は、デシメーション後（間引かれた後）、完全なデータパケットを構成するデータインフォメーションビットを有している。多くの異なるフォーマットは、データのために使用されるであろうが、以下に１つの可能な例を挙げる。
【０１５９】
セグメント１：（左から右へ送信された）初めのシーケンス ０，１，０，１，０，１，０，１
セグメント２から７：４８ビットデータ
セグメント８：最後のシーケンス１，０，１，０，１，０，１，０
――――――――――――――――――――――――――――――――――――――――
サブパケットＩ
セグメント９：初めのシーケンス ０，１，０，１，０，１，０，１
セグメント１０から１５：４８ビットデータ
セグメント１６：最後のシーケンス１，０，１，０，１，０，１，０
――――――――――――――――――――――――――――――――――――――――
サブパケットII
セグメント１７：初めのシーケンス ０，１，０，１，０，１，０，１
セグメント１８から２３：４８ビットデータ
セグメント２４：最後のシーケンス１，０，１，０，１，０，１，０
――――――――――――――――――――――――――――――――――――――――
サブパケットIII
【０１６０】
上記の例において、サブパケットＩ及びIIはセンサデータを含んでおり、サブパケットIIIはパリティデータを含んでいる。
【０１６１】
次に、ステップ３７０において、パケット翻訳ルーチンは、データパケットからセンサデータを抽出し、第２のモジュールのクロック２３に従って、データパケットが第２のモジュール５０により受信された時刻に基づいた時間情報でそれに刻印する。また、パケット翻訳ルーチン３７０は、センサデータが正確に回復されているかを確かめるためにパリティデータ（例えば、サブパケットIII）を確認する。もし、パリティと他の真実性のチェックが肯定的であるならば、インディケータビットはデータが有効であることを示す「１」にセットされる、反対であればインディケータビットは「０」にセットされる。このステップからの出力は、タイムスタンプ（時刻刻印）、センサデータ及びインディケータビットである。タイムスタンプは、データパケットにおける（予め決められた長さ、例えば各センサ値の）センサデータの各部分のためであってもよく、若しくは全体としてのデータパケットのためでもよい。
【０１６２】
次に、ステップ３８０において、データパケットが送信された時の第１のモジュールのクロック３のクロックレートが推定される。この実施例において、クロックレートは、データパケットを形成し送信するために第１のモジュールが採用する第１のモジュールクロックサイクルの公知の数と、及び第２のモジュールのクロックに従って、データパケットのスタートとエンドが第２のモジュールに到達した時間と、に基づいて推定される。他の実施例では第１のモジュールのクロックレートを推定する異なる方法を使用してもよいが、しかし、それらの実施例では、典型的に、いつもデータが第２のモジュールにより受信されたときのレートに基づいている。
【０１６３】
センサデータがセンサ５，１０により集められた時に第１のモジュールの電力供給により供給された電圧は、第１のモジュールの電力供給１２により供給された電圧（Ｖ）と第１のモジュールのクロック３のクロックレート（ｆ）との間の予め決められた関係に基づいて推定される。この予め決められた関係は、実験的に又は理論的に決定されてもよい。１つの第１のモジュールのための一実施例において、その関係は、
Ｖ＝Ａｌｏｇ_１０ｆ＋Ｂ
となることが見つけられた。ここで、Ａ＝２．３５であり、Ｂは補償処理において必要としない定数である。
【０１６４】
電力供給電圧（Ｖ）が一度決定されると、センサデータにおけるセンサデータ値は、電力供給電圧における変動を補償するよう調整される。この補償は、センサ値（即ち、第１のモジュールにより送信されたセンサデータ値）と電力供給電圧との間の予め決められた関係に基づいて実行される。一般的に、第１のモジュールにより送信されたセンサ値は、センサ１０，１５からのアナログ出力、及びこの出力に対するＡＤＣ１４０（及び全ての増幅器）の応答、及び第１のモジュールのプロセッサ１５によりなされた全ての調整に基づいたものである。多くの場合、センサ値と電力供給電圧との間の関係は、直線的である。この関係は、理論的に又は実験的に決定される。それが一度分かれば、電力供給電圧における変化により生じた変動についてセンサデータ値を補償するために、それが推定された電力供給電圧と共に使用することができるであろう。
【０１６５】
また、第２のモジュールのプロセッサ７０は、第２のセンサ１０により同じ時間又は対応する時間に得られたセンサデータ値に基づいて、第１のセンサ５からのセンサデータ値を補償してもよい。例えば、第１のセンサはｐＨセンサであり、第２のセンサは温度センサの場合、第１のセンサ５からのセンサデータ値は、異なる温度でのｐＨセンサ１０の応答における知られている変動に従って補償することができる。
【０１６６】
最後に、ステップ３９０において、処理されたセンサデータは、ディスプレイ、メモリ又はリモートデバイス（遠隔装置）に出力される。その出力には、補償されたセンサ値、及びこれらの値が測定された推定時刻が含まれる。
【０１６７】
また、第２のモジュールのプロセッサ７０は、第１のモジュールのクロック３の推定されたクロックレート、及び／又は以前に推定されたクロックレート、及び／又は以前のデータパケットの位置（時間）に基づいて、次のデータパケットの位置を予測するよう構成されている。パケット位置のこの予測は、データパケットをサーチするデコーディングルーチンを最適化するように、そして第１と第２のモジュールの間の接触損失を補助するために用いられる。
【０１６８】
図１８と１９に示した嚥下型カプセル１は、滑らかな外表面を有する外側ケースを持っている。しかしながら、外側ケースがヘリカルパターンをその表面に持つことは可能である。このヘリカルパターンは、弾丸がライフルの銃身を進むのと同じように、検査デバイスが腸管を通過するように回転させるものである。腸を通って移動するカプセルの場合、前方への推進力は腸の蠕動運動により提供されてもよい。ヘリカルパターンは、少なくとも１つの螺旋であるべきであり、そしてカプセルの外側ケースの内側又は外側に、刻み、突起、又は溝により形成されてもよい。図２３は、外側ケースに溝５１０により形成された２．５回の螺旋巻きを持つ嚥下型カプセル１の上部から見た図である。図２４は、外側ケースの表面上に突起５１６により形成された２．５回の螺旋巻きを持つ嚥下型カプセル１の上部から見た図である。両方のカプセルは、周囲の環境の中の液体がカプセル内のセンサと接触するように開口５１５を有している。
【０１６９】
図１−２４に関する上記の記述は、システムレベル動作での検査デバイス及びシステムに関連しており、特に、第１のモジュールと第２のモジュールの間の通信、及び（第１のモジュールのプロセッサ、又は第２のモジュールのいずれかによる）センサの較正並びにセンサ出力の分析に関連するものである。
【０１７０】
図２８及び２９に関して、これらの図面には本発明の好ましい実施例において使用するためのセンサ素子４５０が図示されている。センサ素子４５０は「ワンショット」のセンサ素子であり、分析物のあるなしを一度だけ検出するよう動作することができるものである。図２９の断面図に示されているように、センサ素子は基板４５２の上に形成されている。電極４５４，４５６及び４６３（作用電極４５４、対向電極４５６及び参照電極４６３）は、基板４５２の上面に形成されており、互いに接触しないようにギャップ４５８により分けられている。これらの電極は、金、金−プラチナ合金、又はプラチナにより形成されている。典型的には、電極は異なる材料により形成されており、作用電極はその表面で酸素レドックス反応に触媒作用を及ぼすように選択された材料により形成される（例えば、プラチナ又は金）。作用電極は代表的には銀により形成される。参照電極の目的は（当業者であれば容易に理解されるように）、作用電極におけるレドックス反応の効果を補償するために、作用電極で安定した電圧を提供するためである。絶縁層４６０は、穴内でそれぞれがむき出しの作用電極４５４、対向電極４５６及び参照電極４６３の部分を離すように、基板と電極の上に形成されている。絶縁層４６０の壁における段差のために、この穴は段差を有する形状を持つ。穴の基底において、作用、対向及び参照電極のむき出しの部分を覆って接触し、そして電極の間のギャップ４５８に充填されているものは、電解質４６２である。好ましい電解質は、イオン伝導ジェル又は固体電解質、例えば固体ポリマー電解質（例えば、ポリエチレンオキサイド、デュポンの「Ｎａｆｉｏｎ」（登録商標）などのフッ化スルホン酸コポリマー）。電解質を覆うものは、半透過性膜４６４、即ち水と電解質を透過せず、酸素を透過するものである。代表的な半透過性膜としては「Ｔｅｆｌｏｎ」（登録商標）から形成されている。絶縁層４６０の中に形成されている穴を横切って広がっているものは、保護層４６６である。これは、代表的には、厚みが約０．２−０．３μｍの金又は金合金の層である。電極４６８は保護層４６６に接続している。
【０１７１】
保護層４６６と半透過性膜４６４との間の空間は、分析空間である。この分析空間内に、第１の分析層４７０と第２の分析層４７２が設けられている。第１と第２の分析層は異なった構成でもよく、例えば多層形状に、又は一方が他の分析体の中で島となるように、又は密接して混ざった分析体などがある。最適な配置は、後述する触媒コンポネントが存在するしないにおいて、分析体の互いの反応によるであろう。
【０１７２】
本実施例において、センサ素子４５０は血液センサである。ヘモグロビン（血液の構成物）は、第２の分析体において存在するメディエータ又は酸素ドナーにより、第１の分析体におけるフェノール化合物の酸化に触媒作用を及ぼす。この実施例における第１の分析体は、アルファ−グアイアコニック酸であるか、又はこれを含んでいる。第１の分析体の代替物としては、テトラメチルベンジジン（ＴＭＢ）がある。第２の分析体は、ヨウ素酸塩若しくは過ヨウ素酸塩であるか、又はこれを含む。第２の分析層の代替物としては、酸素ドナーとしての２．５−ジメチルヘキサン−２．５−ジヒドロベルオキシドがある。さらなる代替物としては、過酸化水素があるが、腸への漏洩が望ましいものではないので、好ましいものではない。
【０１７３】
異なった層が公知の製造技術により基板４５２に適用され得る。特に、例えば、基板４５２がシリコン基板等のように平板であれば、スピンキャスティングを使用することができる。最適なスピンキャスティング法は、フォトマスクを組み合わせて、若しくはマスクとエッチング処理を介する組み合わせで達成することができる。グワイヤックは有機であるため、エッチングは酸素プラズマを使用して実施することができる。しかしながら、他の析出技術を使用することができ、例えばスパッタリング、薄膜析出、射出成形、蒸着、マイクロピペットを使用した析出等である。例えば、分析空間にグワイヤック樹脂を析出することは、アルコール（例えば、エタノール、Ｎ―メチル−２−ピロリジノン（ＮＭＰ）、又はジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ））に樹脂を溶解し、そして溶液をスピンキャスティングすることにより実行することができる。
【０１７４】
絶縁層４６０は、好ましくはポリイミド又はＳＵ−８で形成される。
【０１７５】
使用において、検査素子は、活動するまで、保護層４６６により保護されて、活性化されず、そして保護されて残っている。検査素子を活性化するために、電極４６８を介して保護層４６６に電圧が印加される。最適な電圧は、＋１．０Ｖ（又はそれより高い電圧）である。カソード（図示なし）は、電気化学回路を完成するよう他の場所に設けられている。カソードは、毒性の電気分解製品を生み出すものでない如何なる導体又は電気活性物質で形成され得る。検査素子が水溶性の塩化物イオン（例えば、ＧＩトラクト（胃腸管））の環境にあるとき、この電圧の保護層への印加は、クロロ金錯体の形成による保護層の腐食を起こす。これらはカソードで低減される。保護層は、環境に対して第１及び第２の分析体を晒すことによって、このメカニズムにより１０−３０秒の僅かな時間で除去され得る。この方法における金の保護層の除去は、サンチニ他（Santini et al.)、「制御された薬物供給装置としてのマイクロチップ（Microchips as controlled drug-delivery devices）」、Angew. Chem. Int. Ed. 2000、３９、２３９６−２４０７、に示されており、その内容はここに参照として組み込む。
【０１７６】
ＧＩトラクト（胃腸管）の環境に一度晒されると、ＧＩトラクトの中の血液の存在は、第１と第２の分析体の間の反応に触媒作用を及ぼす。第１と第２の分析体の間の反応は、最終生成物として、特別の反応が行われた状態及び溶解状態に依存して、任意的に反応性のある中間生成物により、溶解された酸素を生み出す。半透過性膜は酸素を通す。センサ素子の電解質空間の中に形成された電気化学電池は、実質的に、当業者には容易に理解できるクラーク電池である。この電池は、作用電極と対向電極の間のレドックス反応を制御するか、若しくはモニタしている。この方法において、第１と第２の分析体の間の反応は、モニタすることが可能であり、そしてセンサ素子に達した分析物（血液）の濃度の計測値を得ることができる。
【０１７７】
他の実施例において、クラーク電池は、ＬＥＤ（好ましくは、白色ＬＥＤ）からの光が分析空間を通過する光電検出器に置き換えられる。光電検出器は、第１と第２の分析体が血液の存在に反応して青−緑色を生成するとき、分析空間の中に色の変化を検出することができる。また、色の変化は、例えば異なる分析体が用いられている、同様な方法においても、勿論モニタすることも可能であろう。
【０１７８】
特定の環境（例えば、温度及び／又はｐＨに依存する環境）において、第１と第２の分析体の間の反応レートは、血液が存在しないときでさえ、変化する。このため、センサ素子の保存履歴、及びセンサ素子の使用履歴（例えば、それがどれくらい体内にあるか）に依存して、センサ素子からの出力（即ち、作用電極及び対向電極の間のポテンシャル）は、活性する前、又は活性する後のいずれかにおいて変化する。したがって、上記のスキーム及びルーチンの１つに従って、例えばｐＨセンサ及び／又は温度センサの出力、及び／又はセンサ素子が配置されていた計測時間に従って、センサ素子を補償することが必要である。
【０１７９】
センサ素子は、単一の測定を採るために、ただ一度だけ活性化され得る。したがって、検査デバイスは、多くの同様のセンサ素子を有して設けられている。好適な検査デバイス４８０ａとセンサ素子アレイ４８２ａの概略図が図２５Ａに示されている。この例において、センサ素子アレイ４８２ａは、曲面形状を有しており、そして検査デバイスの曲がった外面に配置されている。また、各センサ素子の活性化について保護フィルムを除去することを要求された電気化学回路を完全なものとするための、共通のカソード４８１ａは、デバイスの外面に配置されている。このセンサアレイは、屈曲可能な基板（例えば、ポリイミド）上に好ましくは平板に製造されており、検査デバイスの曲面の外観に密接するように曲げられている。しかしながら、センサ素子アレイが平板な形状に形成されて、検査デバイスの平坦な部分（又は曲がりが少ない部分）に配置することも可能である。この例が図２５Ｃの別の検査デバイスに示されており、この図において、検査デバイス４８０ｃは、非対称形状を有しており、一端４８３ｃが丸められ、他端４８４ｃが平坦に形成され、センサアレイ４８２ｃは平坦な端部４８４ｃに配置されている。共通のカソード４８１ｃは、望ましい便利な位置に配置されている。他の実施例において、例えば、検査デバイスは、デバイスの長手方向の中央部分に平坦な形状を有していたり、平坦な端部を有していたり、平面がデバイスの主軸に対して傾いた角度で形成されている面を有する端部を持つことも出来るであろう。また、センサ素子アレイは、検査デバイスの周りを実質的にすべて取り囲むように広げることも可能である。これは、センサ素子によりデバイスの環境についてさらに多くのサンプルを取ることを可能となるため、好ましいものである。これは図２５Ｂに示されており、この図において検査デバイス４８０ｂは丸まった円筒状の形状を有し、センサアレイ４８２ｂはデバイスの外側表面を円周上に取り囲むように、共通のカソード４８１ｂに沿って広がっている。既に述べたように、センサ素子を平坦形状の屈曲可能なポリイミド基板上に設けることが可能であり、そこで基板をデバイスに密接するように曲げることが可能である。また、検査デバイスの外側ケースの一部分としてセンサ素子アレイを設けることも可能である。例えば、好ましい穴形状がモルディング成形で、又は精密機械加工でデバイスの外側ケースに形成することができ、及び／又は電極が外側ケースに鋳造されてもよい。
【０１８０】
図２６は、５×５のセンサ素子アレイの概略図である。各センサ素子４８５は、制御信号入力４８７とセンサ出力４８６の、２つの形式の電気接続を有している。これらの接続は、図２６において、ただ概略的に示されている。各センサ素子のための制御信号入力は、保護層４６６に対する電気接続により構成されている。センサ出力４８６は、実際には、作用電極、対向電極及び参照電極のそれぞれ１つのために、セルあたり３つの電気接続により構成されている。これらの電極から及びこれらの電極に対する信号が、以前の図面を参照して既に述べたように、同様の制御、及びオペアンプ回路により制御できることは当業者であれば容易に理解できるであろう。
【０１８１】
図２７は、第１のモジュール４９０と第２のモジュール４９２の検査システムを示す概略図である。第１のセンサ４９４が、既に述べたようにバイオセンサのアレイのようなセンサ素子アレイであることを除いて、配置は、図２のものと機能上の条件において同様である。コントローラ４９５は、第２のセンサ４９６（例えば、既に述べたｐＨセンサ又は温度センサ）の出力又は、記憶された若しくはコントローラ４９５に入手可能な予め決められたタイミングスケジュールの結果のいずれかに応答して、一度にセンサ素子の１つ（又はそれ以上）を制御（即ち活性化）する。センサ出力（活性化されたセンサ素子の作用電極と対向電極との間の電圧）は、コントローラ４９５により検出される。そこで、この出力から抽出されたセンサデータは、第１のモジュールのトランスミッタ４９７により、第２のモジュールのレシーバ４９８に送信される。
【０１８２】
センサアレイにおける全てのセンサ素子の動作は、比較的に電力消費である、特に、保護層４６６の除去により各センサ素子を活性化すること、及び作用電極と対向電極との間に適切なポテンシャルを適用することは、比較的に電力消費である。検査デバイスの使用期間（例えば、１９−２４時間）を通して十分にセンサ素子のそれぞれが動作するよう十分な電力を確保するために、前の実施例に関して述べた各種の電力節約及び空間節約の手法がこの実施例においてもまた適用される。
【０１８３】
これらの実施例の変更、更なる実施例、及びこれらの更なる実施例の変更は、この明細書を読んでいる当業者には明らかであろうし、そのようなものは本発明の範囲内にある。
【０１８４】
本発明のさらなる特徴及び観点は、添付の明細書と付属のクレームの中に見つけることができる。
【図面の簡単な説明】
【０１８５】
【図１】図１は検査デバイスの概略図である。
【図２】図２は検査デバイスとベースステーションを具備するシステムの概略図である。
【図３】図３はレシーバとベースステーションを持つ検査デバイスを具備するシステムの他の実施例の概略図である。
【図４】図４は検査デバイスが消化器系を通って移動するときのｐＨにおける変動を示すグラフである。
【図５】図５はセンサとそのダイナミックレンジを調整するための周辺回路の概略図である。
【図６】図６はセンサのダイナミックレンジを調整するためのルーチンを示す。
【図７】図７はセンサ出力に実際の物理量を対応付けるためのルーチンを示す。
【図８】図８はセンサ出力をオートゼロにするための、又はそれを所望値に照合するためのルーチンである。
【図９】図９はセンサ出力における時間の経過と共に徐々にずれるのを補償するためのルーチンである。
【図１０】図１０（ａ）は、図１０（ｂ）に示されたＩＳＦＥＴの測定され及びモデル化されたスレッショルド電圧のずれから導かれるＩＳＦＥＴの電圧源における測定された変化を示す。
【図１１】図１１（ａ）はｐＨ溶液における変化に反応して測定されたＩＳＦＥＴのスレッショルド電圧の応答を示すグラフであり、図１１（ｂ）はずれ補償が適用された後の同じスレッショルド電圧を示す。
【図１２】図１２は図１の変形例であり、別の実施例を示す。
【図１３】図１３は図２の変形例であり、別の実施例を示す。
【図１４】図１４は図３の変形例であり、別の実施例を示す。
【図１５】図１５（ａ）から（ｃ）はモジュラーシステムの可能性のある配置を示す概略図である。
【図１６】図１６は検査デバイスの構成物を示す概略図である。
【図１７】図１７は、図１６の検査デバイスの構成物が分割チップ又は複数の回路基板上でどのように分かれているかを示す他の概略図である。
【図１８】図１８は検査デバイスの電気構成品を示す斜視図である。
【図１９】図１９は検査デバイスの電気構成品とカプセルの周りのケースが隠されているときの状態を示す概略図である。
【図２０】図２０は第２のモジュールによる受信データの処理を示すフローチャートである。
【図２１】図２１はゼロ期間及びデータパケットを示す時系列であり、並びにデータ取得のために採られた時間と第２のモジュールにより実行されるべき他の処理を示している。
【図２２】図２２は時間に対するデータビット及びノイズスパイクを示すグラフである。
【図２３】図２３はヘリカル溝を有するカプセルの下向き図である。
【図２４】図２４はヘリカル突起を有するカプセルの下向き図である。
【図２５Ａ】図２５Ａは検査デバイスの外側表面の概略図である。
【図２５Ｂ】図２５Ｂは他の検査デバイスの外側表面の概略図である。
【図２５Ｃ】図２５Ｃは他の検査デバイスの外側表面の概略図である。
【図２６】図２６は検査デバイスのセンサ素子アレイの概略図である。
【図２７】図２７は第１のモジュールと第２のモジュールの検査システムを示す概略図である。
【図２８】図２８は検査デバイスの平面図である。
【図２９】図２９は図２８の検査デバイスの断面図である。

【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１のモジュールと第２のモジュールを含む検査装置であって、
前記第１のモジュールは、コントローラ、トランスミッタ、及びセンサ素子のアレイを有し、
前記コントローラは、前記アレイの中の異なるセンサ素子を使用して異なる時間で前記アレイからのセンサ出力を得るために、前記アレイにおける１つ以上のセンサ素子をアレイにおける他と独立して活性化することが可能であり、
前記トランスミッタは、前記センサ出力から抽出されたセンサデータを、前記第１のモジュールから前記第２のモジュールのレシーバへ送信するよう構成されており、
各センサ素子は、センサアレイが配置されるところの環境において同じ分析物の存在を検出するための生物学的なセンサである検査装置。
【請求項２】
第１のモジュールが、
（ｉ）人間若しくは動物の体を通過するために、飲み込むことが可能であるように、
（ｉｉ）人間若しくは動物の体の中に移植できるように、又は
（ｉｉｉ）人間若しくは動物の体の表面の場所（例えば、傷した位置）に配置されるように、構成された請求項１に記載の検査装置。
【請求項３】
前記環境における前記分析物の存在を検出するように、各センサ素子が一度だけ活性化される請求項１又は請求項２に記載の検査装置。
【請求項４】
前記センサ出力は、分析物の存在、分析物の非存在、検出された分析物の濃度の定量的な測定値、の少なくとも１つの分析物状態に対応する請求項１乃至３のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項５】
前記分析物は、血液、又はヘモグロビン、又は血液の他の構成物、又は血液の分解生成物である請求項１乃至４のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項６】
前記アレイにおけるセンサ素子を活性化することは、第１の反応物と第２の反応物との間の化学反応に触媒作用を及ぼすように、センサ素子の環境における分析物の存在を可能とし、センサ素子出力を決定する前記センサ素子により前記化学反応の検出を可能とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項７】
各センサ素子は、少なくとも前記第１の反応物を収容している反応物空間を含む請求項６に記載の検査装置。
【請求項８】
前記反応物空間は、前記第２の反応物を収容している請求項７に記載の検査装置。
【請求項９】
前記第２の反応物は、第１の反応物に接触している請求項８に記載の検査装置。
【請求項１０】
前記反応物空間は、半透過性膜により電解質空間から分けられており、前記電解質空間が作用電極、対向電極及び任意に参照電極を有しており、前記電極が前記電解質空間の電解質と電気的に接触している請求項７乃至９のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項１１】
前記反応物空間は、前記センサ素子の活性化状態で、前記環境に晒されている請求項７乃至１０のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項１２】
各センサ素子は、前記反応物空間をカバーするためのカバー部材を含み、前記カバー部材は、前記反応物空間を晒すことが可能なように少なくとも部分的に取り外すことが可能な請求項１１に記載の検査装置。
【請求項１３】
前記カバー部材は、前記カバー部材に電圧を印加することにより少なくとも部分的に取り外すことが可能な請求項１２に記載の検査装置。
【請求項１４】
前記電圧は、前記カバー部材の腐食、溶解、溶融、昇華及び破損の少なくとも１つを誘因する請求項１３に記載の検査装置。
【請求項１５】
第１の反応物は、アルファ−グアイアコニック酸又はその誘導体を具備する請求項６乃至１４に記載の検査装置。
【請求項１６】
第２の反応物は、触媒が存在する状態において第１の反応物を酸化することが可能なメディエータである請求項６乃至１５記載の検査装置。
【請求項１７】
第１のモジュールが配置されるところの環境と接触するよう設けるために、前記センサアレイは前記第１のモジュールの外側表面に設けられた請求項１乃至１６のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項１８】
前記アレイは少なくとも４個のセンサ素子を含む請求項１乃至１７のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項１９】
前記アレイは少なくとも９個のセンサ素子を含む請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項２０】
前記コントローラは、前記センサ素子を予め決められた時間間隔で活性化するよう駆動することができる請求項１乃至１９のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項２１】
第１のモジュールのセンサアレイは、第１のセンサを形成し、そして第１のモジュールはさらに第２のセンサを含み、前記第２のセンサは第１のモジュールが配置されるところの環境のパラメータを測定するよう駆動することができる請求項１乃至２０のいずれか一項に記載の検査装置。
【請求項２２】
第２のセンサの出力は、センサアレイのセンサ素子が活性化される時間を決定するために、コントローラにより使用される請求項２１に記載の検査装置。
【請求項２３】
第１のモジュールがさらに第３のセンサを含み、前記第３のセンサは、第２のセンサにより測定されたパラメータと異なる、第１のモジュールが配置されるところの環境のパラメータを測定するために駆動することができる請求項２１又は請求項２２に記載の検査装置。
【請求項２４】
第２及び第３のセンサの両方の出力は、センサアレイのセンサ素子が活性化される時間を決定するために、コントローラにより使用される請求項２３に記載の検査装置。
【請求項２５】
第２及び第３のセンサは、ｐＨセンサ、温度センサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、バイオケミカルセンサ、オプチカルセンサ、及び音響センサから選択される請求項２３又は請求項２４に記載の検査装置。
【請求項２６】
第１のモジュールと第２のモジュールを含み、前記第１のモジュールがコントローラ、トランスミッタ、及びセンサ素子のアレイを有する検査装置の駆動方法であって、この駆動方法は、
（ｉ）第１の時間ｔ１で少なくとも１つのセンサ素子からのセンサ出力を得るために、前記コントローラが、前記アレイにおける少なくとも１つのセンサ素子を、前記アレイにおける他のセンサ素子から独立して活性化するステップ、
（ｉｉ）ｔ１と異なる時間ｔ２で少なくとも１つのさらなるセンサ素子からのセンサ出力を得るために、前記コントローラが、前記アレイにおける前記少なくとも１つのさらなるセンサ素子を、前記アレイにおける他のセンサ素子から独立して活性化するステップ、及び
（ｉｉｉ）センサデータを前記第１のモジュールから前記第２のモジュールのレシーバに送信するステップを含み、
各センサ素子は、センサアレイが配置されるところの環境における同じ分析物の存在を検出するための生物学的なセンサである検査装置の駆動方法。
【請求項２７】
異なる時間ｔで前記環境における前記分析物の検出又は欠如に応答して、前記アレイからの一連のセンサ出力を得るために、コントローラが異なる時間ｔで連続的に前記センサ素子を活性化するステップをさらに含む請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記分析物の存在を検出するために、各センサ素子が一度だけ最大に活性化される請求項２６又は請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
人間若しくは動物の体の消化器系を通る通路のために、又は人間若しくは動物の体に移植するためにデザインされた検査デバイスであり、このデバイスは、第１のパラメータを測定するための第１のセンサ、較正ルーチンに従って第１のセンサを較正するための電気回路若しくはソフトウエア、及び第１のセンサの出力から抽出されたデータを外部装置に送信するためのトランスミッタを有する検査デバイスであって、この検査デバイスにおいて、
前記回路は、センサに接続された可変ゲイン増幅器のゲインを変化させることにより、及び／又はセンサに印加されるオフセット電圧を変化することにより、又はセンサに接続された増幅器に印加されたオフセット電圧を変化させることにより、センサを較正するよう構成されている検査デバイス。
【請求項３０】
デバイスが飲み込むことが可能なカプセルである請求項２９に記載の検査デバイス。
【請求項３１】
較正ルーチンがセンサのダイナミックレンジを適正化するためのルーチンである請求項２９又は請求項３０に記載の検査デバイス。
【請求項３２】
較正ルーチンは、センサ出力と測定されたパラメータの実際の物理的値との間の関係を決定するステップを有する請求項２９乃至３１のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項３３】
較正ルーチンは、センサ又は周辺回路がセンサのゼロ出力まで調整されるルーチンである請求項２９乃至３２のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項３４】
前記較正ルーチンは、前記第１のセンサ出力の時が経つにつれて生じるずれを補償するためのルーチンであり、この補償は、センサの時が経つにつれて生じるずれのモデルに従って実施される請求項２９乃至３２のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項３５】
センサの時が経つにつれて生じるずれのモデルは、メモリに記憶された予め決められたモデルである請求項３４に記載の検査デバイス。
【請求項３６】
センサのずれのモデルは、センサにより測定された以前のデータポイントを外挿することにより、センサが使用中に計算される請求項３４に記載の検査デバイス。
【請求項３７】
センサのずれを補償するために、センサ出力は前記モデルに従って規則的な間隔で調整される請求項３４乃至３６のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項３８】
較正ルーチンは、センサ出力が特定された規準値に対して検査されたパラメータの値を示すように調整されるルーチンである請求項２９乃至３２のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項３９】
較正ルーチンは、センサが公知の刺激に晒され、センサ出力が予め決められた値と同じ値となるまで、又は前記公知の刺激のために特定された予め決められた範囲内に調整されるルーチンである請求項２９乃至３２のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４０】
検査デバイスは、第１のセンサが測定するようデザインされた物理的パラメータのための公知の値を有する液体又はジェルを収容しているケースの中に設けられており、そして前記較正ルーチンは、前記液体又はジェルの測定に応答するセンサ出力を参照してセンサを較正するよう構成された請求項３９に記載の検査デバイス。
【請求項４１】
検査デバイスは、較正データを外部装置に送信するよう構成された請求項２９乃至４０のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４２】
検査デバイスは、外部の電気デバイスからのインストラクション、又はデータを参照することなく独立して前記較正を実行するよう構成された請求項２９乃至４１のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４３】
前記検査デバイスは、外部装置からのコントロールインストラクション、及び／又は較正データを受け取るためのレシーバを有し、そして外部装置から受け取った前記コントロールインストラクション、及び／又は較正データを参照して前記較正を実行するよう構成された請求項２９乃至４１のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４４】
第１のセンサは、ｐＨセンサ、温度センサ、血液センサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、バイオケミカルセンサ、オプチカルセンサ、又は音響センサである請求項２９乃至４３のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４５】
第１のセンサは、ＩＳＦＥＴを具備する請求項２９乃至４４のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４６】
検査デバイスのトランスミッタは、高周波トランスミッタ、誘起磁場トランスミッタ、又は音響トランスミッタである請求項２９乃至４５のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４７】
前記第１のパラメータと異なる第２のパラメータを測定するための第２のセンサをさらに具備し、較正ルーチンは前記第２のセンサからの読みに基づいて前記第１のセンサの出力を調整するように構成された請求項２９乃至４６のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項４８】
第２のセンサからの出力が予め決められた特性を表示したとき第１のセンサをオン状態に切り替え、又は第２のセンサからの出力が前記予め決められた特性を表示してから設定された時間後に第１のセンサをオン状態に切り替えるためのコントローラをさらに具備する請求項４７に記載の検査デバイス。
【請求項４９】
前記第１のセンサが血液センサであり、前記第２のセンサがｐＨセンサである請求項４７又は請求項４８に記載の検査デバイス。
【請求項５０】
コントローラは、外部装置からの入力なしで独立して前記第１のセンサをオン状態に切り替えるよう構成された請求項４８に記載の検査デバイス。
【請求項５１】
検査デバイスが体における特定の位置にあることを示す第１のセンサ出力における特徴的事象を検出し、そして検査デバイスの位置を示す位置データを、メモリに記憶し、及び／又は外部装置に送信するよう構成されているプロセッサをさらに具備する請求項２９乃至５０のいずれか一項に記載の検査デバイス。
【請求項５２】
第１のセンサはｐＨセンサである請求項５１に記載の検査デバイス。
【請求項５３】
プロセッサは、第１のセンサからの出力が酸性のｐＨからアルカリ性のｐＨに切り替わったｐＨを示したとき、検査デバイスが小腸から離れ、大腸に入ったことを検出するよう構成された請求項５１又は請求項５２に記載の検査デバイス。
【請求項５４】
請求項２９乃至５３のいずれか一項に記載の検査デバイスの形態の第１のモジュールと、前記第１のモジュールのトランスミッタにより送信されたデータを受信するためのレシーバを有する第２のモジュールとを具備する、パラメータを測定するためのシステム。
【請求項５５】
前記第１のモジュールは、前記第２のモジュールからのインストラクション及び／又はデータを受信するためのレシーバを具備し、前記第２のモジュールは、前記第２のモジュールへインストラクション及び／又はデータを送信するためのトランスミッタ、及びプロセッサをさらに具備し、第２のモジュールの前記プロセッサは、前記第１のモジュールへ較正インストラクション及び／又は較正データを送信するよう構成されており、前記第１のモジュールは前記受信したインストラクション及び／又はデータに基づき第１のセンサを較正するよう構成された請求項５４に記載のシステム。
【請求項５６】
パラメータを測定するためのシステムであって、このシステムは、人間若しくは動物の体の中で使用するための検査デバイスの形態の第１のモジュールと第２のモジュールを具備し、前記第１のモジュールが、第１のパラメータを測定するための第１のセンサと、前記第１のセンサにより作成された測定値と前記第１のモジュールにより生成された較正データとを第２のモジュールへ送信するためのトランスミッタとを有し、前記第２のモジュールが、前記第１のモジュールのトランスミッタにより出力されたデータを受信するためのレシーバと、前記データを処理するためのプロセッサとを有し、前記第２のモジュールのプロセッサは、第１のセンサにより作成された測定値を、較正ルーチンに従って及び前記第１のモジュールにより送られた較正データに基づいて較正するよう構成されたシステム。
【請求項５７】
前記較正ルーチンは、前記第１のセンサ出力の時が経つにつれて生じるずれを補償するためのルーチンであり、この補償は、センサの時が経つにつれて生じるずれのモデルに従って実行される請求項５６に記載のシステム。
【請求項５８】
較正ルーチンは、第１のセンサ出力を測定されたパラメータの実際の物理的値に関連付けるためのルーチンである請求項５６に記載のシステム。
【請求項５９】
請求項４８に記載の検査デバイスを有するシステムであって、コントローラが、第２のセンサの読みに基づき、第２のモジュールにより送られたインストラクションに反応して、第１のセンサの出力の前記調整を実行するよう構成された請求項５６に記載のシステム。
【請求項６０】
人間若しくは動物の体の内側又は通路に適切に配置された第１のモジュールであって、前記第１のモジュールは、第１のクロックと、少なくとも１つのセンサと、前記第１のクロックと前記少なくとも１つのセンサに電力を供給するための電力供給と、及び前記少なくとも１つのセンサからのセンサデータを送信するためのトランスミッタと、を有し、並びに
第２のモジュールは、第２のクロックと、レシーバと、及び前記第１のモジュールのトランスミッタから送られたデータを受信し、第１のクロックのクロックレートを推定し、前記推定された第１のクロックレートに基づいてセンサデータを調整することにより、前記第１のモジュールの電力源の電力における変動について、受信したセンサデータを補償するプロセッサを有し、前記第１のモジュールと前記第２のモジュールとを具備する、データを収集するための装置。
【請求項６１】
第１のモジュールのトランスミッタは高周波トランスミッタであり、第２のモジュールのレシーバは高周波レシーバである請求項６０に記載の装置。
【請求項６２】
第１のモジュールは、嚥下型カプセル、又は体液が通る開口を有する大腸に挿入するための移植デバイスである請求項６０又は請求項６１に記載の装置。
【請求項６３】
第１のモジュールの少なくとも１つのセンサは、それぞれの時間で取得されたセンサの読みにそれぞれが対応している一連のセンサ値を出力する装置において、それぞれのセンサ値のために、第２のモジュールのプロセッサは、前記センサ値が取得された時に第１のクロックのクロックレートを推定し、そして前記第１のモジュールの電力供給からの電力における変動を補償するようそれぞれのセンサ値を調整する請求項６０乃至６２のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６４】
第１のクロックのクロックレートは、第１のモジュールからのデータが第２のモジュールにより受信されたときのレートに基づいて推定される請求項６０乃至６３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６５】
補償は、センサと電力供給により供給された電圧との予め決められた関係、及び第１のクロックのクロックレートと電力供給により第１のクロックに供給された電圧との予め決められた関係に基づいて実行される請求項６０乃至６４のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６６】
センサデータがプロトコルに従ってトランスミッタにより送信され、このプロトコルにおいて、前記データが１つ以上のデータパケットに分けられ、各データパケットが固定された予め決められた長さを有しており、各データパケットは、固定された予め決められた長さを有して、無信号送信の期間により他のデータパケットから分かれている請求項６０乃至６５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６７】
各データパケットは、データパケットの開始をマークする１つ以上のビットのスタートシーケンスと、データパケットの終わりをマークする１つ以上のビットのストップシーケンスとを有する請求項６６に記載の装置。
【請求項６８】
前記第１のモジュールから前記第２のモジュールへの信号送信は、非同期である請求項６０乃至６７のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６９】
少なくとも１つのセンサは、温度センサ、カメラ、血液センサ、ｐＨセンサ、溶解酸素センサ、導電率センサ、及び圧力センサから選ばれた請求項６０乃至６８のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７０】
第１のモジュールは、第１のモジュールの電力供給から出力された電圧を調整するためのレギュレータを有していない請求項６０乃至６９のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７１】
第１のクロックは、２０より小さいＱの値を有する低Ｑクロックである請求項６０乃至７０のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７２】
第１のモジュールのトランスミッタがＣＤＭＡ方式に従って送信する装置であって、それぞれが異なるチャンネルで送信する複数の前記第１のモジュールを持つ請求項６０乃至７１のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７３】
プロセッサは、レシーバからのアナログ信号を前処理し、確率ヒストグラムを生成し、電圧スレッショルドを決定し、アナログ信号において０と１を識別するよう構成された請求項６０乃至７２のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７４】
第１のモジュールは第１のセンサと第２のセンサとを有し、第２のモジュールのプロセッサは、第２のセンサからのセンサデータにおけるセンサ値に基づき、第１のセンサからのセンサデータにおけるセンサ値を調整するよう構成された請求項６０乃至７３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７５】
前記第２のセンサは温度センサである請求項７４に記載の装置。
【請求項７６】
第１のモジュールは、外部装置からのデータを受け取るためのレシーバを有していない請求項６０乃至７５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７７】
第１のモジュールは、外側ケースを有し、その外側ケースの１つ以上の開口に向かって流体を流すための１つ以上の溝を持つ外側ケースを有する請求項６０乃至７６のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７８】
第１のモジュールは、飲み込むことが可能なカプセルであり、そのカプセルが腸管を通過するとき回転するように、少なくとも１つのヘリカルの溝、突起、又は刻みを有する外側ケースを具備する請求項６０乃至７７のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７９】
第１のクロックと、少なくとも１つのセンサと、前記第１のクロックと前記少なくとも１つのセンサに電力を供給するための電力供給と、及び前記少なくとも１つのセンサからセンサデータを送信するためのトランスミッタと、を有する第１のモジュール、
第２のクロックと、レシーバと、及びプロセッサと、を有する第２のモジュール、を具備するシステムにおけるデータの送受信方法であって、
前記少なくとも１つのセンサの出力に基づいたセンサデータを第２のモジュールのレシーバに送信するステップ、及び
第１のクロックのクロックレートを推定し、前記推定された第１のクロックレートに基づき、センサデータを調整することにより、前記第１のモジュールの電力供給の電力における変動について受信されたセンサデータを補償するために第２のモジュールのプロセッサを使用するステップを有する、システムにおけるデータの送受信方法。

【図１】

【図２】

【図３】

【図４】

【図５】

【図６】

【図７】

【図８】

【図９】

【図１０】

【図１１】

【図１２】

【図１３】

【図１４】

【図１５】

【図１６】

【図１７】

【図１８】

【図１９】

【図２０】

【図２１】

【図２２】

【図２３】

【図２４】

【図２５Ａ】

【図２５Ｂ】

【図２５Ｃ】

【図２６】

【図２７】

【図２８】

【図２９】

【公表番号】特表２００８−５２９６３１（Ｐ２００８−５２９６３１Ａ）
【公表日】平成２０年８月７日（２００８．８．７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５５４６３９（Ｐ２００７−５５４６３９）
【出願日】平成１８年２月１０日（２００６．２．１０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＧＢ２００６／０００４６５
【国際公開番号】ＷＯ２００６／０８５０８７
【国際公開日】平成１８年８月１７日（２００６．８．１７）
【出願人】（３０１００８４１９）ザ　ユニバーシティー　コート　オブ　ザ　ユニバーシティー　オブ　グラスゴー (8)
【Ｆターム（参考）】