JP7751781B2 - 超音波非接触給電システム、非接触送電装置及び非接触受電装置 - Google Patents

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特許法第３０条第２項適用 刊行物名 ２０２１年電気学会産業応用部門大会講演論文集 発行日 ２０２１年８月１８日 発行所 一般社団法人電気学会

特許法第３０条第２項適用 刊行物名 信学技報 ＩＥＩＣＥ Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ ＥＥ２０２０－３５（２０２１－０１） 発行日 ２０２１年１月１８日 発行所 一般社団法人電子情報通信学会

特許法第３０条第２項適用 刊行物名 信学技報 ＩＥＩＣＥ Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ ＥＥ２０２０－１１（２０２０－１０） 発行日 ２０２０年９月３０日 発行所 一般社団法人電子情報通信学会

本発明は、超音波を利用して、体内埋め込み型医療機器に対して、非接触にて電力を伝送できる給電システムに関するものである。

近年、ペースメーカや人工臓器などヒトの体内に埋め込む医療機器の駆動源であるバッテリへの給電手法として、無接点にて体外から電力を伝送するワイヤレス給電システム(ＷＰＴ) が注目されている。代表的な医療用ＷＰＴ方式として、誘導コイル対を利用した電磁誘導方式（磁界共鳴方式）や平行平板（電極プレート）を用いた電解結合方式がある。これらは、比較的大電力（数１０ワットクラス）まで給電可能である。
しかしながら、現在主流の電磁誘導方式のＷＰＴでは、電磁誘導電流（渦電流）による皮膚の火傷や目眩、神経や筋肉に影響を及ぼす刺激作用といった健康被害の発生や、体液や血液など塩分濃度に依存した誘電体損失の発生とそれによる体内の局所的温度上昇、電磁ノイズによる生体内電子デバイスに誤動作を誘発などの問題点があり、ヒト体内に埋め込む医療機器への給電には必ずしも適切な手段でないことが明らかとなっている。

一方、電磁誘導方式のＷＰＴに対し、発生する磁界・電界暴露による健康への影響がないことや神経や感覚器への刺激が少ないこと、また、臓器の微振動も電力として利用でき生体環境発電に発展可能といった観点から超音波振動を用いたＷＰＴが、医療用として提案されており、人工内耳や体内埋め込み医療機器への給電手段として実用化が期待されている。
しかしながら、体内の骨格など障害物による音波の減衰が問題となり、磁界共鳴方式で適用範囲となる数ワットクラスの給電は実現が困難であり、超音波方式のＷＰＴの実用化の妨げとなっている。

本発明者の一人は、既に、パワー半導体スイッチを駆使した高周波インバータを用いて、周波数制御と振幅制御を可能とし、周囲環境が大きく変化する水中において、より高効率で高性能な超音波非接触給電システムを提案している（特許文献１を参照）。提案した超音波非接触給電システムは、送電部が共振周波数追従制御手段を備え、この共振周波数追従制御手段は、送電側超音波振動子の導通電流を検出し、電気・音響変換効率を最大に高め、超音波振動子の発生出力を最大限に取り出すべく、電圧と電流が同相となるように高周波インバータの動作周波数を制御する。
体内埋め込み型医療機器のバッテリに対して、提案済みの超音波非接触給電システムを活用して、非接触給電するとした場合には、以下のような問題がある。１つ目の問題は、体内埋め込み型医療機器のバッテリ（体内負荷）および体外の送電部と体内の受電部の間の体組織（インシュレータ）のインピーダンスが高く、体外の送電部の高周波インバータからそのままでは電力が取り出せないといった問題である。２つ目の問題は、送電部と体内の受電部の間の体組織（インシュレータ）の電気的等価回路の回路パラメータの値の導出が困難といった問題である。

特開２０１７－２２０９９０号公報

上述のとおり、超音波方式のＷＰＴは、電磁誘導方式のＷＰＴの問題点をクリアできる反面、伝送する電力が小さく（数ミリワット）、また、骨や細胞などのよる音波の減衰が受けやすいといった問題があり、埋め込み医療機器のモニタリングなど情報的利用に限定されることが多い。このため、超音波方式のＷＰＴを電力伝送として実用化および普及させるためには、より高出力を伝送しうるための電力変換回路および圧電モジュールの構造（組合せ）が必要である。
超音波方式のＷＰＴにおいて、高出力伝送を実現するためには、バッテリ（体内負荷）および体組織（インシュレータ）の高インピーダンスの影響により、高周波インバータから電力が取り出せないといった問題を解決することが必要である。また、超音波送受信の間の体組織（インシュレータ）の電気的等価回路の回路パラメータの値を決定することが困難といった問題を解決することが必要である。

かかる状況に鑑みて、本発明は、体内埋め込み型医療機器のバッテリに対して、より高効率で高出力伝送を図る超音波非接触給電システムを提供することを目的とする。

上記課題を解決すべく、本発明の超音波非接触給電システムは、下記１ａ～１ｅを備える非接触送電装置と下記２ａ～２ｃを備える非接触受電装置から構成され、非接触送電装置は、送電側超音波振動子と受電側超音波振動子の対間に存在するインシュレータの電気的インピーダンス、送電側超音波振動子のインピーダンス、及び、受電側超音波振動子のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性に基づき設定された電気系共振周波数で、送電側超音波振動子が動作し、３要素を合せたインピーダンスに共振回路とインピーダンス整合回路のインピーダンスを加えた交流回路の固有周波数で、高周波インバータが動作することを特徴とする。

（非接触送電装置）
１ａ）電圧源から供給された電圧を所定の高周波の交流電圧に変換する高周波インバータ。
１ｂ）高周波インバータの出力に接続された共振回路。
１ｃ）共振回路に接続された圧電体を用いた送電側超音波振動子。
１ｄ）送電側超音波振動子に固有の機械系共振周波数は電気系共振周波数と略同一とし、高周波インバータの動作周波数を電気系共振周波数に追従させる共振周波数追従制御回路、
１ｅ）インピーダンス整合回路。

（非接触受電装置）
２ａ）送電側超音波振動子から発信される超音波を受信する圧電体を用いた受電側超音波振動子。
２ｂ）受電側超音波振動子の出力電圧を整流する高周波整流回路。
２ｃ）高周波整流回路に接続されたバッテリ。

本発明では、伝送電力を向上させるため、体組織のインピーダンス特性を考慮した共振回路を、体外の送電装置に設ける。これにより、圧電正逆効果の高効率変換を阻害する体組織のインピーダンスの影響を軽減し、体外の送電装置が備える高周波インバータを高力率で動作させて、より高振幅で送電側超音波振動子を励振する。体内に埋め込む受電側超音波振動子とバッテリへ直流電流を供給するための高周波整流回路に対して、共振回路が作用し、体組織の影響を軽減してバッテリへの充電電流を補償する。これが、本発明における伝送電力の向上ための１つの技術特徴であり、このために、送電側および受電側の超音波振動子、並びに、送受電超音波振動子の間の体組織（インシュレータ）を電気回路モデリング化したことが本発明の特徴と言える。
また、電気回路において負荷（この場合は、体内埋め込み型医療機器のバッテリ）のインピーダンスが変化するとき、そのインピーダンスが、送電装置の電力供給源のインピーダンスの複素共役となるときに伝送電力が最大となるが、高周波回路の場合には、さらに伝送路のインピーダンス特性も含めて一致させる必要がある。より多くの給電のため高出力伝送を図るべく、体組織のインピーダンスを電気回路にモデル化し、送電側および受電側の超音波振動子（送受電モジュール）の持つ電気的インピーダンスを含めて、送受電モジュールを一括にしてインピーダンスを算定し、その回路と共振するように共振回路を送電側のみに一括して設置して、高周波インバータを高効率かつ低ノイズで動作させることができることがもう１つの技術特徴である。
さらに、インピーダンスが整合していないと目標とする出力が出なくなったり、伝送路に反射波や定在波が生じ波形が乱れたり、感電や電波障害などが起きる場合もあるため、送電装置にインピーダンス整合回路を設けたことも１つの技術特徴である。

本発明の超音波非接触給電システムにおける共振周波数は、インピーダンス特性において、インピーダンスの絶対値が最小値で、かつ、位相角がゼロとなる周波数である。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、非接触送電装置における高周波インバータは、電圧形ハーフブリッジインバータで構成され、２つのスイッチのスイッチ・オン時比率が略同じであることが好ましい。
圧電体の励振エネルギーを強めるため、高周波インバータに接続される共振回路を設ける。送受電モジュールや受電側の電気回路全てを一括にしてモデル化し、そのモデル化した電気回路と共振するように共振回路を送電側のみに一括にして設置する。
これにより、低インピーダンスの送電側超音波振動子が電流源動作となり、より高効率に送電側超音波振動子へ高周波電流を入力させる。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、非接触受電装置は、バッテリの電圧値と指令値とを入力し電圧制御信号を出力する電圧制御器と、その電圧制御信号を非接触送電装置に送信する受電側近距離無線通信手段を備え、非接触送電装置は、送電側近距離無線通信手段と、近距離無線通信で受信した電圧制御信号を指令値に用いて、共振周波数追従制御回路から得るパルス信号をクロック周波数とする高周波インバータの駆動パルスを変調するパルス変調回路を備えることが好ましい。
体内外の近接距離を想定し（１０ｃｍもない）、近距離無線通信を介して、体内のバッテリの電圧値と指令値に基づく電圧制御信号を送電装置へ送信する。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、送電側超音波振動子は、ボルト締めランジュバン型振動子（ＢＬＴ）であり、受電側超音波振動子は、圧電薄膜素子を用いたことが好ましい。体外に設置する送電側には強力な振動エネルギーを発することに適するボルト締めランジュバン振動子(ＢＬＴ)を設置し，体内には薄型軽量の圧電体(例えば、ＰＺＴ)を埋め込むといったハイブリッド型の超音波振動子の組み合わせにより、低コストでより強力な超音波振動エネルギーを体内に取り込むことができ、より高出力伝送を図る超音波非接触給電システムを構築することができる。
ＢＬＴ（Bolt-Clamped Langevin Type Transducer）は、圧電性磁器（ＰＺＴ）振動子を２個の金属板でサンドイッチ状に挟み込み、それらをボルトで締め付けたものである。ＰＺＴは、ジルコニウム（Ｚｒ）、チタン（Ｔｉ）の複合酸化物（セラミックス）であるジルコン酸チタン酸鉛であり、圧力をかけると電気的な分極が生じ、逆に電圧をかけるとそのものが伸縮する。ＢＬＴは、ボルトによって予め圧縮応力を付加しているため、非常に大きな応力振幅を得ることができ、強力な超音波振動子として利用できる。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、非接触受電装置における高周波整流回路は、多倍電圧整流回路であることが好ましい。体内の高インピーダンスを考慮して、倍電圧整流回路をはじめとする多倍圧整流回路を受電装置の整流回路に設け、高出力伝送を図る。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、インシュレータは、体組織であり、非接触受電装置が体内に埋め込まれた又は体内埋め込み型医療機器に内蔵されたことでもよい。ここで、体組織とは、実際には，骨や皮膚，脂肪などが相当する。
超音波非接触給電システムを体内埋め込み型医療機器に活用することで、体外から給電でき、体内埋め込み型医療機器の電池切れで交換のための手術が不要になり、また交換手術に伴う障害（ペースメーカのリードの再接続不良等）、感染症などのリスクが軽減できる。さらに、外科的体内埋め込み型医療機器のバッテリ等の容量を小さくでき、装置が小型化・軽量化が促進できることで、埋め込み場所の負担軽減、埋め込み場所の選択肢拡大の可能性がある。これにより、生体埋め込み機器の種類や用途の拡大が期待できる。

本発明の超音波非接触給電システムにおいて、インシュレータの電気的インピーダンスを含む３要素を合せたインピーダンス特性は、上記の体組織の代わりのファントムを用いた測定値であってもよい。ファントムとしては、例えば、医療用ファントムを用いることができる。

本発明の超音波非接触給電システムを構成する非接触受電装置であって、バッテリは、高周波整流回路に接続される第１ポートと、周囲環境のエネルギー源からエネルギーを採取するエナジーハーベストデバイスに接続される第２ポートを有することでもよい。
エナジーハーベストデバイスは、一般的には、太陽光や周囲の照明光、振動、熱などのエネルギーを採取して電力を得る装置であるが、本発明においては、受電装置が体内に埋め込まれることを想定し、体の振動を利用した振動エネルギーを採取して電力を得る装置を指す。ＭＥＭＳ（微小電気機械システム）により振動から電力を取り出す公知の装置を受電装置に設け、受電装置のバッテリの充電が、高周波整流回路に接続される第１ポートから給電されるルートと、振動からエネルギーを採取するエナジーハーベストデバイスに接続される第２ポートから給電されるルートの２つのルートで給電が行える仕組みにする。

本発明の超音波非接触給電システムを構成する非接触送電装置における共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの作製方法は、以下のステップを備える。
（ステップ１）インシュレータの電気的インピーダンス、送電側超音波振動子のインピーダンス、及び、受電側超音波振動子のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性を測定するステップ。
（ステップ２）インピーダンス特性におけるインピーダンスの絶対値の最小値とその位相から、３要素を合せた等価回路のレジスタンスとキャパシタンスの回路パラメータを算出するステップ。
（ステップ３）インピーダンス整合ステップ。
（ステップ４）インピーダンスの最小値の周波数を、共振回路の共振周波数に設定するステップ。
（ステップ５）共振周波数に基づいて、共振回路のＱ値を設定するステップ。
（ステップ６）共振周波数とＱ値に基づいて、共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの値を決定するステップ。

本発明によれば、体内埋め込み型医療機器のバッテリに対して、より高効率で高出力伝送を図るといった効果がある。送電装置の高周波インバータに接続される共振回路の導入により、送電側の基本波力率が改善できる。

超音波非接触給電システムの機能ブロック図（実施例１） 送電装置における共振周波数追従制御回路の機能ブロック図 送電装置における共振回路の回路パラメータの設定フロー図 超音波非接触給電システムの回路ブロック図（実施例１） ３要素のインピーダンスの等価回路図 超音波非接触給電システムの回路図（実施例１） ３要素のインピーダンスの測定回路図 ３要素のインピーダンスの測定システム構成図 インピーダンス特性の測定結果を示すグラフ Ｌ字型簡易等価回路の説明図 共振回路とインピーダンス整合回路を含めた等価回路図 超音波非接触給電システムにおける回路動作のシミュレーション波形 超音波非接触給電システムの機能ブロック図（実施例２） 超音波非接触給電システムの回路ブロック図（実施例２） 超音波非接触給電システムの機能ブロック図（実施例３） 超音波非接触給電システムの回路ブロック図（実施例３） 受電装置の機能ブロック図（実施例４）

以下、本発明の実施形態の一例を、図面を参照しながら詳細に説明していく。なお、本発明の範囲は、以下の実施例や図示例に限定されるものではなく、幾多の変更及び変形が可能である。

図１は、本発明の超音波非接触給電システムの一実施形態の機能ブロックを示している。
図１に示すように、超音波非接触給電システムでは、送電装置１と受電装置２で構成され、超音波伝送３を用いて非接触で、送電装置１から受電装置２へ超音波伝送を用いて非接触で電力を供給する。送電装置１は、電圧源１１から供給された電圧を所定の高周波の交流電圧に変換する高周波インバータ１２と、高周波インバータ１２の出力に接続された共振回路１４と、インピーダンス整合回路１５を介して共振回路１４に接続された送電側超音波振動子（圧電素子）１３と、送電側超音波振動子１３の機械系共振周波数に高周波インバータの動作周波数を追従させる共振周波数追従制御回路１６から構成される。電圧源１１は、直流電圧を供給するものであればよく、交流電圧をＡＣ／ＤＣ変換したものでもよい。送電側超音波振動子（圧電素子）１３は、強力な超音波振動エネルギーを出力可能なボルト締めランジュバン振動子（ＢＬＴ）を用いる。共振周波数追従制御回路１６は、送電側超音波振動子１３に固有の機械系共振周波数は電気系共振周波数と略同一として、電気系共振周波数に追従させ、高周波インバータのスイッチ駆動回路１９に対して動作周波数を送る。
一方、受電装置２は、送電側超音波振動子１３から発信される超音波を受信する受電側超音波振動子（圧電素子）２３と、受電側超音波振動子の出力電圧を整流する高周波整流回路２２と、高周波整流回路２２の出力に接続された充放電可能なバッテリ２１から構成される。

本発明の特徴としては、送電装置１において、送電側超音波振動子１３と受電側超音波振動子２３の対間に存在するインシュレータ４の電気的インピーダンス、送電側超音波振動子１３のインピーダンス、及び、受電側超音波振動子２３のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性に基づき設定された電気系共振周波数で、送電側超音波振動子２３が動作し、そして、３要素を合せたインピーダンスに共振回路１４とインピーダンス整合回路１５のインピーダンスを加えた交流回路の固有周波数で、高周波インバータ１２が動作する点にある。
インシュレータ４のインピーダンスを電気回路にモデル化し、送電側超音波振動子１３と受電側超音波振動子２３の持つ電気的インピーダンスを含めて、送受電モジュールを一括にしてインピーダンスを算定し、その回路と共振するように共振回路を送電装置１側のみに一括して設置して、高周波インバータ１２を高効率かつ低ノイズで動作させるのである。

ここで、送電装置１における共振周波数追従制御回路１６について、図２に示す機能ブロックを参照して説明する。
高周波インバータ１２の共振周波数追従制御１６は、送電側超音波振動子１３の端子電流に応じて、高周波インバータ１２のゲート駆動回路１９を動作させ、送電側超音波振動子１３に固有の機械的な共振振動数に、高周波インバータ１２の共振周波数を追従させている。

具体的には、送電側超音波振動子１３に流れる電流をゼロ電流検出器で検出して、検出した端子電流を位相差検出器に入力する。また、電圧制御発振器の出力信号を高周波インバータの出力電圧と看做して、位相差検出器に入力する。位相差検出器では、位相差を演算し、高周波インバータ電圧と送電側圧電素子に流れる電流がある位相（ソフトスイッチングに必要なわずかな電流遅れ位相）を形成するように、後段の制御器で調整して、電圧制御発振器が高周波インバータ１２のゲート駆動回路にクロック周波数を出力する。これにより、高周波インバータ１２はその最大出力を生成する電気的共振点で動作できると同時に、送電側超音波振動子１３の機械共振周波数を反映する端子電圧と端子電流が同相となり、負荷力率が１となり送電側超音波振動子１３の機械的出力を最大限に生み出すことができる。すなわち、送電側超音波振動子１３の振動速度と、高周波インバータ１２により制御される送電側超音波振動子１３の端子電圧とを同相に調整し、電気機械エネルギー変換効率を最大化し、定格負荷から無負荷条件まで安定して高周波インバータ１２の動作周波数を動作することができる。なお、位相θとリファレンス値θ_ｒｅｆとを比較する比較器（コンパレータ）、比例積分器（ＰＩ）、リミッターは、高周波インバータ１２の出力電圧を調整し送電側超音波振動子１３の使用環境に応じて変化する振動子変位の位相を制御するために用いている。また、低域通過フィルタは高調波成分をカットするためのノイズフィルタとして用いている。
なお、共振回路（以下、共振タンクともいう）は、図２に示すように、高周波インバータ１２のハイサイドに直列に接続される直列共振回路に限定されるものではなく、並列共振回路であってもよい。

図３を参照して、送電装置における共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの作製方法について説明する。後述するように、体組織（インシュレータ）の電気回路インピーダンスをモデリングし、抵抗およびリアクタンスを理論的に導出した上で、周波数特性試験から伝送電力が最大となる高周波インバータの動作周波数を決定する方法である。
作製方法は、以下のステップ１～６を備える。
（ステップ１）インシュレータ４の電気的インピーダンス、送電側超音波振動子１３のインピーダンス、及び、受電側超音波振動子２３のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性を測定する。
（ステップ２）測定結果として得られたインピーダンス特性におけるインピーダンスの絶対値の最小値とその位相から、３要素を合せた等価回路のレジスタンスとキャパシタンスの回路パラメータを算出する。
（ステップ３）インピーダンス整合回路１５を調整して、インシュレータ４と送電側超音波振動子１３と受電側超音波振動子２３のインピーダンスと整合を図る。
（ステップ４）インピーダンスの最小値の周波数を、共振回路の共振周波数に設定する。
（ステップ５）共振周波数に基づいて、共振回路のＱ値を設定する。
（ステップ６）共振周波数とＱ値に基づいて、共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの値を決定する。

ここで、インピーダンス整合回路１５には、マッチングトランスやＬＣ回路を採用することができる。上記のステップ１～６については、具体的な回路構成（図４，図６）を示しながら以下に説明を行う。

本発明の超音波非接触給電システムの回路構成を図４に示す。また、送電側超音波振動子である送電用圧電トランデューサ（ＰＴ）と、受電側超音波振動子である受電用圧電トランデューサ（ＰＴ）と、それらの間のインシュレータの構造模式図を図５（１）に表す。インシュレータは、人体を模した超音波ファントムを、体組織を模したインシュレータとして利用する。体外に設置する高周波インバータから共振回路を経由して送電用圧電トランデューサ（ＰＴ）を励振する。一方、インシュレータから伝わる微小振動エネルギーを受けて体内に埋め込んだ受電側ＰＴから高周波電流が生成された後、高周波整流回路を通じて埋め込み機器のバッテリを充電する。

本発明の超音波非接触給電システムに適用する高周波インバータ及び高周波整流回路の一例を図６に示す。送電側高周波インバータには、電圧形ハーフブリッジインバータを適用し、スイッチ・オン時比率がともに等しく（約５０％）で駆動する。これより、低インピーダンスの送電側ＰＴが電流源動作となり、より高効率にＰＴへの高周波電流の供給を行う。また、送電側ＰＴの前段に設けたインダクタＬｓ、キャパシタＣｓによる直列共振タンクの効果により送電側ＰＴには低ひずみの共振電流を供給する。一方で、インシュレータおよび受電側ＰＴのもつ高インピーダンス特性を考慮し、受電側には全波倍電圧整流回路（Voltage Doubler）を適用している。

超音波非接触給電システムの高効率電力伝送に資する共振タンクにおいて、それらを構成する回路パラメータは、高周波インバータおよび高周波整流回路のスイッチング動作に大きく作用する。ファントムを含めた送受電ＰＴについて、４端子で観測される電圧・電流の実効値および位相情報から生体用ワイヤレス給電モジュールの内部インピーダンスを推定する手法がある。しかしながら、ＰＴ対の４端子にて観測される電圧・電流の実効値および位相差に基づくこの推定手法では、機械－機械結合係数の他に介在するインシュレータの音速や減衰、硬さなどの機械的材料特性を加味した回路パラメータを正確に求めることが困難となる。そこで、体細胞の電気系等価回路を新たに導入し、周波数分析器により実測したインピーダンス特性から、ＰＴ対とファントムを組み合わせた送受電モジュールの等価回路およびパラメータを決定する。

次に、ファントムを含めた送受電ＰＴについて、送受信モジュールの電気的等価回路について説明する。
本発明の超音波非接触給電システムにおける送受電モジュールの電気的等価回路を図５（２）に示す。制動容量Ｃ_ｄｔおよびＣ_ｄｒは、ＰＴの振動部を制動した状態で観測するアドミタンスであり、実システムでは振動に影響されない。ここで、ＰＴのパラメータは、質量ｌ_ｂ、コンプライアンスＣｂ、機械抵抗ｒ_ｂ、電気－機械変換係数Ａを用いて、下記式１～３で表される。

上記ＰＴのパラメータは、空中、水中など設定環境に依存し変化する。特に、ｒ_Ｌ／Ａ^２はＰＴの振動面に存在する物体に応じて変化する。ここで、空中で動作させる場合は振動の障害となる要素がなく短絡状態と想定できるが、水中や人体などの液体中にて使用する場合は相対的に大きな値となり、ＰＴの物性パラメータに大きく左右するため、高精度な数値の導出が困難である。

しかしながら、文献１（Y. Cheng, et.al., "Improving Power Delivery of CPT for
Biomedical Implants by Using Conjugate Impedance Matching", 2019 IEEE
Biomedical Circuits and Systems Conference (BioCAS),pp.1-4,
2019.）と文献２（R. Erfani, et.al.,
"Modeling and Experimental Validation of a Capacitive Link for Wireless
Power Transfer to Biomedical Implants," in IEEE Transactions on Circuits
and Systems II: Express Briefs, vol. 65, no. 7, pp. 923-927, July 2018.）によれば、人体組織の電気的等価回路は図５（２）中のファントム（Phantom）部にあるように対称格子形回路で表現できる。各パラメータはそれぞれ、下記式４～７で定義することが可能である。

ここで、上記式４～７において、ε_０は真空の誘電率、ε_ｒＴは組織の誘電率、σ_Ｔは組織の導電率、ｄ_Ｔは組織の厚さ、Ａ_ＰはＢＬＴにおける接触面の面積、Ｌ_Ｔ＋Ｌ_Ｐは接触面の直径をそれぞれ表す。このうち、組織の誘電率ε_ｒＴおよび組織の導電率σ_Ｔは周波数帯域に応じて大きく変動し、とりわけ体内では様々な組織が複雑に入り込んでいることから、これらのパラメータを一意に決定することは困難である。
以上の観点から、図５（２）を以下のようにＴ形簡易型等価回路へと変形する。まず、Ｔ形回路を構成する２つの複素インピーダンスとして、下記式８，９で与えることができる。

これにより、図５（２）のPhantom部は図５（３）にあるＴ字型等価回路で表現されることとなる。さらに、図５（３）中における直列、並列成分を一括して置換すると、図５（２）は最終的に図５（４）に示すＬ字型簡易等価回路へと変換することができる。
変換したＬ字型簡易等価回路は、ステップ１におけるインシュレータの電気的インピーダンス、送電側超音波振動子のインピーダンス、及び、受電側超音波振動子のインピーダンスの３要素を合せたものに該当する。

（インピーダンス特性測定）
上述のＬ字型簡易等価回路において、端子間２－４を短絡・開放しながら、図５（４）に示す２つの複素インピーダンスを測定し、実際のファントムを含めた送受電モジュールの等価回路を構築する。
送受電モジュールの特性試験のシステム構成を図８に表す。送受電ＰＴにはボルト締めランジュバン振動子（ＢＬＴ）を使用し、超音波ファントム（WRTMM06，ＯＳＴ社）を挟み込んで超音波送受電モジュールを実現している。周波数特性器（FRA51615，ＮＦ回路ブロック）内蔵の発振器出力を高速バイポーラ電源（HSA42011，ＮＦ回路ブロック）で増幅して超音波ファントムへ高周波電流を供給しており、シャント抵抗（PA-001-0370，ＮＦ回路ブロック）を介して周波数特性分析器で送受電モジュールのインピーダンスを測定する。なお、超音波振動の減衰を抑制しながら、受電側ＢＬＴに振動エネルギーを効果的に伝えるため、横向きに設置しており、さらにＢＬＴとファントムの間に超音波ジェルをつけて超音波振動の伝達性を向上している。

ここで、図８における端子対２－４を短絡・開放した場合の内部インピーダンス特性を図９に示す。図９（１）及び（２）から端子対２－４を短絡・開放したどちらの場合においてもＢＬＴの機械振動周波数４０．３ｋＨｚよりも低い周波数、すなわち容量性領域である３９．３ｋＨｚにてインピーダンスが最小となっていることが分かり、インピーダンスが最小となるこの周波数帯にてインバータを駆動させると効率よく動作することがわかる。
また、図９（１）より端子対２－４を短絡した場合におけるインピーダンス絶対値の最小値は２３０Ωであり、その位相は－２４°となり、図９（２）より端子対２－４を開放した場合におけるインピーダンス絶対値の最小値は３６０Ωであり、その位相は－４７°となった。この結果を踏まえて、実際のファントムを含めた送受電モジュールの等価回路を構築する。

図５（４）で示したＬ字型簡易等価回路は、図１０のように抵抗成分Ｒ_１，Ｒ_２とキャパシタ成分Ｃ_１，Ｃ_２を用いて表現することができ、２つのインピーダンスは下記式１０，１１の関係式から、Ｌ字型簡易等価回路における回路パラメータはＲ_１＝２１０［Ω］、Ｃ_１＝４３［ｎＦ］、Ｒ_２＝３５［Ω］、Ｃ_２＝２４［ｎＦ］と算出できる。

（共振タンク設計指針）
上述のＬ字型簡易等価回路における回路パラメータを用いて、高周波インバータに適用する共振タンクを設計する。図１１（１）は図６における直流電圧源Ｖ_ｉｎとスイッチＱ_１、Ｑ_２を方形波電圧源ｖ_ａｂに、超音波送受電モジュール部分を図１０に、倍電圧整流回路および負荷抵抗Ｒ_０を交流等価抵抗Ｒ_ａｃ＝２Ｒ_０／π^２として置き換えた簡易等価回路にインピーダンス整合トランス（Ｍ．Ｔ．）を加えた回路になっている。このＭ．Ｔ．により直列共振タンクＬ_ｓ，Ｃ_ｓのパラメータを調節することが可能となる。ここで、図１１（１）における並列接続されたＲ_２，Ｃ_２とＲ_ａｃを直列等価変換したものを新たにＲ_３，Ｃ_３とおくと、図１１（１）は図１１（２）のように変換できる。

次に、図１１（２）におけるマッチングトランスの巻き数比ａを、ａ＝ｗ_１／ｗ_２としておき、励磁インダクタンスＬ_ｍの値が十分大きいと仮定して、トランス二次側の部分を一次側に換算すると図１１（３）のようになる。ここで、図１１（３）におけるＲ_ｍｏ，Ｃ_ｍｏは、図１１（２）におけるＲ_１，Ｒ_３とＣ_１，Ｃ_３を一括してまとめたものであり、下記式１４，１５で表される。Ｒ_ｍｏは等価負荷交流抵抗であり、Ｃ_ｍｏは等価キャパシタンスである。

さらに、図１１（３）におけるインダクタ成分とキャパシタ成分を一括してまとめたものを新たにＬ_０，Ｃ_０とおくと図１１（１）は最終的に図１１（４）のように簡易化することができる。ここで、Ｌ_０，Ｃ_０は、下記式１６，１７で表される。

回路の共振周波数は、超音波送受電モジュールの内部インピーダンスが最小となるｆ_ｒ＝３９．３ｋＨｚに設定され、負荷共振の鋭さＱは、下記式１９で表される。ここで、ω_ｒは共振角周波数である。Ｑ値を与えることにより、共振角周波数にもとづき、Ｌ_０またはＣ_０が決定され、直列共振タンクＣ_ｓおよびＬ_ｓを設計することが可能となり、さらにインピーダンス整合トランスを用いてＣ_ｓおよびＬ_ｓが調節可能となる。ここで、Ｑ値は、受動素子（キャパシタ，インダクタ）やパワー半導体スイッチにかかる電圧および電流ストレスを考慮し、通常、５～１０以内に設定するのが好ましい。

（回路動作のシミュレーション結果）
上述の回路パラメータを基づいて、共振タンクを組み込み、ハーフブリッジ高周波インバータおよび整流回路により構成した超音波非接触給電システムの回路動作をシミュレーションにより評価した。シミュレーション回路パラメータを下記表２に示す。スイッチング周波数ｆ_ｓは主回路の共振周波数である３９．３ｋＨｚとそれよりも高い周波数帯すなわち誘導性領域である４５ｋＨｚに設定し、ＺＶＳ（ゼロ電圧ソフトスイッチング）動作の有無による各電流振幅および出力Ｐ_ｏの変化や設計した共振タンクの有用性について確認した。

得られたシミュレーション波形を図１２に示す（電流波形は１００倍にスケーリングしている）。図１２（１）のスイッチング波形ｖ_Ｑ１，ｉ_Ｑ１，ｖ_Ｑ２，ｉ_Ｑ２では、３９．３ｋＨｚにおいてパワー半導体スイッチＱ_１，Ｑ_２のＺＶＳ動作を達成していることがわかる。また、ブリッジ間電圧電流ｖ_ａｂ，ｉ_ａｂがほぼ同相となり、送電側ＰＴに流れ込む電流ｉ_ＰＴ１が共振波形になっていることから、送電側ＰＴの前段に設けたインダクタＬ_ｓ、キャパシタＣ_ｓによる直列共振タンクの効果により送電側ＰＴに低ひずみの共振電流を供給できていることわかる。さらに、整流前の受電側ＰＴ電圧ｖ_ＰＴ２と出力電圧Ｖ_Ｒ０の波形から倍電圧整流回路の効果により、直流電圧Ｖ_Ｒ０はｖ_ＰＴ２のピーク値の２倍を得ている。

一方で、図１２（２）のスイッチング波形ｖ_Ｑ１，ｉ_Ｑ１，ｖ_Ｑ２，ｉ_Ｑ２より４５ｋＨｚにおいては、送受電モジュールの共振周波数から大きく逸脱した動作状態となり、Ｑ_１およびＱ_２のターンオフ電流が上昇することから、ターンオフ時の電圧上昇率ｄｖ／ｄｔは高くなる。この結果、高周波インバータにはハードスイッチング動作となる。さらに、送電側ｖ_ａｂとｉ_ａｂの位相差が広がり、力率が悪化するに加えて、各電流振幅および出力Ｐ_ｏも低減されている。

以上の結果から、本発明の超音波非接触給電システムにおける送受電モジュールの等価回路とそれに基づく高周波インバータの動作周波数設計の有用性が確認できた。すなわち、２つの送受電ＰＴ間に超音波ファントムを挿入し送受電モジュールを実装構築して、周波数特性の分析を実施して、電気回路システムの共振周波数がＰＴ単体の機械共振周波数（４０ｋＨｚ）より低い帯域３９．３［ｋＨｚ］に存在することを証明し、また、そのモジュールの負荷端開放・短絡試験により、インピーダンスを実測し共振回路を構築して、シミュレーションにより、高周波インバータの駆動周波数を３９．３［ｋＨｚ］に設定し、負荷端にて６００ｍＷの出力を得ること確認できた。

図１３は、本発明の超音波非接触給電システムの他の実施形態の機能ブロックを示している。図１３に示すシステムでは、実施例１の構成に加えて、受電装置２に、バッテリの電圧値と指令値とを入力し電圧制御信号を出力する電圧制御器２６と、その電圧制御信号を送電装置１に送信する近距離無線通信回路２７を備える。また、送電装置１は、近距離無線通信回路１７と、近距離無線通信で受信した電圧制御信号を用いて、共振周波数追従制御回路１６から得るパルス信号をクロック周波数とする高周波インバータ１２の駆動パルスを変調するパルス変調回路１８を備える。スイッチ駆動回路（ゲート駆動回路）１９は、パルス変調回路１８からのディジタル信号をアナログ信号へ変換し、パワー半導体スイッチを高速にオンオフして高周波インバータを駆動する。

図１４を参照して、超音波非接触給電システムの送電装置１における受電装置２のバッテリの電圧のフィードバックについて説明する。受電装置２の電圧制御器２６は、バッテリ２１の電圧値を検知して、指令値（設定値）と比較し、電圧制御信号を出力する。この電圧制御信号は、送電装置１の高周波インバータ１２のゲート駆動回路１９にフィードバックして、高周波インバータ１２のスイッチのスイッチ・オン時比率やオン・オフパターンに使用する。すなわち、共振周波数追従１６の出力周波数で高周波インバータ１２のゲート駆動パターンが作られるが、そのパターンや、そのスイッチ・オン時比率が、受電装置２のバッテリ２１の電圧値に応じた電圧制御信号に応じて変化することになる。
ここで、送電装置１と受電装置２は、非接触であるが、数ｃｍ程度しか離れていないものを想定しており、ＮＦＣ（Near Field Communication）などの近距離無線通信を用いて電圧制御信号の情報を送受信することができる。

図１５，１６は、本発明の超音波非接触給電システムの他の実施形態の機能ブロック図および回路ブロック図を示している。図１５，１６に示すシステムでは、実施例１と異なり、受電装置２に共振回路２４が搭載されている。受電装置２に設けた共振回路２４は、送受電ＰＴ対での電気－機械変換およびインシュレータによる電力の減衰を抑制し、受電側超音波振動子２３での高周波電流を増大するといった効果があり、より効率よく受電装置のバッテリ２１に電力を伝送することができる。

図１７は、本発明の超音波非接触給電システムにおける受電装置の他の実施形態の機能ブロック図を示している。図１７に示す受電装置２Ｃでは、体内に埋め込まれることを想定し、体の振動を利用した振動エネルギーを採取するエナジーハーベストデバイス２９が内蔵され、バッテリ２１が、高周波整流回路２２に接続される第１ポートから給電されるラインと、エナジーハーベストデバイス２９に接続される第２ポートから給電されるラインが設けられている。エナジーハーベストデバイス２９は、圧電体を用いて振動から発電を行い、整流回路２８を介して平滑し整流され、バッテリ２１に電力を供給する。

本発明の超音波非接触給電システムは、体内埋め込み型医療機器への給電システムとして有用である。

１，１Ａ 送電装置
２，２Ａ，２Ｂ，２Ｃ 受電装置
３ 超音波伝送
４ インシュレータ（体組織）
６ 無線信号
１１ 電圧源
１２ 高周波インバータ
１３ 送電側超音波振動子（送電側ＰＴ）
１４，２４ 共振回路（共振タンク）
１５ インピーダンス整合回路
１６ 共振周波数追従制御回路
１７，２７ 近距離無線通信回路
１８ パルス変調回路
１９ スイッチ駆動回路（ゲート駆動回路）
２１ バッテリ
２２ 高周波整流回路
２３ 受電側超音波振動子（受電側ＰＴ）
２６ 電圧制御回路
２８ 整流回路
２９ エナジーハーベストデバイス

Claims (12)

1. 電圧源から供給された電圧を所定の高周波の交流電圧に変換する高周波インバータと、前記高周波インバータの出力に接続された共振回路と、前記共振回路に接続された圧電体を用いた送電側超音波振動子と、前記送電側超音波振動子に固有の機械系共振周波数は電気系共振周波数と略同一とし、前記高周波インバータの動作周波数を該電気系共振周波数に追従させる共振周波数追従制御回路と、インピーダンス整合回路を備えた非接触送電装置と、
   前記送電側超音波振動子から発信される超音波を受信する圧電体を用いた受電側超音波振動子と、前記受電側超音波振動子の出力電圧を整流する高周波整流回路と、前記高周波整流回路に接続されたバッテリを備えた非接触受電装置、から構成される非接触給電システムであって、
   前記非接触送電装置は、
   前記送電側超音波振動子と前記受電側超音波振動子の対間に存在するインシュレータの電気的インピーダンス、前記送電側超音波振動子のインピーダンス、及び、前記受電側超音波振動子のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性に基づき設定された前記電気系共振周波数で、前記送電側超音波振動子が動作し、
   前記３要素を合せたインピーダンスに前記共振回路と前記インピーダンス整合回路のインピーダンスを加えた交流回路の固有周波数で、前記高周波インバータが動作することを特徴とする超音波非接触給電システム。
2. 前記共振周波数は、
   前記インピーダンス特性において、インピーダンスの絶対値が最小値で、かつ、位相角がゼロとなる周波数であることを特徴とする請求項１に記載の超音波非接触給電システム。
3. 前記非接触送電装置における前記高周波インバータは、
   電圧形ハーフブリッジインバータで構成され、２つのスイッチのスイッチ・オン時比率が略同じであることを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波非接触給電システム。
4. 前記非接触受電装置は、
   前記バッテリの電圧値と指令値とを入力し電圧制御信号を出力する電圧制御器と、前記電圧制御信号を送信する受電側近距離無線通信手段を備え、
   前記非接触送電装置は、
   送電側近距離無線通信手段と、
   近距離無線通信で受信した前記電圧制御信号を指令値に用いて、前記共振周波数追従制御回路から得るパルス信号をクロック周波数とする前記高周波インバータの駆動パルスを変調するパルス変調回路を更に備えたことを特徴とする請求項１～３の何れかに記載の超音波非接触給電システム。
5. 前記非接触受電装置において、前記受電側超音波振動子に接続された受電側共振回路を更に備えたことを特徴とする請求項１～４の何れかに記載の超音波非接触給電システム。
6. 前記非接触受電装置における前記高周波整流回路は、多倍電圧整流回路であることを特徴とする請求項１～５の何れかに記載の超音波非接触給電システム。
7. 前記送電側超音波振動子は、ボルト締めランジュバン型振動子（ＢＬＴ）であり、
   前記受電側超音波振動子は、圧電薄膜素子を用いたことを特徴とする請求項１～６の何れかに記載の超音波非接触給電システム。
8. 前記インシュレータは、体組織であり、前記非接触受電装置が体内に埋め込まれた又は体内埋め込み型医療機器に内蔵されたことを特徴とする請求項１～７の何れかに記載の超音波非接触給電システム。
9. 前記インシュレータの電気的インピーダンスを含む３要素を合せたインピーダンス特性は、前記体組織の代わりのファントムを用いた測定値であることを特徴とする請求項８に記載の超音波非接触給電システム。
10. 請求項１～９の何れかの超音波非接触給電システムを構成する前記非接触送電装置。
11. 請求項１～９の何れかの超音波非接触給電システムを構成する前記非接触受電装置であって、
    前記バッテリは、
    前記高周波整流回路に接続される第１ポートと、
    周囲環境のエネルギー源からエネルギーを採取するエナジーハーベストデバイスに接続される第２ポート、を有することを特徴とする前記非接触受電装置。
12. 請求項１～９の何れかの超音波非接触給電システムを構成する前記非接触送電装置における前記共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの作製方法であって、以下のステップを備えることを特徴とする非接触送電装置の作製方法：
    １）前記インシュレータの電気的インピーダンス、前記送電側超音波振動子のインピーダンス、及び、前記受電側超音波振動子のインピーダンスの３要素を合せたインピーダンス特性を測定するステップ、
    ２）前記インピーダンス特性におけるインピーダンスの絶対値の最小値とその位相から、前記３要素を合せた等価回路のレジスタンスとキャパシタンスの回路パラメータを算出するステップ、
    ３）インピーダンス整合ステップ、
    ４）前記インピーダンスの最小値の周波数を、前記共振回路の共振周波数に設定するステップ、
    ５）共振周波数に基づいて、前記共振回路のＱ値を設定するステップ、
    ６）共振周波数とＱ値に基づいて、前記共振回路のインダクタンスとキャパシタンスの値を決定するステップ。