JP4706036B2

JP4706036B2 - 非接触電力供給システム及びそれを用いた医療システム

Info

Publication number: JP4706036B2
Application number: JP2005027849A
Authority: JP
Inventors: 耕二越地; 建次柴
Original assignee: Tokyo University of Science
Current assignee: Tokyo University of Science
Priority date: 2005-02-03
Filing date: 2005-02-03
Publication date: 2011-06-22
Anticipated expiration: 2025-02-03
Also published as: JP2006217731A

Description

本発明は、負荷に直接接触することなく電力を供給するための非接触電力供給システムに関するものであり、特に、完全埋込型人工心臓やマイクロマシン等の、直接接触することが不可能あるいは困難である対象に対してエネルギーを伝送する場合に適したものである。

従来、負荷に直接接触することなく電気エネルギーを供給するシステムとして、電磁誘導を用いる方法が広く用いられており、その際に負荷側の回路の電圧を所定の目標値に制御する手段として以下のものが提案されている。

例えば、下記の非特許文献１において、人体内部の機器に対して電磁誘導を用い非接触で電力を伝送する際の負荷入力電圧安定化の手段として、赤外光などを用いて出力電圧情報を体内から対外に情報伝送するシステムが提案されている。
また、下記の非特許文献２において、血液ポンプの負荷変動、すなわち血液循環量に相当する負荷変動に応じて変動するアクチュエータ駆動電圧の予測と制御を体外で行うようにした完全埋め込み型人工心臓の非接触電力供給システムが提案されている。

また、下記の特許文献１において、パルストランスを使って負荷入力電圧情報を１次側にフィードバック制御する絶縁型電源回路が提案されている。

また、下記の特許文献２において、１次コイルと２次コイルが正面に並んでいる場合、１次コイル電流を用いて１次コイル面に対する２次コイルの垂直方向の距離を算出して、この距離から２次コイル誘導電圧を求める手段を備えたワイヤレス伝送装置が提案されている。

また、下記の特許文献３において、１次コイル電流を用いて１次コイル電流から２次コイル間の距離を測定し、負荷入力電圧が定格電圧値を超えないようにインバータの発振を間欠停止させる手段を備えた携帯電話の充電装置が提案されている。
井上雄茂他:レーザダイオードを用いた経皮光テレメトリシステム，日本人工臓器学会会誌人工臓器，第２７巻第２号，Ｐ３６３−３６７，１９９８年４月塚越智之，芝健次，越地耕二，土本勝也，塚原金二，角田幸秀，本間彰彦，巽英介，妙中義之，高野久輝，「完全埋込型人工心臓用体外結合型経皮エネルギー伝送システム・アクチュエータ駆動電圧の体外における予測と制御」，人工臓器，第３２巻第２号（第４１回日本人工臓器学会大会予稿集），(2003.09.15），日本人工臓器学会，p．S-145 特開平５−２６０７４２号公報特開平１０−３２２２４７号公報実登３０６７３０６号

上記非特許文献１、２および特許文献１のシステム又は回路は、１次コイルと２次コイルの距離が近距離の場合に適用できる。このシステム又は回路では情報伝送用の素子の一方を、皮膚を介して向き合うように配置して体内に埋め込む必要があり、装置等が複雑になり信頼性が低下する。また、情報伝送用の素子が赤外線の届く距離以上（１０〜２０ｍｍ程度）に離れてしまったり、位置がずれてしまい送信した信号が受信できなくなる（１０ｍｍ程度）と、通信ができなくなり、制御ができなくなるという欠点もある。

また、上記特許文献２の装置は２つのコイルが正面に向かい合って配置されている場合（向きや位置が特定されている場合）のみ利用できるものであり、体内のどこに２次コイルがあるかわからず、１次コイルと２次コイルが向かい合っていないとき（横方向にずれているとき）は利用できない。

また、上記特許文献３の装置は、コンデンサで直列共振をとらない場合にのみ有効である。例えば、１次コイルとコンデンサＣ１、２次コイルとコンデンサＣ２の間でそれぞれ共振させた場合は、特性が全く異なり、「コイル間の距離が離れるにつれて、出力電圧も減少し、１次（コイル）電流も減る」という理論は単純には成り立たない。

さらに、一般的に埋込型人工心臓に電力を供給する場合においては、２次コイルは皮下に埋め込まれるが、そのまま埋め込んだのでは埋め込んだ正確な位置が把握しにくい。そこで２次コイル位置をわかりやすくすると同時に、コイル同士の位置のずれを防止するために、２次コイルを厚さ５−２０ｍｍ程度とした傘型形状にしているものが多かった。ところがこれにより、生体組織に対する負担が大きくなり、またコイル埋込部が目立つため患者に心理的負担が生じるというデメリットを有していた。

本発明は、１次コイルに対する２次コイルの位置や向きが変動する場合や２次コイルの正確な位置が分からない場合においても、特別な制御装置を埋め込むことなしに、２次コイルに出力される電圧を一定に制御できる簡単で信頼性の高い非接触電力供給システム及びそれを用いた医療システムを提供することを目的とする。

上記の課題を解決するため、本発明は以下のものを提供する。

（１）負荷に供給するための供給側電流および供給側電圧を発生する電力供給部と、前記電力供給部からの電力を入力する１次コイルと、前記１次コイルに対する位置が移動可能であり、且つ前記１次コイルと磁気的に結合され、前記電力供給部から前記１次コイルを介して電磁誘導により伝送された電力を前記負荷へ供給する２次コイルと、前記１次コイルに接続された第１の共振用コンデンサと、前記２次コイルに接続された第２の共振用コンデンサと、を備え、前記１次コイルと前記第１の共振用コンデンサ、および前記２次コイルと前記第２の共振用コンデンサを、それぞれ同一周波数で共振させる非接触電力供給システムであって、前記電力供給部は、前記１次コイルに入力した前記供給側電流を検知する電流検知部と、

で表される式を用いて、前記負荷に供給される負荷側電圧を目標値とするための前記供給側電圧の目標値を演算する演算部と、前記演算部で演算された前記供給側電圧の目標値に基づいて、前記電力供給部で発生する前記供給側電圧を制御する電圧制御部と、を備え、前記１次コイルと前記第１の共振用コンデンサ、および前記２次コイルと前記第２の共振用コンデンサを、それぞれ同一周波数で共振させた状態において、前記１次コイルから前記２次コイルに伝送した電力を前記負荷に供給するとともに、前記電圧制御部において、前記１次コイルと前記２次コイルとの相対的な位置関係の変化に応じて、前記電力供給部で発生させる前記供給側電圧を制御することにより、前記負荷に供給される前記負荷側電圧が目標値となるように制御すること、を特徴とする非接触電力供給システム。

（１）によれば、上記非接触電力供給システムは、１次コイル側と２次コイル側とを同一周波数で共振させた状態において、前記負荷側電圧を目標値とするための前記供給側電圧の目標値を、前記式を用いて演算し、この演算により得られた前記供給側電圧の目標値に基づいて前記電源制御部を制御することにより、前記負荷側電圧を目標値に制御することができる。このことにより、簡単で信頼性の高い構成で１次コイルと２次コイルの距離、向き、ずれ等の相対的な位置の変化が生じた場合にも、負荷側電圧を所定の目標値に制御することができる。

（２）前記演算部は、前記式に、前記負荷側電圧の目標値と、前記１次コイルに入力した前記供給側電圧の実効値、前記負荷インピーダンス、前記１次コイルの巻き線抵抗、前記２次コイルの巻き線抵抗、および前記１次コイルに入力した前記供給側電流の実効値を含むパラメータと、を算入することにより、前記負荷に供給される負荷側電圧を所定の目標値とするための前記供給側電圧の目標値を演算すること、を特徴とする（１）記載の非接触電力供給システム。

（２）によれば、上記非接触電力供給システムは、前記式に、前記負荷側電圧の目標値と、前記１次コイルに入力した前記供給側電圧の実効値、前記負荷インピーダンス、前記１次コイルの巻き線抵抗、前記２次コイルの巻き線抵抗、および前記１次コイルに入力した前記供給側電流の実効値を含むパラメータと、を算入して演算を行うことにより、前記電源制御部を制御して負荷側電圧を目標値に制御することができる。このことにより、モデルの把握が容易な当該システムの前記式を用いることにより、システム構成の変更に対しても容易に対応することができる。また、上記非接触電力供給システムは、１次コイルと２次コイルの距離、向き、ずれ等の、相対的な位置の変化が生じた場合にも、前記式に、予め求めることができる定数と１次コイル側で得られるパラメーラを算入して演算することにより、前記負荷側電圧を目標値に制御することができる。

（３）前記電力供給部は、前記演算部から設定電圧以上の前記供給側電圧の目標値を出力する命令が前記電圧制御部へ出力された場合に、前記供給側電圧の実効値を所定最大値とする保護回路を備えることを特徴とする（１）又は（２）に記載の非接触電力供給システム。

（３）によれば、１次コイルと２次コイルとの間の距離が離れることにより、前記演算部から設定電圧以上の前記供給側電圧の目標値を出力する命令が前記電圧制御部へ出力された場合には、前記保護回路により前記供給側電圧の実効値が所定最大値とするように制御されるので、システムや他の事物等を保護することができる。

（４）上記（１）乃至（３）のいずれか一つに記載の非接触電力供給システムと、該システムからの電力の供給を受ける、体内埋め込み型の医療装置と、を備える医療システム。
（４）によれば、例えば完全埋込型人工心臓等の、体内埋め込み型の医療装置に上記非接触電力供給システムを利用することにより、当該医療装置に接触することなくエネルギーを供給することができる。その際に、前記１次コイルと前記２次コイルの正確な位置が分からない場合や、医療装置を埋め込んだ患者が姿勢を変えるなどして前記１次コイルと２次コイルの相対位置にずれが生じた場合であっても、前記システムにより負荷側電圧を所定の目標値に制御することができる。このことにより、前記医療装置の動作あるいは充電のために安定した電圧を供給することができると同時に、前記医療装置を利用する患者の負担を減らすことができる。

（５）上記（１）乃至（３）のいずれか一つに記載の非接触電力供給システムと、該システムから電力の供給を受ける、体内に投入するための医療装置と、を備える医療システム。
（５）によれば、例えば患者の口から飲み込まれることにより胃などの消化器内部を撮影するカプセル型の胃カメラ等の、体内に一時的に投入される医療装置に上記非接触電力供給システムを利用することにより、当該医療装置にエネルギーを体外から供給し続けることができる。その際に、当該医療装置を利用する患者や医療装置自体が動くことにより、前記１次コイルと２次コイルの相対位置にずれが生じた場合や、医療装置が移動することにより正確な位置がわからない場合であっても、前記システムにより負荷側電圧を所定の目標値に制御することができる。このことにより、前記医療装置の動作のため、あるいは充電のために安定した電圧を供給することができるとともに、システムの簡潔な構成から医療装置の小型化が可能となり、患者の負担を減らすことができる。

本発明によれば、１次コイルの面の向きと２次コイルの面の向きは向かい合っていなくてもよく、お互いのコイルがどこにあっても、特に、２次コイル側を複雑化することなく簡潔な構成で、負荷側電圧の制御が可能となる。これにより、２次コイルの位置や向きが固定されていないときでも、負荷側の装置等の信頼性の向上や医療装置に応用した場合の患者の負担の軽減などを図りつつ、負荷側電圧の安定化が可能となる。

以下、本発明を実施するための最良の形態について図を参照しながら説明する。なお、これはあくまでも一例であって、本発明の技術範囲はこれに限られるものではない。

［非接触電力供給システム］
図１は、本発明に係る非接触電力供給システム１００の構成を示すブロック図を示す。非接触電力供給システム１００は、供給側システム１１０および負荷側システム１６０から構成されている。

［供給側システム］
供給側システム１１０は、主な構成要素として、電力供給部１１１、１次コイル１５２、１次コイル共振用コンデンサ１５６を有する。

電力供給部１１１は、商用電力や直流電源から変換装置等を経て得られる交流電源などから１次コイル１５２に電力を供給する。電力供給部１１１は、電流検知部１２０と、演算部１３０と、電圧制御部１１３とを備える。

電流検知部１２０は、高周波電流検出器により供給側電流としての出力電流を検知する。演算部１３０は、電力供給部の出力電圧と電流検知部１２０の検知結果とに基づいて出力すべき電圧を演算する。電圧制御部１１３は、演算部１３０の演算結果に基づき発振振幅を変化させることにより出力電圧を制御することができる発振器１１２及び高速絶縁増幅器１１４を含む。１次コイル１５２は、前記電力供給部から電力の入力を受ける。１次コイル共振用コンデンサ１５６は、１次コイル１５２に接続されていて１次コイル側回路の共振をとるためのものである。

［負荷側システム］
また、前記負荷側システム１６０は、主な構成要素として、負荷１６２、２次コイル１５４、２次コイル共振用コンデンサ１５８を有する。

負荷１６２は、電力供給対象である。２次コイル１５４は、１次コイル１５２と磁気的に結合されていて負荷１６２に電力を入力する。２次コイル共振用コンデンサ１５８は、２次コイル１５４に接続されていて２次コイル側回路の共振をとるためのものである。

［制御方法］
まず、エネルギー伝送条件の設定を行う。伝送角周波数ω、１次コイル及び２次コイルの線の種類、サイズ、形状、巻き数を決定し、これにより１次コイル及び２次コイルを調整する。ＬＣＲメータにより、角周波数ωで１次コイルと２次コイルのインダクタンスをそれぞれ測定し、角周波数ωで１次コイルとの直列共振が取れるコンデンサＣ_１の容量の値と、該角周波数ωで２次コイルと直列共振がとれるコンデンサＣ_２の容量の値を式（１）より算出する。

ここで１次コイルと１次コイル用のコンデンサ、２次コイルと２次コイル用のコンデンサがそれぞれ直列共振していれば、１次コイル電圧、１次コイル電流の位相が同相、２次コイル出力電圧、２次コイル電流の位相が同相、１次コイル電圧と２次コイル出力電圧の位相が９０度ずれる。なお、本発明においては、１次コイルの巻き数、寸法、形状等に制限はない。また、２次コイルも同様、巻き数、寸法、形状に制限はない。さらに、１次コイルや２次コイルの磁気結合度を上げる目的で、フェライトなどの磁性体にコイルを巻いたり、ノイズを抑制する目的でフェライトやアモルファス磁性線などの磁性体シートをコイルに貼りつけたりしてもよい。

次に制御動作について説明する。図１の非接触電力供給システム１００において、１次コイル入力電圧の実効値をＶ_１、１次コイル電流の実効値をＩ_１、２次コイル出力電圧（＝負荷入力電圧）の実効値をＶ_２、２次コイル電流の実効値をＩ_２とする。また、１次コイルの巻き線抵抗をｒ_１、２次コイルの巻き線抵抗をｒ_２とする。目標の２次コイル出力電圧の実効値をＶ_２ｉｄとする。Ｖ_２ｉｄを出力するための目標の１次コイル電圧の実効値をＶ_１ｉｄとする。

非接触電力供給システム１００では、エネルギー伝送用電源の１次コイル入力電圧Ｖ_１を調節して２次コイル出力電圧Ｖ_２を安定化させている（図１参照）。１次コイルと２次コイルの位置関係は、具体的には相互インダクタンスＭだけで表される。すなわち、本システムの等価回路の閉路方程式より求められるＶ_１ｉｄとＶ_２ｉｄの関係式にＭを代入することにより、Ｍを消去することができる（式（２））。

したがって、Ｍが変化した場合であっても、２次コイル出力電圧Ｖ_２の制御に必要であるＶ_１ｉｄを１次側（体外側）のパラメータだけで決定することができる。この制御に必要な１次側のパラメータは、１次コイル電圧の実効値Ｖ_１、負荷インピーダンスＲ、１次コイルの巻き線抵抗ｒ_１、２次コイルの巻き線抵抗ｒ_２および１次コイル電流の実効値Ｉ_１である。

電流検知部１２０で測定した１次コイル電流は整流平滑回路１２２と実効値変換回路１２４を介して演算部１３０に入力される。あらかじめわかっているＶ_１、Ｒ、ｒ_１、ｒ_２は演算部１３０に入力される。演算部１３０において、電流検知部１２０の測定結果はＡ／Ｄ変換回路部１３２においてデジタル信号に変換され、マイクロコンピュータ１３４（もしくはパソコン）によって式（２）の演算が行われ、Ｄ／Ａ変換回路部において再びアナログ信号に変換される。発振器１１２に目標の２次コイルの電圧（＝負荷の入力電圧）Ｖ_２ｉｄを出力するための１次コイル電圧Ｖ_１ｉｄの情報が入力され、発振器からは、角周波数ω、振幅実効値Ｖ_１ｉｄの正弦波が出力される。そして再び、新しく設定されたＶ_１ｉｄによって新しい１次コイル電流の値Ｉ_１が変化し電流検知部１２０より測定される。この制御処理ループを繰り返すことで２次コイル出力電圧を目標値にする制御が可能である。

［制御動作の例］
図２に示した円状の１次コイルと２次コイルの場合について制御動作の例を説明する。１次２次ともに、コイル外径は５．５ｃｍ、コイル内径は２ｃｍ、厚さ０．０９ｃｍ、巻き数２０回とする。
１次コイルにはじめに５Ｖの電圧を加えたとして、２次コイル出力電圧（＝負荷入力電圧）を６Ｖの目標値に固定させるための制御を行う。ここでｒ_１=０．４４８５Ω、ｒ_２=０．３９１５Ω、Ｒ=４．６Ω、ｆ=１５０ｋＨｚとする。

１次コイルと２次コイルが図３のステップ１のようにずれている状態から、２次コイルをｘ方向に動かし２つのコイルを重ね（ステップ２）、さらにｙ方向にずらした場合（ステップ３）を考える。ｘ方向のずれは０．６ｃｍ、ｙ方向のずれは３．８ｃｍとする。

まず、制御していない場合、２次コイル出力電圧は、ステップ１の状態で１．８７Ｖ、ステップ２で７．６２Ｖ、ステップ３で３．８７Ｖとなり、６±４．１Ｖ近くまで変化した。この一方で、制御を行った場合、ステップ１で５．９４Ｖ、ステップ２で６．１１Ｖ、ステップ３で６．１９Ｖとなり、６±０．２Ｖ以内に収まった。したがって安定化していることがわかる。

応答性に関しては、制御速度は早い方が制御の精度が良いが、２次コイルの動く速度は体の動きから生じるので高速な動きになることは少なく、早くても１Ｈｚ程度のゆっくりとした動作であると考えられるので、制御処理ループの繰り返し周期が０．０１秒程度であれば制御により、出力を十分に電圧安定化することができる。

［保護回路］
供給側システム１１０に含まれる電力供給部１１１は、保護回路１２６を備える。保護回路１２６は、演算部１３０からの演算結果が所定の値以上である場合に、前記所定の値を演算結果とする。図４に保護回路１２６のブロック図を示す。保護回路１２６がないと、１次コイル１５２と２次コイル１５４の間の距離が離れるほど、相互インダクタンスＭが小さくなるため、目的の２次コイル出力電圧（＝負荷入力電圧）を出すための１次コイル電圧は大きくなるよう制御される。したがって、１次コイル１５２と２次コイル１５４の間の距離が離れた場合、電源制御部１１３から大電圧が出力されるが、過大な電圧が出力されるように命令が出されると供給側システム及び負荷側システム並びに医療装置に利用した場合には人体にとって危険である。保護回路１２６は、演算部１３０より設定電圧以上の１次コイル電圧が出力されるような命令が出た場合には、１次コイル電圧の実効値が設定値Ｖ_１ｍａｘ（最大値）になるようにする。このことにより、システムや他の事物等を保護する。保護回路１２６はヒステリシス特性を有しており、設定値よりも数Ｖ下がったときに、制御が再開されるように設定されている（図４参照）。

［埋込型人工心臓装置］
図５は、本発明の別の実施形態である埋込型人工心臓システム５００のブロック図を示す。埋込型人工心臓システム５００は、主な構成要素として、体内埋込型の駆動部としての人工心臓駆動部５６０、人工心臓駆動部５６０を駆動する電力を発生するための電力供給部５２０、および人工心臓駆動部５６０を駆動するための電力を伝送するためのエネルギー伝送部５４０を有する。

［人工心臓駆動部］
人工心臓駆動部５６０はアクチュエータである人工心臓ポンプ５６６、外部からの電力を整流平滑して人工心臓ポンプ５６６に供給するための整流平滑回路５６２、充放電により電力を一時的に蓄える２次電池５６８、人工心臓ポンプ５６６に対する電力の供給源を整流平滑回路５６２または２次電池５６８のいずれかに切り替える切替回路５６４とを有する。本システムによる電力伝送が絶たれた際には体内に埋込んだバックアップ用の２次電池５６８により人工心臓ポンプ５６６を駆動する。駆動部には、人工心臓ポンプ５６６を駆動するため供給される電力による駆動部側電圧が生じる。本実施形態において、この駆動部側電圧は、整流平滑回路５６２の変換出力電圧である。

整流平滑回路５６２は交流を直流に変換する回路である。代表的な整流平滑回路５６２としてはセンタータップ全波方式整流回路とブリッジ全波方式整流回路が挙げられる。双方ともに全波整流を行うが、センタータップ全波整流方式の場合には２次コイルである体内コイルが二つ必要となる。ただし、大きな損失を生むダイオードは高いシステム効率を考えた場合少ないほうが良いことからセンタータップ全波方式を使用している。ダイオードの順方向電圧による損失は発熱となり、システム効率だけでなく体内に置くことを考えた場合、生体組織に悪影響を及ぼす可能性もあるので、ダイオードは少ないほうが良いといえる。また、素子が少なく回路が簡単であることは故障の可能性が低減され、より安全であるともいえる。整流平滑回路５６２は、チョークインプット型の平滑回路を内蔵する。人工心臓ポンプ５６６は、例えば直流用アクチュエータを用いた定常流型のタイプのものを使用することができる。

［電力供給部］
電力供給部５２０は、電源部５２４と、電流検知部５２６と、電圧制御部５２２とを備える。電力供給部５２０は、人工心臓駆動部を駆動する電力を出力するため、供給側電流および供給側電圧を発生する。

電源部５２４は、商用電力などから１次コイル５４２に供給する。電流検知部５２６は、電源部５２４に接続され、供給側電流としての出力電流を検知する。電圧制御部５２２は、電流検知部５２６の検知結果および電源部５２４からの出力電圧に基づいて電源部５２４の出力電圧を制御する。

本実施形態では、供給側電圧は電源部５２４の出力電圧であり、供給側電流は電源部５２４の出力電流である。

［エネルギー伝送部］
エネルギー伝送部５４０は、１次コイル５４２および２次コイル５４４を有している。１次コイル５４２は、体外に置かれており電力供給部５２０に接続され、電力供給部５２０からの電力が入力される。２次コイル５４４は、体内埋込み可能であって人工心臓駆動部５６０に接続され、人工心臓駆動部５６０に電力を供給する（図２参照）。なお、本実施形態では、体内埋め込み型の医療装置として人工心臓駆動部の例を説明するが、本発明は例えば、体内に投入可能とするための医療装置（例えば、飲み込んで使用するカプセル型内視鏡）といった、他の医療装置に応用することもできる。

本実施形態の埋込型人工心臓装置システム５００では、電流検知部５２６の検知結果および電源部５２４の出力電圧を、予め求められた、人工心臓駆動部５６０に供給される人工心臓駆動部側電圧を制御するために、供給側電圧と人工心臓駆動部側電圧の関係式に代入して用いる。本実施形態において、供給側電圧は電源部５２４の出力電圧すなわち１次コイル５４２に掛かる電圧であり、供給側電流は電源部５２４の出力電流すなわち１次コイル５４２に流れる電流であり、人工心臓駆動部側電圧は、２次コイル５４４の出力電圧である。

本発明に係る非接触電力供給システムを人工心臓に用いる場合、人工心臓ポンプ５６６を直流で動作する人工心臓アクチュエータとした場合には、負荷（電力供給対象物）は、整流平滑回路と人工心臓アクチュエータドライバと人工心臓アクチュエータを組み合せたものをとして考えることもできる。電磁誘導で誘導した交流で直接動作する人工心臓アクチュエータは、人工心臓アクチュエータそのものが負荷に相当する。体内に２次コイルが入り、体外においた１次コイルから、常時、駆動に必要な１−４０Ｗ程度のエネルギーを経皮的に伝送するが、皮膚が間に入ることによる影響は全くない。

体動により１次コイル１５２の位置が多少ずれても、ずれを１次側で制御して負荷入力電圧を一定にすることができる（図６参照）。従来のように、負荷入力電圧を制御するための通信手段が必要ないため、患者に負担をかけることもない。また、２次コイルは皮下に埋め込まれるが、埋め込んだ正確な位置が把握しにくいことが多く、２次コイルの位置をわかりやすくすると同時に、ずれを防止するために、２次コイルを厚さ５−２０ｍｍ程度とした傘型形状にしているものが多かった。本発明では、２次コイル１５４に対する１次コイル１５２の位置が多少ずれていても制御回路により負荷入力電圧を安定化できるため、多少２次コイル位置がずれたり動いたりしてもよく、２次コイルを傘型にする必要がない。２次コイルを平面型にできることは、生体組織に対する負担が小さくなる、コイル埋込部が目立たないため患者が気にならないというメリットがある。

人工心臓は流量を１次側からの命令で変更する場合があるが、本実施形態のように直流で動作する人工心臓アクチュエータによる人工心臓ポンプ５６６を用いた場合は、これは負荷の値が変化したことになる。ただし、流量の変化命令の内容は１次側でわかっているので、流量と負荷の値の関係をあらかじめ求めておくことで負荷は１次側で推測が可能である。図７に流量―負荷の値の表の例を示す。

［マイクロマシン］
本発明に係る非接触電力供給システムをマイクロマシンへの電力供給に利用した、更に別の実施形態について説明する。本実施形態の主な構成要素は、非接触電力供給システムと負荷として電力の供給を受けるマイクロマシンである。

マイクロマシン（ＭＥＭＳ：ＭｉｃｒｏＥｌｅｃｔｒｏＭｅｃｈａｎｉｃａｌＳｙｓｔｅｍｓ、超小型電気的・機械的複合体）とは、半導体集積回路製造技術の１つである微細加工技術を利用してシリコン基板上に立体的な微小構造体を形成することにより、例えば数十ミクロン程度の大きさの微小なモーターを作る技術である。この技術は、機械材料として優れた特性をもつ単結晶シリコン基板上にリソグラフィ技術を用いて形成したパターンをマスクとし、エッチング速度が結晶軸方向や不純物濃度等に依存するという性質を利用して立体構造物を作製するもので、シリコンダイヤフラム圧力センサなどに代表されるマイクロセンサの分野では既に実用化されている。

負荷として非接触電力供給システムより電力の供給を受けるマイクロマシンには、マイクロマシンの本来の目的を達成するためのアクチュエータ、センサ、マイクロプロセッサ等の各要素のほか、本システムを構成する２次コイルと２次コイルに接続された２次コイル共振用コンデンサが搭載されている。２次コイルは、マイクロマシンの各要素に接続されている。これにより２次コイルからの電力は上記各要素に供給される。

マイクロマシンの移動などにより搭載された２次コイルの位置が変動したり、精密な位置が不明であったりする場合がある。この場合にも本発明の作用・効果によりマイクロマシンの動作及び制御等に必要な電力について、安定した電圧の電力を供給することができる。

なお、実施形態において、１次コイル共振用コンデンサが電力供給部の外部に配置されている構成として説明しているが、本発明はこれに限らず、該コンデンサが電力供給部と一体として電力供給部の筐体内部に配置するものであってよい。また、２次コイル共振用コンデンサについても、負荷部と一体として構成するものであってよく、また、負荷部の外部に配置して構成してもよい。

本発明に係る非接触電力供給システムの構成を示すブロック図である。１次コイルと２次コイルの例を示す図である。１次コイルと２次コイルの位置のずれや距離の変化を示す図である。供給側システムの保護回路を示すブロック図である。本発明を利用した埋込型人工心臓システムの構成例を示すブロック図である。本発明を利用した埋込型人工心臓システムの、１次コイルと２次コイルの位置のずれを示す図である。直流で動作する人工心臓アクチュエータの、流量と負荷の関係の例を示した表である。

符号の説明

１００非接触電力供給システム
１１０供給側システム
１１１電力供給部
１１２発振器
１１３電圧制御部
１１４高速絶縁増幅器
１１６１次コイル巻き線抵抗
１２０電流検知部
１２２整流平滑回路
１２４実効値変換回路
１２６保護回路
１３０演算部
１３２Ａ／Ｄ変換回路部
１３４マイクロコンピュータ
１３６Ｄ／Ａ変換回路部
１４０接地端子
１５０エネルギー伝送部
１５２１次コイル
１５４２次コイル
１５６１次コイル共振用コンデンサ
１５８２次コイル共振用コンデンサ
１６０負荷側システム
１６２負荷（電力供給対象物）
１６４２次コイル巻き線抵抗
４００供給側システム
４２０ヒステリシスコンパレータ
４４０最大基準電圧（Ｖ１ｍａｘ）設定用電源
４６０スイッチ
５００埋込型人工心臓システム
５２０電力供給部
５２２電圧制御部
５２４電源部
５２６電流検知部
５２８演算部
５３０１次コイル共振用コンデンサ
５４０エネルギー伝送部
５４２１次コイル
５４４２次コイル
５６０人工心臓駆動部
５６２整流平滑回路
５６４切替回路
５６６人工心臓ポンプ
５６８２次電池
５７０２次コイル共振用コンデンサ
６００埋込型人工心臓電力供給システム
６２０整流平滑回路＋人工心臓アクチュエータドライバ＋人工心臓アクチュエータ

Claims

負荷に供給するための供給側電流および供給側電圧を発生する電力供給部と、
前記電力供給部からの電力を入力する１次コイルと、
前記１次コイルに対する位置が移動可能であり、且つ前記１次コイルと磁気的に結合され、前記電力供給部から前記１次コイルを介して電磁誘導により伝送された電力を前記負荷へ供給する２次コイルと、
前記１次コイルに接続された第１の共振用コンデンサと、
前記２次コイルに接続された第２の共振用コンデンサと、
を備え、
前記１次コイルと前記第１の共振用コンデンサ、および前記２次コイルと前記第２の共振用コンデンサを、それぞれ同一周波数で共振させる非接触電力供給システムであって、
前記電力供給部は、
前記１次コイルに入力した前記供給側電流を検知する電流検知部と、

で表される式を用いて、前記負荷に供給される負荷側電圧を目標値とするための前記供給側電圧の目標値を演算する演算部と、
前記演算部で演算された前記供給側電圧の目標値に基づいて、前記電力供給部で発生する前記供給側電圧を制御する電圧制御部と、を備え、
前記１次コイルと前記第１の共振用コンデンサ、および前記２次コイルと前記第２の共振用コンデンサを、それぞれ同一周波数で共振させた状態において、前記１次コイルから前記２次コイルに伝送した電力を前記負荷に供給するとともに、前記電圧制御部において、前記１次コイルと前記２次コイルとの相対的な位置関係の変化に応じて、前記電力供給部で発生させる前記供給側電圧を制御することにより、前記負荷に供給される前記負荷側電圧が目標値となるように制御すること、
を特徴とする非接触電力供給システム。
前記演算部は、
前記式に、前記負荷側電圧の目標値と、前記１次コイルに入力した前記供給側電圧の実効値、前記負荷インピーダンス、前記１次コイルの巻き線抵抗、前記２次コイルの巻き線抵抗、および前記１次コイルに入力した前記供給側電流の実効値を含むパラメータと、を算入することにより、前記負荷に供給される負荷側電圧を所定の目標値とするための前記供給側電圧の目標値を演算すること、
を特徴とする請求項１に記載の非接触電力供給システム。
前記電力供給部は、
前記演算部から設定電圧以上の前記供給側電圧の目標値を出力する命令が前記電圧制御部へ出力された場合に、前記供給側電圧の実効値を所定最大値とする保護回路を備えることを特徴とする請求項１又は２に記載の非接触電力供給システム。
請求項１乃至請求項３のいずれか一つに記載の非接触電力供給システムと、
該システムからの電力の供給を受ける、体内埋め込み型の医療装置と、を備える医療システム。
請求項１乃至請求項３のいずれか一つに記載の非接触電力供給システムと、
該システムから電力の供給を受ける、体内に投入するための医療装置と、を備える医療システム。