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LIFE2013

体内埋込型機器における経皮エネルギー伝送システム

2013 年 9 月 2 日－4 日 山梨 (山梨大学)－伝送特性改善の検討－

Transcutaneous Energy Transmission System for Implantable Devices- Improvement of Energy Transmission Characteristics○ 瀬下貴仁（東京理科大）山本隆彦（東京理科大）

越地耕二（東京理科大）Takahito SEAHIMO, Tokyo University of Science
Takahiko YAMAMOTO, Tokyo University of Science
Kohji KOSHIJI, Tokyo University of Science
Abstract: Transcutaneous energy transmission is useful for improving patient quality of life (QOL) and for supplying
energy to implantable devices noninvasively. It is desirable for the transcutaneous coils to be small from the viewpoint ofpatient’s QOL. To supply energy with highly-efficient transmission through the skin, it is necessary to increase thecoupling factor between the coils, and increase the inductance of each coil. In this study, the optimal shape required for thecoils to increase the coupling factor, and the switching circuit and rectifier circuit were investigated.
Key Words: Coreless Coil, Rectifier Circuit, Switching Circuit
1. はじめに
医療機器におけるワイヤレス電力伝送技術は非接触，非侵襲といった言葉に代表されるように体内埋込型の機器へのエネルギー供給方法として不可欠な技術である．体内埋込型の機器へのワイヤレス電力伝送は，経皮エネルギー伝送 シ ス テ ム (Transcutaneous Energy Transmission System :TETS)と称される．TETS は従来より電磁誘導方式を用いており，患者の QOL（Quality of Life )の観点から使用する体内コイルは小型であることが望ましいが、コイルの小型化は伝送効率の低下を導く．高効率でエネルギー伝送を行うには，コイル間の結合係数やコイルのインダクタンスの増加などが必要である．
本稿では小型かつ高い結合係数を有する経皮トランスフ
ォーマを目標に，コイルの内径や外径を変化させ，TETSに最適なコイルの形状・寸法について比較・検討を行った．
また，システム全体の伝送効率を向上させるために，伝送効率の低下の原因となる整流回路およびスイッチング回路についても検討した．
2. TETS の概要
Fig. 1 に TETS の概要を示す．体内外においては直流安定化電源または電池を電源とし，スイッチング回路により高周波の交流電力に変換される．変換された交流電力は経皮コイルを介してケーブルが皮膚を貫くことなく体内へ伝送される．伝送された交流電力は整流平滑回路により直流電力に変換され，体内埋込機器の駆動及び体内の二次電池の充電に用いられる．

2-1 効率の算出
TETS に用いられる経皮コイルとして，空心型 (1)(2)や体外結合型 (3)などが開発されているが，本稿では渦巻き状の空心偏平型コイルを採用した．
Fig. 2 に経皮コイルを用いてエネルギー伝送を行う際の等価回路を示す．

Fig. 2 Equivalent circuit to evaluate efficiency
L1，L2 はそれぞれ一次側(体外側)，二次側(体内側)のコイ
ルの自己インダクタンス，r1，r2 はそれぞれ一次側，二次側のコイルの巻線抵抗，C1，C2 は伝送効率を向上させるために挿入する直列共振用のキャパシタ，M はコイル間の相互インダクタンス，RL は体内埋込機器，整流平滑回路，二次電池などを等価的に表した負荷抵抗である．V1 は入力電圧， V2 は出力電圧，I1, I2 はそれぞれ一次側，二次側のコイルに流れる電流である．伝送角周波数をとし共振角周波数を0 とすると，伝送効率は

V2 I 2
0 M  RL
22V1I1r1 r2  RL   0 M  r2  RL 2RL(1)r1 r2  RL  r2  RL 
0 M 22と 表 せ る ． (1) 式 か ら 伝 送 効 率 を 高 く す る た め に は(0M)2>>r1(r2+RL)とする必要がある．したがって周波数及び相互インダクタンスを大きくすることが重要である．しかしながら，コイルを小型化すると自己インダクタンス及びコイル間の結合係数が低下する．そこで高い伝送効率を保つために高い結合係数を持つコイルの検討を行った．
Fig. 1 TETS for Implantable device
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2-2 結合係数の算出
2 つのコイル間の結合係数を測定する回路図を Fig. 3 に示す．二次側の電圧 V2 は開放電圧である．

2013 年 9 月 2 日－4 日 山梨 (山梨大学)

Fig. 5 より，コイル間距離に関わらずすべての場合において，試作コイル C の結合係数は他の試作コイルよりも大きい．よって内直径が外直径の 1/3 のときに最も大きい結合係数が得られるということがわかった．
3-2 効率による検討
外直径 50 mm，内直径 16.7 mm のときの結合係数の測定結果を式(1)に代入して求めた効率を Table 1 に示す．
Table 1 Characteristics between distance d and efficiency d[mm]5101520253095.8
91.582.971.855.2
42.3


Fig. 3 Equivalent circuit to evaluate coupling factor
Fig. 3 から相互インダクタンスを M とすると
M  L1kV2 k L1L2V1(2)L1L2(3)V2V1と表すことができる．本稿では，(3)式を用いて結合係数を算出した．
3. 伝送用コイルの検討
3-1 結合係数による検討
二次側のコイルは体内に埋め込むため患者の QOL の観点から小型にすることが望ましい．そのためここでは外直径を 50 mm 一定とした．コイルの内直径を 0, 10, 16.7, 20, 30,40 mm とし，それぞれ A, B, C, D, E, F と名付けた．試作コイルの外観を Fig. 4 に示す．二次側のコイルは一次側のコ
イルと外直径，内直径，インダクタンスが同じになるように試作した．この実験で使用した巻線は表皮効果を考慮して，0.05 mm，120 本束のリッツ線とした．

ABCDE

外直径 50 mm，内直径 16.7 mm のコイルの測定したパラメータが r1=0.191 ，r2=0.189 ，RL=50 ，結合係数k=0.2741，周波数 f0=300kHz である．コイル間距離が 10 mm，効率が 95%を超えるためには， コイルの自己インダクタンスは 27.2 以上が必要である．

3-3 巻き方の検討
結合係数を高くするためにコイルの内直径を外直径の1/3，インダクタンスを増加させるためにコイルを 2 層構造とし，巻き方を変えたコイルを 2 種類作製した．コイルの外直径は 50 mm とした．このときのコイルを Fig. 6 に示す．
コイルは同じ寸法で一次側と二次側で 2 つずつ作製した．

Fig. 6 Appearance of coreless coils

F

Fig. 4 Appearance of coreless coils
一次・二次コイル間距離 d を 0～30 mm の範囲において5 mm 毎に変化させながら二次側の電圧の測定を行い，その結果を式(2)に代入し結合係数を算出した．その結果をFig. 5 に示す．

試作コイル，ともに層目と層目に流れる電流の向きが同じ方向になるように巻いている．は層目を巻き終えてから層目を巻いている．それに対しては層目を巻き後に層目を巻きと，層目と層目を同時に巻いている．
これは線間容量を考慮したもので，それぞれのキャパシタンスを算出する式を(4)に，結果を Table 2 に示す．自己共振周波数を fs とすると
(4)

C[pF]

Table 2 Parasitic capacitance [pF]



0.479
0.503
0.340


0.356

Table 2 よりはよりも線間容量が小さいことがわかる．
このことより見かけ上の抵抗分が低くなり，効率改善できると考えられる．とのインダクタンス L および等価直列
抵抗 r を測定した結果とその結果から算出したコイル間距
離が 10, 15 mm のときの効率を Table 3 に示す．

Fig. 5 Coupling factors (outside diameter 50 mm)
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Table 3 Inductance and efficiency
f[kHz]
300



300

1212L[r[49.9949.66
40.94
42.89

0.44290.43870.36780.3854

d[mm]

%

1015101596.7
94.5
97.2
94.6




Table 3 にある 1，2 は一次側，二次側のことである．Table3 を比べるとはより見かけ上の抵抗分が低い．これははよりも線間容量が小さいためであると考えられる．そのため，とを比べるとの方が効率が高い．

2013 年 9 月 2 日－4 日 山梨 (山梨大学)

5. 体内回路
ダイオードは順方向バイアスが無視できず伝送効率低下を起こす原因となることがある．そこで本研究では P 型とN 型の MOSFET を利用した自己制御型同期整流回路を提案する．
提案した同期整流回路を Fig. 9 に示す．なお MOSFET は逆電流の流入を防止することができないため，アクティブダイオード (5)を挿入した．同期整流とダイオード整流の比較をした．ダイオード整流回路を Fig. 10 に示す．
入力電圧は振幅 15 V，300kHz の正弦波，RL は 10 とした．結果を Fig. 11 に示す．

4. 体外回路
E 級増幅器(4)は，入力信号によって MOSFET をスイッチングさせ，理想的なスイッチとして動作する条件下で効率を 100%にできる．E 級増幅器の LC 直列共振回路の L を送信コイルとして体内へ電力伝送を行うことについて検討した．Fig. 7 に E 級増幅器を示す．

Fig. 9 Synchronous rectifier circuit

Fig. 7 Circuit of class E amplifier
E 級増幅器は出力電力 Pout[W]と電源電圧 VDD が決まると各パラメータは一意に決まる．
本研究ではスイッチング周波数 fSW = 300kHz とし，VDDが 15 V で設計を行った．La には 3 章のコイルのデータを用いている．Table 4 に設計値を示す．

Fig. 10 Diode rectifier circuit

Table 4 Circuit parameter of class E amplifierf [kHz]LRFC[μH]

Ca[nF]

La[μH]

Cs[nF]

R[Ω]

300

134

16.9

40.9

7.52

5.77

E 級 増 幅 器 を 電 子 回 路 シ ミ ュ レ ー タ (LTspice ， Linear
Technology，CA， USA)を用いて解析をした．入力電圧 Vin
および電力伝送に使用するコイル La の電圧を Fig. 8 に示す．
VLa は Vp-p=426 V の交流電圧となっているため，送信側のスイッチングが満足におこなわれて，一次側のコイルとして使用できることが分かる．

Fig. 11 Waveforms of input and output voltage obtained fromsimulation(diode & sychronous rectifier)
ダイオード整流回路は 1.8 V の電圧降下が生じているが，同期整流回路は 0.21 V の電圧降下と，電圧降下を 10.6%低減できた．

Fig. 8 Waveforms of Vin and VLa obtained from simulation

6. TETS への応用
非接触給電での応用として，二次側の回路を Fig. 7 の Rと等価的に模擬した．二次側のコイルの自己インダクタン
ス Lb，直列共振用コンデンサ Cb，相互インダクタンス Mとし，一次側から見込んだ等価回路を Fig. 12 に示す．Fig. 12より二次側が共振しているとき，

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Fig. 12 Equivalant circuit of transcutaneous transformer with aload resistance2013 年 9 月 2 日－4 日 山梨 (山梨大学)

7. まとめ本稿では TETS で用いる空心型コイルの結合係数の向上を目標に，内直径と外直径の異なったコイルを作製し，検討した．その結果，内直径が外直径の 1/3 のコイルが最も有効であることが確認できた．さらに効率改善として巻き方に工夫を加えたコイルを試作し測定を行ったところ，伝送効率を改善可能であることがわかった．また周辺回路として同期整流回路による伝送効率の改善及び E 級増幅器の非接触給電における設計を行い，シミュレーションにより91.9% ( DC-to-DC)の高い伝送効率が得られることが確認された．

(5)
謝辞
本研究の一部は財団法人マツダ財団助成金により行われた．と表すことができる．
全システムを含めた回路図を Fig. 13 に示す．

Fig. 13 Circuit of TETS system
入力電力を 15 V とした時の入出力電力の結果を Fig. 14に示す．

Fig. 14 Waveforms of input and output power obtained fromsimulation

参考文献(1) K. Shiba, M. Nukaya, T. Tsuji, K. Koshiji “Analysis ofCurrent Density and Specific Absorption Rate in
Biological Tissue Surrounding an Air-core Type ofTranscutaneous Transformer for an Artificial Heart,” IEEE
2006 International Conference of the Engineering in
Medicine and Biology Society, pp.5392-5395, New York,USA, Aug. 2006
(2) T. Seshimo, T. Yamamoto, K. Koshiji, Downsizing ofCoreless Coils for Transcutaneous Energy Transmission in
Implantable Devices - Improvement of Coupling Factorand Efficiency between Coils - , 35th Annual International
Conference of the IEEE EMBS, pp. 1871-1874, 2013
(3) 山本隆彦，越地耕二，塚原金二，巽英介，妙中義之，高野久輝，柴建次，体内埋込型人工心臓駆動用体外結合型経皮エネルギー伝送システム ー経皮トランスのコア接合面のずれとギャップによる結合異常検出－，日本生体医工学，第43巻2号，pp.261-267，2005(4) Sokal, N.O. Class E high-efficiency power amplifiers, from
HF to microwave, Microwave Symposium Digest, 1998
IEEE MTT-S International, vol. 2, pp.1109-1112, 1998
(5) Yuan Rao, David P. Arnord, An Input-Powered Active
AC/DC Converter with Zero Standby Power for Energy
Harvesting Applications, Energy Conversion Congress andExposition, pp. 4441-4446, 2010

Fig. 14 より入力電力を算出したところ，21.1 W であった．
DC-to-DC の伝送効率を算出するととなり，高い伝送効率で伝送可能であることがわかる．

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