JP2014039665A

JP2014039665A - 機器給電装置、機器給電方法及び体内機器給電装置

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Publication number: JP2014039665A
Application number: JP2012183365A
Authority: JP
Inventors: Ikuo Awai; 郁雄粟井; Tsunashiro Hashimoto; 綱四郎橋本
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Priority date: 2012-08-22
Filing date: 2012-08-22
Publication date: 2014-03-06
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Also published as: JP6116157B2

Abstract

【課題】機器に対してできるだけ効率よく非接触にて給電することのできる機器給電装置を提供することである。
【解決手段】第１のコイル１１を含む第１の共振器１０と、第１のコイル１１に接続されることなく、第１のコイル１１に対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイル２１を含む第２の共振器２０とを備え、交流電流が前記第１のコイル１１に供給されている状態で、第１の共振器１０と第２の共振器２０とが磁気的に結合して共振する結合共振器と、前記交流電流を第１のコイル１１に供給する電源１３とを有し、前記結合共振器において対応配置される第１のコイル１１と第２のコイル２１との間に配置される機器１００に設けられ、前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器３０を介して機器１００に給電する構成となる。
【選択図】図１

Description

本発明は、機器に対して非接触にて給電する機器給電装置及び機器給電方法、並びに体内にある内視鏡カプセルや臓器センサー等の体内機器に体外から給電する体内機器給電装置に関する。

従来、特許文献１に記載される電力供給装置が知られている。この電力供給装置は、人の体内に導入された機器であるカプセル型内視鏡に人の体外から非接触にて電力を供給している。具体的には、人の体に巻かれた送電用コイルから発生される交流磁界が体内のカプセル型内視鏡に設けられた受電用コイルに作用し、その交流磁界が作用する受電用コイルにて発生する交流電流がカプセル型内視鏡の各部への給電に利用される。

特開２００７−１０５２１８号公報

上記のような電力供給装置（給電装置）では、人の体に巻きつける等、比較的大きい送電用コイルにて発生する交流磁界を体内のカプセル型内視鏡に設けられるほどの極めて小さい受電用コイルに作用させるため、電力の伝送効率が一般的に良くなく、それを改善することが望まれている。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、機器に対してできるだけ効率よく非接触にて給電することのできる機器給電装置及び機器給電方法、更に、体内にある機器に対してできるだけ効率良く体外から給電することのできる体内機器給電装置を提供するものである。

本発明に係る機器給電装置は、第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備え、交流電流が前記第１のコイルに供給されている状態で、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが磁気的に結合して共振する結合共振器と、前記交流電流を前記第１のコイルに供給する電源とを有し、前記結合共振器において対応配置される前記第１のコイルと前記第２のコイルとの間に配置される機器に設けられて前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する構成となる。

また、本発明に係る機器給電方法は、第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備えた結合共振器を用い、前記第１のコイルに交流電流を供給して、前記結合共振器における前記第１の共振器と前記第２の共振器とを磁気的に結合させて共振させ、前記結合共振器において対向配置される前記第１のコイルと前記第２のコイルとの間に配置される機器に設けられて前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する構成となる。

これらの構成により、結合共振器における第１のコイルに交流電流が供給されると、該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルに特に交流電流の供給がなされなくても、前記第１のコイルを含む第１の共振器と前記第２のコイルを含む第２の共振器とが磁気的に結合して共振する。その結果、前記第１のコイルと前記第２のコイルの間の領域には、第１の共振器により生じる磁界と、第２の共振器により生じる磁界とが重畳されて合成磁界が生じる。そして、その合成磁界中に配置された機器に設けられた第３の共振器が前記結合共振器（第１の共振器及び第２の共振器）に磁気的に結合することで、前記第３の共振器の前記合成磁界との電磁作用に基づいて生じ得る電力が前記機器に供給される。

また、本発明に係る体内機器給電装置は、第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備え、交流電流が前記第１のコイルに供給されている状態で、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが磁気的に結合して共振する結合共振器と、前記交流電流を前記第１のコイルに供給する電源とを有し、前記第１のコイルと前記第２のコイルとが動物の体を挟んで前記所定距離離れて対向配置され、前記動物の体内に導入された機器に設けられて前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する構成となる。

このような構成により、結合共振器における第１のコイルに交流電流が供給されると、該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルに特に交流電流の供給がなされなくても、前記第１のコイルを含む第１の共振器と前記第２のコイルを含む第２の共振器とが磁気的に結合して共振する。その結果、動物の体を挟んで前記所定距離離れて対向配置された前記第１のコイルと前記第２のコイルの間の前記動物の体内には、第１の共振器により生じる磁界と、第２の共振器により生じる磁界とが重畳されて合成磁界が生じる。そして、その体内に導入された機器（例えば、カプセル型内視鏡）に設けられた第３の共振器が前記結合共振器（第１の共振器及び第２の共振器）に磁気的に結合することで、前記第３の共振器の前記合成磁界との電磁作用に基づいて生じ得る電力が前記機器（例えば、カプセル型内視鏡）に供給される。

本発明に係る体内機器給電装置において、前記第１のコイル及び前記第２のコイルのそれぞれは、スパイラルコイルである構成とすることができる。

このような構成により、第１のコイル及び第２のコイルが、扁平なスパイラルコイルにて構成されるので、これら第１のコイル及び第２のコイルを動物の体を挟んで対向配置させ易い。

また、本発明に係る体内機器給電装置において、前記結合共振器は、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが奇モード周波数をもって共振するよう構成することができる。

このような構成により、第１のコイルと第２のコイルとの間での合成磁界強度が比較的大きくなるので、第３の共振器を介して機器により効率的に給電することができる。

本発明によれば、単一の共振器（第１の共振器の第１のコイル）への交流電流（エネルギー）の供給によって、２つの共振器（第１の共振器及び第２の共振器）による合成磁界に基づいた電力が機器（体内に導入された機器）に供給されるので、該機器に対してより効率よく非接触にて給電することができる。

本発明の実施の形態に係る体内機器給電装置の基本的な構成を示す図である。図１に示す体内給電装置における第１の給電側共振器の第１の給電側コイルが納められる第１パッドと、第２の給電側共振器が納められる第２パッドとの被験者（人）に対する配置例を示す図である。体内機器に設けられる給電回路の一部を示す回路図である。奇モード周波数ｆoddと偶モード周波数ｆevnの一例を示す図である。偶モード周波数で共振した場合の、２つのコイルＲ１、Ｒ２（共振器）により生じる合成磁界Ｈｃ及び合成電界Ｅｃを概念的に示す図である。奇モード周波数で共振した場合の、２つのコイルＲ１、Ｒ２（共振器）により生じる合成磁界Ｈｃ及び合成電界Ｅｃを概念的に示す図である。奇モード共振において、第１の給電側コイルにより生じる磁界Ｈ１と、第２の給電側コイルにより生じる磁界Ｈ２とそれらの合成磁界Ｈｃを概念的に示す図である。結合マイクロストリップ共振器（オープンリング共振器）を示す図である。結合マイクロストリップ共振器（マルチオープンリング共振器）を示す図である。結合マイクロストリップ共振器（スパイラル共振器）を示す図である。ＬＴＣＣ４重マイクロストリップインターディジタル共振器を示す図である。奇モードの磁界分布を概念的に示す図である。奇モードの電界分布を概念的に示す図である。偶モードの磁界分布を概念的に示す図である。偶モードの電界分布を概念的に示す図である。基本スパイラルコイルを示す図である。単一共振器を示す図である。分割共振器を示す図である。デュアル共振器を示す図である。単一、分割、デュアル共振器の中心軸上磁界分布（シミュレーション）を示す図である。奇モード共振時の単一、分割、デュアル共振器の中心軸上電界振幅分布（シミュレーション）を示す図である。コイル巻き数ｎによるインダクタンスＬ、付加すべき容量Ｃの変化（共振周波数は１ＭＨｚ）（シミュレーション）を示す図である。コイル巻き数ｎによるインダクタンスＬ、付加すべき容量Ｃの変化（共振周波数は１ＭＨｚ）（測定）を示す図である。コイル巻き数による無負荷Ｑの変化（測定）を示す図である。受電コイルの形状を示す図である。コイル巻き数の結合係数への影響（シミュレーション）を示す図である。コイル巻き数の結合係数への影響（測定）を示す図である。デュアル共振器の片方をソレノイドに変更したタイプを示す図である。スパイラル−ソレノイド結合デュアル共振器の結合係数の中心軸上分布（シミュレーション）を示す図である。スパイラルコイルの間隔に対するデュアル共振器の最低次モード共振周波数（測定）を示す図である。磁界分布の一様性を増加させるスパイラルコイルの巻き方を示す図である。一様巻きデュアルスパイラル共振器の磁界分布（シミュレーション）を示す図である。不均等巻きデュアルスパイラル共振器の磁界分布（シミュレーション）を示す図である。不均等巻きデュアルスパイラル共振器と中心軸上に置かれた受電コイルとの結合係数（シミュレーション）を示す図である。

以下、本発明の実施の形態について図面を用いて説明する。

本発明の実施の形態に係る体内機器給電装置は、図１に示すように構成される。

図１において、この体内機器給電装置は、第１の給電側共振器１０（第１の共振器）と第２の給電側共振器２０（第２の共振器）とを有している。第１の給電側共振器１０は、所定巻き数となるスパイラルコイルで形成された第１の給電側コイル１１（第１のコイル）とコンデンサ１２とを含むＬＣ回路で構成されている。このＬＣ回路において、第１の給電側コイル１１とコンデンサ１２とに直列的に交流電源１３が接続され、交流電源１３から第１の給電側コイル１１及びコンデンサ１２（第１の給電側共振器１０）に交流電流が供給される。

第２の給電側共振器２０は、第１の給電側共振器１０と同様に、所定巻き数となるスパイラルコイルで形成された第２の給電側コイル２１（第２のコイル）とコンデンサ２２とを含むＬＣ回路で構成されている。このＬＣ回路には、第１の給電側共振器１０と異なり、交流電源が接続されていない。

第１の給電側共振器１０における第１の給電側コイル２１及びコンデンサ１２を含むＬＣ回路は、扁平な形状の第１パッド１１０に収められ、第２の給電側共振器２０における第２の給電側コイル２１及びコンデンサ２２を含むＬＣ回路もまた、扁平な形状の第２パッド１２０に収められている。例えば、図２に示すように、第１パッド１１０は、ベッド２００の被験者（人）ＨＭＮの背中に対向する位置に置かれ、第２パッド２１０は、第１パッド１１０と所定間隔Ａ離れるように被験者ＨＭＮの腹部に対向して設置される。これにより、第１パッド１１０内の第１の給電側コイル１１と第２パッド１２０内の第２の給電側コイル２１とが、相互に所定間隔Ａ離れて同軸的に対向配置される。そして、交流電源１３からの交流電流が第１の給電側コイル１１に供給されている状態で、第１の給電側共振器１０と第２の給電側共振器とが磁気的に結合して共振するように、第１の給電側コイル１１のインダクタンスＬ、コンデンサ１１の容量、第２の給電側コイル２１のインダクタンスＬ及びコンデンサ２１の容量が決められている。このように磁気的に結合して共振する第１の給電側共振器１０と第２の給電側共振器２０とによって結合共振器が構成される。

被験者（人）ＨＭＮの体内に導入される体内機器（例えば、カプセル型内視鏡、臓器センサ）１００には、受電側コイル３１を含む受電側共振器３０（第３の共振器）が設けられる。この受電側共振器３０は、図３に示すように、受電側コイル３１（ソレノイド、スパイラルコイル等）及びコンデンサ３２を含むＬＣ回路で形成されている。体内機器１００では、受電側共振器３０にて生成される交流電流が整流回路３３によって整流され、直流電流となって各部に供給（給電）される。

ところで、一般に、２つの共振器（コイル）が電磁気的に結合して共振するモードとして、例えば、図４に示すように、比較的高い周波数ｆevn（偶モード周波数という）で共振する偶モードと、比較的低い周波数ｆodd（奇モード周波数という）で共振する奇モードとがある。２つの共振器が偶モードで共振する場合、それら共振器のコイルＲ１とＲ２との間の領域には、図５Ａに示すように、一方のコイルＲ１の位置で負値（最小値）となって単調増加して他方のコイルＲ２の位置で最大値（正値）となる分布の合成磁界Ｈｃが形成されるとともに、一方のコイルＲ１の位置及び他方のコイルＲ２の位置の双方で正値となって、２つのコイルＲ１とＲ２の中央で最小値となる分布の合成電界Ｅｃとが形成される。また、２つの共振器が奇モードで共振する場合、それら共振器のコイルＲ１とＲ２との間の領域には、図５Ｂに示すように、一方のコイルＲ１の位置及び他方のコイルＲ２の位置の双方で正値となって、２つのコイルＲ１とＲ２の中央で最小となる分布の合成磁界Ｈｃが形成されるともに、一方のコイルＲ１の位置で負値（最小値）となって単調増加して他方のコイルＲ２の位置で最大値（正値）となる分布の合成電界Ｅｃが形成される。

この実施の形態に係る体内機器給電装置は、第１の給電側共振器１０と第２の給電側共振器２０との共振によって生じる合成磁界によって電力を被験者ＨＭＮに導入された体内機器１００に送るものであるので、前述した第１の給電側コイル１１のインダクタンスＬ、コンデンサ１１の容量、第２の給電側コイル２１のインダクタンスＬ及びコンデンサ２１の容量は同一共振周波数を与えるように設定され、交流電源１３の周波数は第１の給電側共振器１０と第２の給電側共振器２０とが結合によって作る奇モード周波数ｆoddと等しくなるように設定される。

上述したような構成の体内機器給電装置では、交流電源１３からの交流電流が第１の給電側コイル１１に供給されると、この第１の給電側コイル１１に対して所定距離Ａ離れて同軸的に配置される第２の給電側コイル２１に特に交流電流の供給がなされなくても、第１の給電側コイル１１を含む第１の給電側共振器１０と第２の給電側コイル２１を含む第２の給電側共振器２０とが磁気的に結合して偶奇モードにて共振する。そこで電源周波数を奇モード周波数（ｆodd）に合わせることによって、被験者ＨＭＮを挟んで所定距離Ａ離れて対向配置された第１の給電側コイル１１と第２の給電側コイル２１との間の被験者ＨＭＮの体内には、図６に示すように、第１の給電側共振器１０（第１の給電側コイル１１）により生じる磁界Ｈ１と、第２の給電側共振器２０（第２の給電側コイル２１）により生じる磁界Ｈ２とが重畳されて比較的大きい強度の合成磁界Ｈｃが生じる。これにより、被験者ＨＭＮの体内にある体内機器に設けられた受電側共振器３０の受電側コイル３１が、例えば、図１に示すように、第１の給電側コイル１１と第２の給電側コイル２１との間に形成される比較的強度の大きい合成磁界Ｈｃ内に置かれた状態になる。

そして、受電側コイル３１及びコンデンサ３２のＬＣ回路にて構成される受電側共振器３０が、前記結合共振器（第１の給電側共振器１０及び第２の給電側共振器２０）に磁気的に結合することで、受電側コイル３１（受電側共振器３０）の前記合成磁界Ｈｃとの電磁作用に基づいて、受電側共振器３０を構成する受電側コイル３１及びコンデンサＣのＬＣ回路に交流電流が生じる。そして、体内機器１００では、前記ＬＣ回路にて生じた交流電流が整流回路３３によって整流され、直流電流となって各部に供給（給電）される。

前述したような本発明の実施の形態に係る体内機器給電装置によれば、第１の給電側共振器１０（単一の共振器）への交流電流（エネルギー）の供給によって、第１の給電側共振器１０及び第２の給電側共振器２０の２つの共振器による比較的強度の大きい合成磁界Ｈｃ（図６参照）に基づいた電力が、体内機器１００に供給されるので、体内機器１００に対してより効率よく非接触にて給電することができる。

なお、本願発明は、前述した体内機器給電装置に限らず、非接触にて機器に給電する機器給電装置として具現化することができる。

また、第１の給電側コイル１１及び第２の給電側コイル２１のそれぞれは、スパイラルコイルにて形成されたが、これに限られず、それらは、他のタイプのコイル、例えば、ソレノイドコイルであってもよく、また、それらは、異なるタイプのコイル（一方がスパイラルコイル、他方がソレノイドコイル等）であってもよい。ただし、第１の給電側コイル１１及び第２の給電側コイル２１のそれぞれをスパイラルコイルで形成した場合、第１の給電側コイル１１及び第２の給電側コイル２１が扁平形状になるので、それらを収める第１パッド１１０及び第２パッド１２０（図２参照）を扁平に形成することができ、第１パッド１１０と第２パッド１２０とを被験者ＨＭＮの体を挟んで対向配置し易くなり、その結果、第１の給電側コイル１１及び第２の給電側コイル２１を被験者ＨＭＮの体を挟んで対向配置させ易くなる。

なお、本願発明者は、図７Ａ〜図２４を参照して以下に説明するような実験及び考察に基づいて、本発明に係る機器給電装置（体内機器給電装置）をなした。以下に記載されるデュアル共振器が本願発明に係る機器給電装置（体内機器給電装置）に用いられている。

１．まえがき
ワイヤレス給電（WPT）システムの中で"磁界共鳴型"は近・中距離伝送に適しており、その伝送効率の増大と効率の空間一様性の向上はシステムの応用範囲を広げるために重要である。我々は複数の結合共振器を用いてその目的を達成する一つの方法としてデュアル共振器という新しい構造を提案する。同じ構造はすでにいくつかのグループから提案されているがその使用目的がこの報告とは異なっており[1]-[3]、電磁界分布の一様化を通じて結合効率の一様化を図っている例は存在しない。この共振器は名前の示すとおり２個の共振器によって形成されており、２つは同じ共振周波数を持っている。複数の共振器を近づけると相互に結合し、その共振周波数は共振器の数と同じだけの個数に分裂することが知られており、２個の共振器を用いればいわゆる偶モード/奇モードに分裂する。
この時点でこの２個の共振器は一体化されたとみなすことが出来るので[1],[2]、これをデュアル共振器と呼んで送電用に用いる。偶奇モードは周波数が異なるので低いほうの奇モードを基本モード、高いほうの偶モードを高次モードと考えることが出来る。そしてさらに別のもう一つの共振器を導入しこれを受電側に使用するため前記奇モード周波数に合わせて両者を結合させるとWPT伝送回路が形成される。この報告ではデュアルスパイラル共振器を用いて、WPTシステムの伝送効率増大と空間一様性向上を図る。
２．結合共振器の特性
筆者の一人は以前に上のようなアイデアに基づく共振器を帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）小型化のために利用する提案を行った[1],[2]．文献１ではプリント基板の上面には通常の共振器を作製し、下のグラウンド面に同型の共振器を加えた図７Ａ〜図７Ｂのような共振器、文献２では低温同時焼結セラミクス（ＬＴＣＣ）構造の図８のような多層インターディジタルストリップ共振器を提案した。これらは互いにプロードサイド結合するストリップ導体共振器からなるため、共振周波数が強結合によって大きく上下に分裂する。そこで最も低い周波数を基本モードとしてＢＰＦに用いれば、回路の小型化と低スプリアス化に貢献する。
しかし今回の報告では結合共振器の別の側面を利用する。それは図９Ａ〜図９Ｄのように２つの結合共振器の作る電磁界分布に着目するものである。同一のスパイラル共振器を対称的に配置したとき相互結合によって偶奇モードが生ずることを前述したが、結合モード理論によって電磁界分布を解析すると図９Ａ~図９Ｄのようになることが知られている[4]。近似的には奇モードでは結合によって形成される磁界は各共振器基本モードの和、電界はその差となる。一方偶モードではその逆である。
磁界結合共振器型（"磁界共鳴型"）ＷＰＴシステムでは磁界分布が重要で電界分布は結合にはあまり寄与しないので、図９Ａ〜図９Ｄから奇モードを用いるのが良いことが分かる。受電共振器を送電共振器Ｒ１とＲ２の中間部においたとき、最低の磁界強度を与える中心部で単独共振器の２倍の磁界が得られるので伝送効率も２倍になるものと予想される。
３．電磁界分布
デュアル共振器の特性を明らかにするため、図１０及び図１１Ａ〜図１１Ｂに示した代表的な構造を比較検討する。図１１Ａは図１０の基本スパイラルコイルにコンデンサを直列に加えた通常のスパイラル共振器で単一共振器と呼ぶ。図１１Ｂは基本スパイラルコイル２つを適当な間隔だけ離して直列に接続し、共通のコンデンサを直列に加えて共振させる。これを分割共振器と呼ぶことにする。図１１Ｃは図１１Ａの単一共振器を２つ対向して配置し結合させる。従って片方は外部から給電するが、他方は配線不要という特徴がある。また前述のように図１１Ｃは２つの共振周波数を持つがそのうちの低いほうのモード（奇モード）のみを用いる。
３つの構造が作る電磁界の共振器軸に沿った強度分布を電磁界シミュレータWIPL-Dで計算して図１２Ａ及び図１２Ｂ結果が得られた。分割共振器、デュアル共振器を構成する２つのスパイラルコイル間隔を２０cmとし、丁度その中心を０として座標軸を決めたので、単一共振器の座標はそれにあわせて−１０cmのところにスパイラルコイルを置いたことにしている。
WIPL‐Dの励振法では１Wの電力を入力し、その反射係数Ｓ11が表示されるのでＳ11=−３dBと３構造に対して共通になるよう励振用ループコイルを調整し、同じ量の電力が共振器に注入されるように注意した。その結果、前述のように（図９Ａ）単一共振器に対してデュアル共振器の奇モードは中心点で２倍の磁界強度となるはずであったが、ここでは１．５倍程度にとどまっている。また分割共振器の磁界強度がデュアル共振器と同程度になっているのは好ましいことである。
参考のため電界分布を図１２Ｂに示しているが、絶対値表示のためデュアル共振器の電界のうち図９Ａの負値は正値に変更されている。分割共振器の電界は大きいが受電共振器との結合には奇与しないと考えられるのでここでは関心はない。
以上によって形成される電磁界分布から判断すると分割共振器、デュアル共振器は同程度の性能であるが、ワイヤで２つの共振器を接続する必要がないという利点を持ったデュアル共振器を利用することとする。
４．デュアルスパイラル共振器の特性
（１）コイル巻き数の影響
使用電力はmWオーダーを考えているので容量はチップ部品とする。各種容量値について無負荷Q値を測定すると、容量値によらず２０００以上あったのでQ値が数１００以下のコイルに比べて容量損失は無視してよい。スパイラルコイルの外形は３０cmに固定して巻き数（ピッチも同時に変わる）を変更すれば何が起こるかを調べてみた。それによってインダクタンスが変わり、共振周波数は１MHzに固定しているので当然付加容量値は変わる。横軸をコイルの総巻き数にとってインダクタンス、付加容量の変化をシミュレーションした結果を図１３Ａ及び図１３Ｂに示している。巻数をｎ、半径をｒとした時コイルの総延長ｌはほぼ

でありｎが大きいときｌは巻き数に比例するとしてよい。自己インダクタンスＬは一次近似の範囲ではコイル長に比例するはずなので図１３Ａ及び図１３ＢのＬは直線になると予想される。しかし現実にそうはなっていないのはコイル巻線間の相互インダクタンスおよび線間容量が等価的に全インダクタンスに寄与しているためと考えられる。一方コイル抵抗Ｒはもし近接効果が小さければコイル長に比例するので、この共振器の無負荷Qは

であることから巻数の増加とともにQは増加することが期待できる。図１４に巻数に対する無負荷Qの測定結果を示してあるが予測どおりに増大しており、伝送効率が結合係数と無負荷Qに支配されることを考えると、この特性は実用上重要である。
次に図１５のような小さい受電コイルを用意して、結合係数がコイル巻き数の影響を受けるかどうかを調べる。結合係数は基本的にコイル直径で決まる[5]ことを考えるとほとんど巻き数の影響はないと予想されるが、図１６のシミュレーション結果はそれを裏付けるものである。図１６では送電用として図１１Ｃのデュアルスパイラル共振器の基本モードを仮定して、別のループプローブと疎結合状態にして計算した。また、２つのスパイラルコイルの外側を利用することも有るかもしれないので外側の結果も示している。
シミュレーションに加えて上記共振器を実際に製作して実験を行った結果を図１７に示す。デュアルスパイラル共振器の巻数をパラメータとした図１６に対応する測定結果は巻数の少ないときはシミュレーションより小さいが、巻数の増加に従って明らかに結合係数が増加し、シミュレーション値に近づいている。その理由は今のところ不明である。
（２）ソレノドコイルの導入
ソレノイドコイルは同じ直径のスパイラルコイルに比べてより遠方まで磁界が強度を保つことが知られている[5]。そこで図１８のように片方だけをソレノイドコイルに置き換えてデュアル共振器を構築し、中心軸上の磁界分布をWIPL-Dで計算したところ図１９のような結果が得られた。ソレノイドコイルの巻数は２０回としその奥行きｔは２０〜５０mmと変えて図１５と同じ直径３cm、巻数２５回の単一スパイラルコイルを受電用に使用した。ソレノイドコイルはｚ=１０cmの場所にその左端面がおかれているが、受電コイルの直径は小さく、ソレノイドコイルの直径が３０cmあるため内部を貫通して受電コイルを移動できる。その結果ｚ=２０cmまでデータが示されている。
図１９の結果は図１６に比べて結合係数が減少しあまり好ましくない。半径方向の変化を確認したうえで何らかの改善することは今後の課題である。
（３）コイル間隔
デュアル共振器を形成する2つのスパイラルコイルの間隔が何らかの理由で変わると共振周波数も変わって具合が悪いのでその影響を調べておく必要がある。実験によってそれを確認したので図２０に示す。この結果からコイル直径程度に共振器が離れていれば共振周波数シフトは問題とするほど大きくないことが分かる。
５．結合係数の空間的一様性の向上
同一のスパイラルコイルを２個用いることは変わらないが、巻き方を工夫して磁界分布の空間一様性を高めることによって結合係数の一様性を高める事が出来る。各コイルは従来の一様巻きに対して、図２１のように円形を方形に変更し、エッジ部は従来どおり一様であるが、中心部は次第に疎に巻くようにする。この根拠は図１１Ａ〜図１１Ｃのように一様巻きの場合には図２２に示すように中心軸方向、半径方向ともに磁界分布（方向は無視して振幅のみの分布）が非一様となるからである。
最も強い箇所の強度を減らすような巻き方の一つとして図２１のような巻き方を考えた。図２２において各曲線はコイル中心軸から半径方向にｒだけ位置をずらし、その値を保ったままコイル軸に平行に観測点をずらせて磁場強さを計算した結果である。また図２３においては、同じく中心軸からコイル外形に平行にｄだけ位置をずらせて同じ計算を行った。
図２３によると一番外側であるｄ=１５cm以外の曲線は図２２に対して非常に一様性が向上していることが分かる。ｄ=１０cm以下の範囲に限れば図２２では場所によって１０倍の磁界強度差があるのに対して、図２３では３倍にまで減少していて、一様化が実現していることが分かる。
その結果として図１６と同様に図１５のコイルを用いて結合係数を計算してみると、図２４のように一様巻きに比べて大幅な一様化を達成することが出来た。ただしこの結果は全体として結合係数を若干減らすマイナス面を持っているが、磁界の一様化は伝送効率一様化に直接つながり応用上重要である。
６．結論
マイクロ波BPF作製時に小型化の有力な手段として提案した結合共振器という概念を別の目的、すなわち共振器電磁界の増強と一様化に役立て、"磁界共鳴型"WPTシステムの伝送効率とその空間的一様性の向上を図った。
向上率は期待したほど大きくはなかったが、少しの向上であっても他の方法と組み合わせて積み上げることによって、大きな効果へと高められると考えている。

文献
[1] 山本卓史, 粟井郁雄, 真田篤志, 久保洋, "プリント回路基板両面に作製された2重結合共振器とその応用,"電子情報通信学会論文誌,J87-C, No. 12,1045-1052, 2004 年12月
[2] Ikuo Awai, "Wide Band Spurious Suppression of Multi-Strip Resonator BPF -Comprehensive Way to Suppress Spurious Responses in BPFs-", IEICE Trans. Electron., Vol. E93-C, No 7, pp.942-948, July 2010,invited.
[3] Wei Wei，Yoshiaki Narusue，Yoshihiro Kawahara，Naoki Kobayashi，Hiroshi Fukuda，Tsuneo Tsukagoshi，Tohru Asami，" Characteristic Analysis on Double Side Spiral Resonator's Thickness Effect on Transmission Efficiency-Distance Feature for Wireless Power Transmission"、信学技報WPT2012-01, 2012年5月．
[4] Ikuo Awai, "New expressions for coupling coefficient between resonators", IEICE Trans. Electron., E88-C, No.12, pp.2295-2301, Dec. 2005.
[5] Toshio Ishizaki, Takuya Komori, Tetsuya Ishida and Ikuo Awai, "Comparative study of coil resonators for wireless power transfer system in terms of transfer loss", IEICE Electronics Express, Vol. 7, No. 11, pp. 785-790, June, 2010.

以上、説明したように、本発明に係る機器給電装置（体内機器給電装置）及び機器給電方法は、機器（体内機器）に対してできるだけ効率よく非接触にて給電することができるという効果を有し、機器に対して非接触にて給電する機器給電装置及び機器給電方法、並びに体内にある内視鏡カプセルや臓器センサー等の体内機器に体外から給電する体内機器給電装置として有用である。

１０第１の給電側共振器（第１の共振器）
１１第１の給電側コイル（第１のコイル）
１２コンデンサ
１３交流電源
２０第２の給電側共振器（第２の共振器）
２２コンデンサ
３０受電側共振器（第３の共振器）
３１受電側コイル
３２コンデンサ
１００体内機器
１１０第１パッド
１２０第２パッド
２００ベッド

Claims

第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備え、交流電流が前記第１のコイルに供給されている状態で、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが磁気的に結合して共振する結合共振器と、
前記交流電流を前記第１のコイルに供給する電源とを有し、
前記結合共振器において対応配置される前記第１のコイルと前記第２のコイルとの間に配置される機器に設けられ、前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する機器給電装置。
第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に対向配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備えた結合共振器を用い、
前記第１のコイルに交流電流を供給して、前記結合共振器における前記第１の共振器と前記第２の共振器とを磁気的に結合させて共振させ、
前記結合共振器において対向配置される前記第１のコイルと前記第２のコイルとの間に配置される機器に設けられて前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する機器給電方法。
第１のコイルを含む第１の共振器と、該第１のコイルに接続されることなく、当該第１のコイルに対して所定の距離離れて同軸的に配置される第２のコイルを含む第２の共振器とを備え、交流電流が前記第１のコイルに供給されている状態で、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが磁気的に結合して共振する結合共振器と、
前記交流電流を前記第１のコイルに供給する電源とを有し、
前記第１のコイルと前記第２のコイルとが動物の体を挟んで前記所定距離離れて対向配置され、前記動物の体内に導入された機器に設けられて前記結合共振器に磁気的に結合する第３の共振器を介して前記機器に給電する体内機器給電装置。
前記第１のコイル及び前記第２のコイルのそれぞれは、スパイラルコイルである請求項３記載の体内機器給電装置。
前記結合共振器は、前記第１の共振器と前記第２の共振器とが奇モード周波数をもって共振するよう構成された請求項３または４記載の体内機器給電装置。