周 煜 于歆杰 程錦閩 王崇慧 王 琳

（1. 清華大學電機系電力系統(tǒng)國家重點實驗室 北京 100084 2. 中國醫(yī)學科學院北京協(xié)和醫(yī)院 北京 100730）

1 引言

心臟起搏器這一應用于人體的診療裝置在醫(yī)學中越來越發(fā)揮著不可替代的作用。受惠于此，很多患者延長了生命多達數(shù)十年。同時，心臟起搏器的臨床應用也面臨了許多難題。其中一個亟待解決的問題就是如何保證設備所需能量的持續(xù)、穩(wěn)定、長期供給。由于該設備需要數(shù)十年在人體內穩(wěn)定地運行，故能量供應的突然中斷會帶來嚴重的后果[1]?，F(xiàn)有的供能方式主要有兩種：①由一根線連接到體外電池，這樣不用擔心能量的耗盡，但是無疑會使患者大大增加被感染的幾率，也會給平時生活帶來諸多不便。②使用一次性電池供電[2]。目前應用比較廣泛的是鋰碘電池。雖然采用此種方案不會帶來感染和行動的受限，但是大約6～8年就需要去重新做手術更換起搏器脈沖發(fā)生裝置，而且每年要定期去醫(yī)院檢查電池狀況。有沒有一種方案能夠規(guī)避這兩種困擾呢？基于法拉第電磁感應原理的非接觸式經皮能量傳輸裝置（Transcutaneous Energy Transmission System，TETS）應運而生。能量的無線傳輸技術配合已有的鋰離子可充電電池不僅可以突破電池的容量限制，也使術后易感染的難題迎刃而解。此外，TETS的研制對于人工耳蝸、人工心臟等需要持續(xù)供能的診療設備同樣具有臨床價值。

國外對于TETS的研究始于20世紀80年代。目前，日本、美國以及歐洲少數(shù)國家對TETS已進行深入研究[3-6]。日本 Tohoku大學研究小組已有實驗室樣機問世，但是距離臨床應用仍有很多需要解決的難題[7-10]。我國在這一領域的研究尚處于起步階段，研究大多以理論分析為主，主要集中在系統(tǒng)后續(xù)電路模塊的方案，對于頻率的選取沒有統(tǒng)一的標準[11-14]。因此研制一套具有我國自主知識產權的TETS具有重要意義。

2 TETS的工作原理和組成概述

TETS的工作原理如下：由法拉第電磁感應定律和麥克斯韋電磁理論，交變的電場可以轉化為交變的磁場，反之亦然。將體外的無接觸式松耦合變壓器的一次線圈通入頻率恒定的交流，在其周圍產生一個交變磁場，位于體內的二次線圈將感應到的磁場轉化為一次側同頻的交變電場，能量得以傳入后續(xù)電路。后續(xù)電路將得到的能量經過整流、穩(wěn)壓等手段的處理，使其電壓、功率滿足診療設備供電電池的充電要求。這樣整套系統(tǒng)就可以維持體內診療設備的持續(xù)運轉。

如圖1所示，本文闡述的TETS由經皮變壓器和二次側電路兩部分組成。作為能量轉化裝置的經皮變壓器分為體外一次線圈和體內二次線圈兩部分，分別作為磁場的發(fā)射和接收裝置。能量由電能轉化為磁能再轉化為電能對心臟起搏器進行供電。作者對TETS進行了設計和改進，做出了罐型鐵氧體磁心線圈和集成后續(xù)電路的PCB電路板，可以與二次電池和心臟起搏器整合成一體。

圖1 TETS結構圖Fig.1 Structure of TETS

3 TETS經皮變壓器的研制

TETS的核心在于經皮變壓器的研制。TETS的二次側部分以及心臟起搏器是完全植入人體的，位于真皮層和胸大肌之間。由于病人形體各異，且呼吸狀況和健康程度不同，經皮變壓器兩個線圈的間隙距離并不固定。經皮變壓器必須在這樣復雜的條件下為后續(xù)電路提供平穩(wěn)的電壓和足夠的功率，同時還要滿足小體積和高效率等相互制約的因素，這就需要綜合各種矛盾加以分析取舍。諸如線圈的形狀、材料的選取、線圈的繞制以及同后續(xù)電路之間的配合提出了不小的挑戰(zhàn)，必須要全面綜合考慮才能得出一個相對滿意的方案。作者將在下文分頻率的選擇，線圈的繞制，等效的電路模型三個方面加以論述。

3.1 頻率的選擇

高頻乃至超高頻電磁波具有良好的指向性，但是透入深度較低，不能更好地進入人體皮膚傳遞到二次側線圈；而且系統(tǒng)的頻率越高能量的熱效應也越高，對于人體是不安全的。低頻（1kHz及以下）電磁波雖然較為安全但容易發(fā)散，會使二次側接收不到預期的功率而無法驅動電池的充電電路。

對于效率的選擇還要重點考慮國內和國際上對于電磁環(huán)境標準的嚴格限制。

由美國 ACGIH 輻射標準[15]，在 0.01～3MHz這個頻率范圍，人體每 cm2可承受的電磁輻射為0.1W，所以只要保證每平方厘米的輻射能量在0.1W以下，電流所激發(fā)的交變磁場對生命體都是安全的。按下文可算得，TETS經皮變壓器線圈面積約為27cm2，考慮TETS的效率因素在內，對于幾百mW能量需求的人體內置電裝置是很容易滿足的。根據(jù)國家環(huán)?？偩值膰鴥入姶泡椛錁藴蔥16]，對公眾在0.1～3MHz頻率范圍內電磁波照射不超過 40W/m2的標準推算可知，在 110mW 以內的輻射總量對人體是安全的。但如果考慮效率因素，則這樣的能量供應不能滿足TETS二次側的要求。此標準制定于1988年，并未考慮到日后科技方面的諸多應用，標準的制定較為保守。對比現(xiàn)今手機輻射的影響，TETS系統(tǒng)的影響要小很多，所以在較低的頻率下，TETS對人體是安全的。

用仿真軟件 Comsol Multiphysics 3.3的 Static模式得到的經皮變壓器線圈的磁通密度建模圖形如圖2所示。

利用軟件得到 1kHz～10MHz頻段下的電流數(shù)據(jù)，計算得到在各頻率下的一、二次側電流比，數(shù)據(jù)見表1。

圖2 經皮變壓器磁通密度仿真圖（含磁心）Fig.2 Simulation of magnetic flux density of transcutaneous transformer(magnetic core included)

表1 常用頻率下TETS特性Tab.1 TETS characteristic under common frequencies

可以看出，隨著頻率的升高，一、二次側電流比先減小后增大。在10kHz時為1.70∶1，100kHz時為1.72∶1，變化不大。電流比越小，說明相同結構下，一二次耦合效率越高，一次側通入較小的電流就可以耦合到二次側得到較大的電流，所以，一、二次電流比越小，變壓器效果越好。

理論表明，系統(tǒng)頻率越高，能量輻射的穿透性越好。由上面仿真結果，考慮植入設備效率和溫升之間的矛盾（頻率越高，效率提高，但溫升也隨著增加），選擇系統(tǒng)的工作頻率為 100kHz，這個頻率的電磁波既能使足夠的能量傳遞到二次側又能確保人體安全。

此外，選擇該頻率也可以較好地減小日常電器對于TETS的影響。對于作為能量接收和轉換裝置的 TETS而言，其經皮變壓器的二次線圈需要接收到持續(xù)穩(wěn)定且有一定強度的電磁波輻射才能啟動充電過程。平時生活中的電器所輻射的電磁波頻率多為MHz乃至GHz級別，發(fā)散且易衰減，持久輻射到人體胸部（TETS所處位置）的機會非常小，對于患者而言是較為安全的。另外，針對心臟起搏器而言，患者遵照醫(yī)囑回避發(fā)電廠和高壓裝置等強輻射裝備更是必需的。

3.2 經皮變壓器的研制

為削弱高頻集膚效應，電路往往使用多股相互絕緣細導線編織成束來代替同樣截面積的粗導線，即Litz線（利茲線或稱漆包絞和線）。

由于兩線圈分別位于體內和體外，對于電磁波的傳遞是不利的，特別在間隙較大的情況下更突出。如果不選用磁導率較高的材料協(xié)助導磁，將使二次側接收到的能量過低而導致實驗失敗。此外，二次側線圈位于體內也對導磁材料的體積提出了很高的要求。

軟磁材料方面，不但新興材料非晶合金、納米合金、磁性薄膜迅速發(fā)展，而且傳統(tǒng)材料硅鋼、軟磁鐵氧體、坡莫合金近年來都有明顯的進步[17]。本項目確定了以下五個選擇準則，并對市面上已有的軟磁材料進行了篩選：

（1）磁導率要高。高磁導率材料可以降低外磁場的勵磁電流值，從而降低磁元件的體積。

（2）具有很小的矯頑力和狹窄的磁滯回線。低矯頑力材料使得磁化和退磁容易，磁滯回線狹窄，在交變磁場中磁滯損耗就小。

（3）電阻率要高。高電阻率材料可以大幅度降低渦流損耗，提高系統(tǒng)效率。

（4）具有較高飽和磁感應強度。磁感應強度高，相同的磁通需要磁心截面積小，磁性元件體積小。

（5）滿足實驗要求的特定頻率。

軟磁材料有其最佳的適用范圍，必須加以取舍，具體如下：

（1）硅鋼適用頻率為工頻左右，故不適合該項目。

（2）非晶材料具有體積小，效率高等特點，其中鈷基非晶材料具有最高的導磁率和較低的飽和磁感應強度，200kHz下應用優(yōu)勢明顯，是良好的備選材料。但缺點是造價昂貴且加工難度大，國內生產廠商有限。實驗曾嘗試使用鈷基非晶帶材附于線圈表面，對于導磁性能提升有限。作者分析這是由于帶材本身延展性差不能像成品磁心那樣質地緊密，性能打了很大折扣。

（3）在中高頻下，軟磁鐵氧體占領的市場份額最大。它的優(yōu)點是適用頻率較高，具有低損耗因子、高品質因數(shù)、穩(wěn)定的磁導率。價格相對新型材料而言十分低廉，是首選材料。軟磁鐵氧體磁心有Mn-Zn、Cu-Zn等多種，形狀也有 E形、環(huán)形、U形等多種。

系統(tǒng)最終采用罐型磁心作為變壓器一次側和二次側，是磁導率約為 2000的 Mn-Zn材質，型號為GU 59×36，即鐵心外徑和內徑分別為 59mm 和36mm?；谶@種鐵心，Litz線繞制了與之緊密結合的變壓器線圈并用環(huán)氧樹脂進行了封裝，如圖3所示。

圖3 經皮變壓器線圈實物圖Fig.3 Transcutaneous transformer coils

需要說明的是，采用這種線圈是對比市面上現(xiàn)有的鐵氧體磁心形狀的結果。很明顯，E形、環(huán)形、U形等鐵氧體線圈形成的磁路不利于兩個線圈的對正和電磁波的有效傳遞。只有截面圓形的線圈才能更好地利用空間，并使線圈的對正問題最小化。最終沒有采用非晶合金材料是由于目前國內開模制造小型鈷基非晶鐵心的成本高，制造工藝難度大，行業(yè)標準內的鈷基磁心的形狀均不符合要求。后文實驗可以看出，空氣間隙對于實驗結果的影響非常大。

3.3 經皮變壓器的等效模型

通過對比變壓器等效模型下計算得到的負載實驗數(shù)據(jù)和實驗測得數(shù)據(jù)的一致性可以驗證模型的正確性。

不同于一般變壓器，此種經皮變壓器帶有空氣間隙，所以不能等效為理想變壓器和全耦合變壓器，如果忽略鐵磁材料的非線性特征，則可以初步考慮空心變壓器模型[18]，如圖4所示。

圖4 經皮變壓器的等效電路Fig.4 Equivalent circuit of transcutaneous transformer

圖4中，1U˙代表一次側輸入交流電壓，ZL代表負載阻抗，2U˙代表ZL的電壓，ωL1和R1代表一次側線圈的自感感抗和電阻，ωL2和R2代表二次側線圈的自感感抗和電阻，ωM 為線圈間的互感感抗。由于兩側線圈完全一致，故具有相同電路參數(shù)，可以令ωL1＝ωL2＝ωL，R1＝R2＝R。從二次側電負載端看入的戴維南等效電路由圖5所示。

圖5 經皮變壓器的簡化電路Fig.5 The simplified circuit of transcutaneous transformer

由式（3）可看出，在已知 U1的情況下，只要測得R、ωL、ωM和ZL四個參數(shù)即可算出U2。

為確保測量不受 100kHz交流下集膚效應的影響，本實驗采用HP4284A精密LCR參數(shù)表測量不同間隙下線圈的自感和電阻；互感感抗ωM 利用不同間隙下測得的二次側開路電壓和一次側電流的有效值的比值求得；實驗用負載 ZL經實測阻抗值為（5.00＋j3.64）Ω。

為驗證空心變壓器模型的準確性，只要將算得的 U2與直接測得的 U2進行比較即可。選取 2～10mm共 5組線圈間隙進行實驗。根據(jù)測得數(shù)據(jù)和式（2）可算得不同間隙下負載側看入的前端等效阻抗Zeq。測得數(shù)據(jù)和算得的阻抗數(shù)值見表2。

表2 經皮變壓器實驗測定數(shù)據(jù)Tab.2 Experimental data of transcutaneous transformer

在一次側通入5V有效值，100kHz頻率的交流電，分別測得在對正情況下5組間隙的二次側負載電壓的有效值。表3列出了二次側負載電壓的實測結果、根據(jù)表2數(shù)據(jù)和式（3）計算得到的結果以及二者的誤差。

表3 經皮變壓器實測和模型數(shù)據(jù)對比Tab.3 Contrast between the measure data and model

可以看出，模型數(shù)據(jù)與實驗數(shù)據(jù)吻合得很好，這證實了該變壓器模型的正確性，即帶有空氣間隙的經皮變壓器可由空心變壓器模型來等效，也就是說在經皮變壓器應用中忽略鐵磁材料的非線性特征是可取的。

由表2和表3可看出：①間隙增大帶來兩變壓器線圈之間的耦合變弱。從表征兩互感線圈耦合強弱的耦合系數(shù)k的變化趨勢可以明顯看出這一點。②隨著變壓器線圈間隙的增大，在一次側電壓不變的情況下二次側電壓呈下降趨勢，這與理論分析相一致。③一次側電壓限定為5V，且負載阻抗不大的情況下，如不施加任何補償則二次側得到的電壓非常低。即使將一次側電壓提高至20V（此時變壓器線圈的磁特性仍處于線性未飽和狀態(tài)），二次側電壓最高只能到 2V（2mm間隙下）左右，送出的功率不到 1W，這對于充電實驗的完成不利。這也證明了施加補償?shù)谋匾浴?/p>

4 二次側電路的研制及相關實驗

4.1 二次側電路的研制和分析

圖1經皮變壓器后續(xù)的二次側中，整個電路分為四部分，即阻抗匹配、整流、升壓和充電控制。

阻抗匹配環(huán)節(jié)主要是利用了電容的串并聯(lián)手段抵消經皮變壓器的電感對于后續(xù)電路帶來的影響。由表2可以看出，前端等效阻抗的感抗部分隨間隙增加而增大。感抗增大的影響主要表現(xiàn)在電壓的分配上。電感雖然不會消耗功率，但是它會分得相當一部分電壓，無形中使得整個TETS的帶載能力有了較大下降。

整流環(huán)節(jié)是將交流 100kHz轉變?yōu)橹绷?，而且希望整流器件在開關上消耗盡量小的能量。不控整流電路因為電路結構簡單，無需產生控制信號因而應用普遍。在不控整流方式中又以半橋整流和全橋整流研究最多。由于兩相半波整流方式需要在變壓器二次側為三端輸出，增加了變壓器繞制難度，且效果和全橋整流相似，因而采用不控整流中的全橋整流。為了進一步降低開斷損耗，本項目使用肖特基二極管。

升壓環(huán)節(jié)是為適應前面環(huán)節(jié)的輸出電壓而確定的。前級電壓如能保證后續(xù)電池充電芯片的正常工作且輸出電壓波動較小就可忽略此環(huán)節(jié)；如前級電壓過小或輸出電壓的波動大到不足以維持芯片的正常工作則需保留該環(huán)節(jié)。

充電控制環(huán)節(jié)是心臟起搏器供能電池的前級輸入環(huán)節(jié)。該環(huán)節(jié)使用市場上成熟的充電控制芯片，其優(yōu)點是具有較大范圍的輸出電壓和成熟的充電控制模式，可有效延長二次電池的使用壽命。

4.2 TETS的實驗測試和分析

研究小組將經皮變壓器及其后續(xù)電路整合在一起，構成完整的TETS后，據(jù)此進行了大量實驗。以下選取兩個典型的充電實驗來驗證該系統(tǒng)的可行性。

實驗1線圈間隙為8mm，使用紙張作為模擬。充電的時間－電壓曲線如圖6所示。

圖6 TETS在8mm紙質間隙下的完整充電曲線Fig.6 Charge curve of TETS under 8mm paper interval

二次側電路串入35.3nF電容，使得TETS達到諧振。需要說明的是，35.3nF電容可以補償 45.1Ω感抗，略大于表2中8mm間隙下的39.02Ω，這是由于為使整個TETS諧振，電容同時補償了后續(xù)二次電池引入的電感。即使如此，需補償電感的主要部分仍是前級經皮變壓器，所以表2的數(shù)值仍具有指導意義，后續(xù)實驗對于選取的電容可參照表中的數(shù)值進行細微調整。

實驗1充電時間總共為150min，電池從不足電量的10%的2.8V充至滿電電壓4.2V。值得注意的是曲線在電壓上升到 3.7V時短時間躍升到 3.8V。這是因為充電芯片的內部檢測電路檢測到電池達到額定電壓3.7V以后，充電模式由恒流方式變?yōu)榱撕銐悍绞?，電壓短時間提升至一個較高水平。隨著充電電流逐漸下降，充電過程逐步放緩至整個過程完畢。

實驗2使用了4.85mm厚度的豬皮作為線圈間隙，這與人體皮膚厚度和磁介質參數(shù)和厚度非常近似，具有更高參考價值，圖7是完整的充電曲線示意圖。

圖7 TETS在4.85mm豬皮間隙下的完整充電曲線Fig.7 Charge curve of TETS under 4.85mm pig-skin interval

實驗中，二次側電路串入 36.6nF電容，TETS達到諧振。整個實驗耗時126min。

5 結論

本文研究了利用感應式電能傳輸原理的 TETS作為心臟起搏器供能的方案。結合國內國際電磁標準，作者提出了使用 100kHz作為經皮變壓器的工作頻率；隨后闡述了TETS的工作原理和組成部分，提出了經皮變壓器的等效模型并對系統(tǒng)樣機進行豬皮間隙的充電實驗。結果表明，TETS在一次側輸入較低交流電壓的情況下可以使鋰離子二次電池在150min內從電力不足10%的2.8V充電至滿電電壓4.2V，從而維持心臟起搏器的正常運轉。

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