陳偉華 宋邑瑋 閆孝姮

心臟起搏器諧振式無線供能LCL-LCL的集成

陳偉華 宋邑瑋 閆孝姮

（遼寧工程技術(shù)大學(xué)電氣與控制工程學(xué)院 葫蘆島 125000）

為減小植入式心臟起搏器無線充電系統(tǒng)的體積及電磁干擾，該文設(shè)計(jì)一種工作頻率為150kHz的兩端串并聯(lián)（LCL-LCL）補(bǔ)償集成式磁耦合諧振式無線供能系統(tǒng)。將諧振線圈取代電感集成到主線圈上；首先建立線圈模型并進(jìn)行優(yōu)化，分析匝數(shù)與匝間距對(duì)線圈互感的影響規(guī)律，設(shè)計(jì)一種耦合系數(shù)最佳的圓角方形線圈；然后對(duì)比集成式與非集成式結(jié)構(gòu)系統(tǒng)的傳輸效率，驗(yàn)證了此結(jié)構(gòu)在效率和體積更具優(yōu)勢(shì)；最后通過模擬三維人體組織，計(jì)算比吸收率和溫升以及電磁場(chǎng)強(qiáng)度，進(jìn)一步評(píng)估植入式充電系統(tǒng)的可行性和安全性。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，在線圈中心對(duì)齊相距8mm的條件下，系統(tǒng)傳輸效率可達(dá)73%，比非集成式結(jié)構(gòu)提升了15%，最大溫升僅為1.2℃。

心臟起搏器 集成線圈 三維人體 安全評(píng)估

0 引言

目前，國(guó)內(nèi)外針對(duì)有源植入式醫(yī)療設(shè)備無線電能傳輸技術(shù)開展了廣泛的研究，以降低二次手術(shù)更換電池可能導(dǎo)致的感染風(fēng)險(xiǎn)[1-4]；然而若要實(shí)現(xiàn)其成功應(yīng)用，必須著重考慮效率、植入和安全等問題，因此供能效率、拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)及安全性成為近年來的研究熱點(diǎn)[5-13]。

為實(shí)現(xiàn)高效率傳輸能量，國(guó)內(nèi)外眾多專家學(xué)者已提出許多性能優(yōu)越的拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，文獻(xiàn)[14]中，T. Campi等對(duì)四種基礎(chǔ)拓?fù)浯?lián)-串聯(lián)（Series-Series, SS）、串聯(lián)-并聯(lián)（Series Parallel, SP）、并聯(lián)-并聯(lián)（Parallel-Parallel, PP）和并聯(lián)-串聯(lián)（Parallel- Series, PS）做了簡(jiǎn)要的分析，其中PP和PS兩種拓?fù)湟淮蝹?cè)電路并聯(lián)補(bǔ)償?shù)碾妷褐颠^高，當(dāng)補(bǔ)償拓?fù)漭斎腚妷旱臉O性變化時(shí)，發(fā)射端并聯(lián)補(bǔ)償電容（PS和PP補(bǔ)償中的第一個(gè)P對(duì)應(yīng)的補(bǔ)償電容）的電壓會(huì)迅速上升到電源電壓，此后該電容中不再有電流流過，除非輸入電壓極性發(fā)生變化，該電容已經(jīng)失去了無功補(bǔ)償?shù)淖饔谩６鳶S和SP拓?fù)溆捎谥C振匹配靈敏度過高，導(dǎo)致系統(tǒng)的不穩(wěn)定性，也會(huì)限制傳輸效率。相較于以上四種低階補(bǔ)償拓?fù)洌p端LCL拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)由于具有輸出電流恒定以及傳輸性能高的優(yōu)點(diǎn)[15]，因此就傳輸性能而言較適合應(yīng)用于植入式醫(yī)療[16]。

然而對(duì)于雙端LCL補(bǔ)償拓?fù)?，植入?cè)結(jié)構(gòu)復(fù)雜，諧振電感的存在將導(dǎo)致植入體積較大，不利于植入，因此需要采取措施將植入側(cè)電路結(jié)構(gòu)優(yōu)化以減小植入體積；對(duì)于高階補(bǔ)償拓?fù)?，眾多專家學(xué)者針對(duì)其結(jié)構(gòu)提出了許多優(yōu)化方法[17-19]。A. N. Laskovski等提出了一種用于植入式醫(yī)療的新型無線傳輸線圈，該線圈采用方形螺旋結(jié)構(gòu)，通過將四個(gè)線圈串聯(lián)疊加在一起，有效地減小了植入所需體積，但線圈間的串聯(lián)導(dǎo)致了系統(tǒng)阻抗的增大，降低了系統(tǒng)的傳輸效率[20]。S. H. Ahn等設(shè)計(jì)了一種應(yīng)用于近距離的雙端LCC（LCC拓?fù)? LCC topology）無線電能傳輸系統(tǒng)，該系統(tǒng)對(duì)發(fā)射端與接收端各自的電容和電感元件進(jìn)行了集成，發(fā)射線圈由一個(gè)多匝的方形線圈和位于其中心的方形金屬板組成，該設(shè)計(jì)利用線圈產(chǎn)生渦流以減小互感的變化，實(shí)現(xiàn)了系統(tǒng)的小型化并提高了傳輸效率，但對(duì)于方形金屬板設(shè)計(jì)要求極其嚴(yán)格[21]。K. Sadeque等針對(duì)四線圈串聯(lián)拓?fù)?，提出了一種平面四線圈集成優(yōu)化方法，其將源線圈與負(fù)載線圈分別集成于發(fā)射線圈與接收線圈之中，該方法有效地簡(jiǎn)化了系統(tǒng)電路結(jié)構(gòu)，但集成線圈間的錯(cuò)位將會(huì)降低系統(tǒng)的傳輸性能[22]。

由于該系統(tǒng)應(yīng)用于人體，因此必須保證其安全性，目前針對(duì)植入式心臟起搏器的安全性研究，T. Campi等建立了二維軸對(duì)稱模型進(jìn)行安全評(píng)估，但只是簡(jiǎn)單地將人體簡(jiǎn)化為三層組織結(jié)構(gòu)，并未細(xì)化到三維模型[23]。Xiao Chunyan等雖然建立了三維人體模型，但只是在發(fā)射線圈上直接施加電流激勵(lì)，并未考慮到場(chǎng)路耦合這一因素，未加場(chǎng)路耦合而直接給定施加激勵(lì)源等同于給定一個(gè)均勻場(chǎng)，由于電路拓?fù)鋸?fù)雜，而引入電路可以與實(shí)際的模型結(jié)合起來，更加準(zhǔn)確地模擬實(shí)際情況[24]。

綜上所述，為減小植入式心臟起搏器無線充電系統(tǒng)的體積以及電磁干擾，本研究設(shè)計(jì)了一種工作頻率為150kHz[14]的雙端LCL集成式磁耦合諧振式無線供能系統(tǒng)。建立線圈模型并進(jìn)行優(yōu)化，分析匝數(shù)與匝間距對(duì)線圈互感的影響規(guī)律，并搭建了實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)對(duì)比集成式與非集成式結(jié)構(gòu)系統(tǒng)的傳輸效率。構(gòu)建了一個(gè)考慮場(chǎng)路耦合的三維人體模型，通過模擬人體組織，計(jì)算比吸收率和溫升以及電磁場(chǎng)強(qiáng)度，評(píng)估了充電系統(tǒng)的可行性和安全性，減小了人體接收端器件的體積，并提高了傳輸效率。

1 基于磁耦合諧振的雙端LCL補(bǔ)償電路拓?fù)?/h2>

1.1 雙端LCL補(bǔ)償電路模型

如圖1所示為雙端LCL補(bǔ)償電路，該模型基于磁耦合諧振原理，圖中，為交流電壓，p和s分別為發(fā)射線圈和接收線圈的電感，p和s為其內(nèi)阻；f和r分別為兩側(cè)諧振電感，f和r為其內(nèi)阻；f和s分別為發(fā)射端和接收端的補(bǔ)償電容，1為發(fā)射線圈與接收線圈之間的互感，為負(fù)載。

針對(duì)植入式心臟起搏器體積以及效率的問題，本文采用了集成式雙端LCL補(bǔ)償電路結(jié)構(gòu)，建立在傳統(tǒng)非集成式電路模型的基礎(chǔ)上，如圖1所示，利用諧振線圈來替代發(fā)射端與接收端的諧振電感，使其電路的互感增多。設(shè)2為發(fā)射線圈與發(fā)射端諧振線圈之間的互感，3為發(fā)射線圈與接收端諧振線圈之間的互感，4為發(fā)射端諧振線圈與接收線圈之間的互感，5為發(fā)射端諧振線圈與接收端諧振線圈之間的互感，6為接收線圈與接收端諧振線圈之間的互感。該集成模型考慮了線圈的內(nèi)阻，其中接收單元只需使用一個(gè)電容元件來補(bǔ)償諧振線圈的電感，有效地減小了植入所需體積，此外該結(jié)構(gòu)通過植入線圈的電流較小，因此適用于植入人體。

1.2 雙端LCL網(wǎng)絡(luò)的阻抗匹配

對(duì)于非集成式雙端LCL網(wǎng)絡(luò)，其互感僅有一個(gè)，即發(fā)射線圈與接收線圈之間的互感1，非集成式雙端LCL補(bǔ)償系統(tǒng)的諧振條件為

式中，為頻率。

互感1表達(dá)式為

式中，1為耦合系數(shù)。

考慮其內(nèi)阻，系統(tǒng)二次側(cè)等效輸入阻抗x為

當(dāng)系統(tǒng)發(fā)生諧振時(shí)s=r，x化簡(jiǎn)為

折射到一次側(cè)的等效阻抗y為

其中

可以看出，當(dāng)逆變輸出電壓保持恒定時(shí)，輸出電流也保持恒定。

對(duì)于集成式雙端LCL網(wǎng)絡(luò)，如圖1所示，補(bǔ)償電路存在6個(gè)互感，由基爾霍夫電壓定律得方程組為

由克萊姆法則求取非齊次線性方程組得行列式為

傳輸效率表達(dá)式為

式中，out為輸出功率；in為輸入功率。

2 磁耦合機(jī)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)

2.1 磁耦合機(jī)構(gòu)分析

本文采用的集成式線圈耦合結(jié)構(gòu)如圖2所示，系統(tǒng)采用雙端LCL補(bǔ)償，發(fā)射端與接收端結(jié)構(gòu)對(duì)稱。從上到下依次為發(fā)射端諧振線圈f、鐵氧體層、發(fā)射線圈p、接收線圈s、鐵氧體層、接收端諧振線圈r；其中發(fā)射與接收線圈結(jié)構(gòu)相同呈圓角方形，尺寸相同；由于雙端LCL拓?fù)鋮?shù)的唯一性，已知發(fā)射與接收線圈的大小，在諧振狀態(tài)下就確定了唯一的諧振線圈電感大??；兩側(cè)諧振線圈呈DD（Double D series）形，同尺寸空間角度旋轉(zhuǎn)90°；各側(cè)的諧振線圈與主線圈共用鐵氧體層。

圖2 集成式磁耦合機(jī)構(gòu)模型

當(dāng)兩側(cè)諧振線圈集成到各側(cè)的主線圈上時(shí)，由圖1可以看出，四個(gè)線圈中存在6個(gè)耦合系數(shù)，ps為一次側(cè)主線圈p與二次側(cè)主線圈s間的耦合系數(shù)，pf為一次側(cè)主線圈p與其諧振線圈f之間的耦合系數(shù)，sr為二次側(cè)主線圈s與其諧振線圈r之間的耦合系數(shù)，fr為兩側(cè)諧振線圈之間的耦合系數(shù)，fs與pr分別為異側(cè)主線圈與諧振線圈之間的耦合，無線充電系統(tǒng)的功率傳輸效果主要依賴于發(fā)射與接收線圈之間的耦合系數(shù)ps，異側(cè)耦合會(huì)增加傳能系統(tǒng)的無功功率，導(dǎo)致系統(tǒng)傳輸效率降低，因此對(duì)線圈結(jié)構(gòu)進(jìn)行集成時(shí)，應(yīng)使發(fā)射與接收線圈之間的耦合達(dá)到最佳狀態(tài)，同時(shí)使異側(cè)線圈耦合系數(shù)降低到最小。

以接收端為例，由于DD形諧振線圈r結(jié)構(gòu)特殊，根據(jù)電流流向以及右手定則的判斷，線圈左右兩側(cè)產(chǎn)生大小相等、方向相反的磁通密度r1與r2，即r1=-r2，當(dāng)磁場(chǎng)穿過接收線圈s時(shí)，所產(chǎn)生的磁通量可表示為r1s和r2s，穿過的總磁通量即為r1s+r2s=0，即

式中，rs為諧振線圈r穿過接收線圈s的總磁通；r1和r2分別為DD線圈左右兩側(cè)的磁通密度；s為接收線圈r的面積，由于rs=0，故rs=0，即接收線圈與諧振線圈間的互感系數(shù)rs為

由于二次側(cè)與一次側(cè)對(duì)稱，同理，發(fā)射線圈與諧振線圈間耦合系數(shù)fp=0，此外由發(fā)射線圈p穿過諧振線圈r的總磁通為0，由接收線圈s穿過諧振線圈f的總磁通量也為0，即異側(cè)耦合系數(shù)pr=0、sf=0，同理fr=0。

2.2 磁耦合機(jī)構(gòu)優(yōu)化

所建立的主線圈結(jié)構(gòu)為圓角方形耦合線圈，即發(fā)射線圈和接收線圈，主線圈模型如圖3所示，參照文獻(xiàn)[14, 25]所設(shè)計(jì)的線圈參數(shù)，本文所選取的主線圈尺寸為35mm×35mm×0.3mm，外徑已定，線徑為雙股0.3mm，通過線圈匝數(shù)與匝間距兩個(gè)變量對(duì)線圈進(jìn)行參數(shù)化掃描優(yōu)化，采用有限元仿真軟件COMSOL Multiphysics對(duì)線圈變量進(jìn)行分析，從而確定最佳線圈匝數(shù)與匝間距，在自變量匝數(shù)與匝間距的變化過程中，內(nèi)徑=-2[(+)-]相當(dāng)于因變量也隨之變化，內(nèi)徑的變化已被隱含在線圈的控制變量關(guān)系中；主線圈設(shè)計(jì)與優(yōu)化流程如圖4所示。首先給定主線圈尺寸以及兩線圈之間的距離=0.8cm，通過建立線圈模型并控制線圈匝數(shù)（=1～23，步長(zhǎng)為1）和匝間距（=0～0.15mm,步長(zhǎng)為0.05mm）這兩個(gè)變量來優(yōu)化線圈結(jié)構(gòu)，確定出最佳的匝數(shù)與匝間距，直至優(yōu)化出耦合系數(shù)最佳的線圈結(jié)構(gòu)。

圖3 主線圈模型

對(duì)以上兩個(gè)變量進(jìn)行同步優(yōu)化，匝數(shù)、匝間距與耦合系數(shù)關(guān)系如圖5所示，在匝間距不變的前提下，隨著線圈匝數(shù)的增多，耦合系數(shù)先增加后減?。辉谠褦?shù)為21匝，匝間距為0mm（線圈緊湊）時(shí)，得到發(fā)射線圈與接收線圈的耦合系數(shù)最佳。

圖4 主線圈優(yōu)化流程

圖5 匝數(shù)、匝間距與耦合系數(shù)關(guān)系

圖6為空間旋轉(zhuǎn)90°的DD形諧振線圈模型，所選取的線圈外圍尺寸為35mm×35mm×0.3mm，線徑為單股0.3mm，由于雙端LCL補(bǔ)償拓?fù)涞闹C振特性，可知諧振線圈與主線圈的電感量相同。通過COMSOL Multiphysics仿真得出匝數(shù)為19，匝間距為0mm時(shí)滿足諧振線圈的電感量需求，此時(shí)系統(tǒng)可達(dá)到諧振狀態(tài)。

圖6 諧振線圈模型

3 安全性評(píng)估

3.1 指南和標(biāo)準(zhǔn)

根據(jù)國(guó)際非電離輻射防護(hù)委員會(huì)（International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection, ICNIRP）指南相關(guān)準(zhǔn)則[26]，基本人體暴露于150kHz電磁場(chǎng)時(shí)，需要考慮內(nèi)部電場(chǎng)和比吸收率的大小。根據(jù)限制電磁場(chǎng)暴露導(dǎo)則推出，頻率為150kHz時(shí)內(nèi)部的電場(chǎng)限值為87V/m，磁通密度限值為6.25mT，受控情況下全身平均比吸收率（Specific Absorption Rate, SAR）峰值為0.08W/kg，等效平面波功率密度可以忽略不計(jì)。

3.2 仿真

對(duì)于安全性評(píng)估，文獻(xiàn)[19, 24]分別采用了Ansys和COMSOL有限元對(duì)具體工作進(jìn)行了分析，計(jì)算精度符合實(shí)際需要，本文采用的是后者；人體模型如圖7所示，所建立的仿真模型由軀干、心臟組成。仿真中重建了一個(gè)提取STL格式簡(jiǎn)化的軀干模型，建立了二次側(cè)接收端線圈、起搏器外殼和鐵氧體薄膜的幾何模型引入人體軀干區(qū)域，同時(shí)建立了體外自由空間發(fā)射端線圈模型。

圖7 人體模型

忽略內(nèi)阻，利用節(jié)點(diǎn)電壓法將雙端LCL拓?fù)浞譃?個(gè)節(jié)點(diǎn)，給定初始電壓5V，設(shè)定諧振電容以及負(fù)載的參數(shù)，對(duì)發(fā)射線圈（接收線圈）引入外部vs.（外部電流引入節(jié)點(diǎn)，通過線圈產(chǎn)生電壓，相當(dāng)于電壓源）充當(dāng)電壓源，其電壓值取自于電路耦合，并將電路引入磁場(chǎng)接口，與磁場(chǎng)（Magnetic Field, MF）模塊的線圈進(jìn)行匹配，將電路與電磁場(chǎng)、溫度場(chǎng)進(jìn)行多物理場(chǎng)耦合，激勵(lì)線圈的電流由電壓源提供的電壓經(jīng)過電路模型所產(chǎn)生。而文獻(xiàn)[24]中未引入電路，則是直接在線圈兩端施加給定的電流，場(chǎng)路耦合這一好處在于仿真情況更加貼切實(shí)驗(yàn)。利用COMSOL Multiphysics建模和場(chǎng)路耦合對(duì)人體安全特性進(jìn)行分析。

圖7模型中，①為線圈，②為鐵氧體，③為部分人體組織，④為起搏器外殼，其中人體組織包括1mm厚的皮膚，2mm厚的脂肪和5mm厚的肌肉組織；鐵氧體薄膜尺寸為35mm×35mm，鈦合金外殼尺寸為50mm×50mm×16mm，在150kHz頻率下人體組織參數(shù)見表1[27]。

表1 人體組織參數(shù)

Tab.1 Human tissue parameters

表1中，r為介電常數(shù)，為電導(dǎo)率，為組織密度，為組織的比熱容，為導(dǎo)熱系數(shù)，b為血液灌注，為傳熱速率，為產(chǎn)熱速率。

3.3 人體組織的安全評(píng)估

3.3.1 電磁場(chǎng)強(qiáng)度

仿真中人體內(nèi)的電磁場(chǎng)為

式中，為磁通密度；為電場(chǎng)；0、r分別為自由空間磁導(dǎo)率和相對(duì)磁導(dǎo)率；為磁矢勢(shì)；s為源電流密度；為電動(dòng)勢(shì)；p為復(fù)電導(dǎo)率，表達(dá)式為

式中，0為自由空間介電常數(shù)；r()為相對(duì)介電常數(shù)；()為電導(dǎo)率。

在150kHz頻率下采用頻域有限元法對(duì)上述方程進(jìn)行數(shù)值求解，以下分析了人體內(nèi)電場(chǎng)強(qiáng)度與磁通密度的分布情況，并截取了距離起搏器外殼上端1mm的平行截面，該截面介于接收端諧振線圈和起搏器外殼之間，對(duì)局部分布情況做了分析。

電場(chǎng)強(qiáng)度如圖8所示。圖8a中，仿真結(jié)果表明，在胸部組織中，電場(chǎng)強(qiáng)度峰值為6.205 18V/m，遠(yuǎn)低于電場(chǎng)限值標(biāo)準(zhǔn)87V/m；圖8b為距離起搏器外殼1mm的平行截面，介于接收端諧振線圈和起搏器外殼之間，可以看出，表面最大電場(chǎng)強(qiáng)度為0.71V/m；符合人體安全規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)。

磁通密度如圖9所示。圖9a中，仿真結(jié)果表明，磁通密度峰值約為2.28mT，低于磁通密度限值標(biāo)準(zhǔn)6.25mT；圖9b為距離起搏器外殼1mm的平行截面，可以看出，表面最大磁通為0.38mT；符合人體安全規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)。

圖8 電場(chǎng)強(qiáng)度

3.3.2 組織的溫升

生物熱方程[28]用于計(jì)算暴露在電磁場(chǎng)下人體組織內(nèi)部的瞬態(tài)溫度分布。式（19）是由廣義的人體熱平衡方程得到的，考慮了組織內(nèi)部熱量的產(chǎn)生和交換。

圖9 磁通密度

式中，為未知溫度；為比熱容；熱源由焦耳效應(yīng)的熱量J、組織熱量SAR、血液熱量b給出，血液灌注b為仿真中初始溫度設(shè)置為b=36.2℃下從體內(nèi)產(chǎn)生熱量，通過對(duì)流換熱散布外部組織。仿真中，封閉域的求解需要滿足熱邊界條件，即

式中，D、N分別為狄利克雷邊界和諾伊曼邊界；為已知的熱流；為對(duì)流換熱系數(shù)；D和N為已知的溫度。

人體溫度變化如圖10所示。仿真的初始溫度設(shè)置為309.351K（36.2℃），從圖10a可以看出，在充電時(shí)間為18min時(shí)，局部溫度最高上升到310.19K（37.04℃），溫度最高上升了0.84℃，從圖10b結(jié)果可以看出，在充電時(shí)間為30min時(shí)，局部溫度最高上升到310.478K（37.33℃），溫度最高上升了1.13℃；遠(yuǎn)低于溫度的限制，不會(huì)導(dǎo)致蛋白質(zhì)變性和一些神經(jīng)機(jī)制發(fā)生障礙，對(duì)人體組織不會(huì)造成傷害，符合人體安全規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)。

圖10 人體溫度變化

3.3.3 SAR值

本文的工作頻率為150kHz，基于國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)工頻超過100kHz時(shí)，就需要考慮比吸收率對(duì)人體安全的影響。比吸收率主要與組織電導(dǎo)率、質(zhì)量密度和所處電場(chǎng)強(qiáng)度有關(guān)，計(jì)算式為

式中，為電導(dǎo)率；r為電場(chǎng)峰值的模；為組織密度。

SAR值分布如圖11所示。仿真結(jié)果如圖11a所示，可以看出，組織中SAR值最大約為0.007W/kg；低于全身平均SAR峰值0.08W/kg，圖11b為距離起搏器外殼上端1mm的平行截面，此時(shí)SAR值表達(dá)式中肌肉組織的電導(dǎo)率=0.371S/m，肌肉組織的質(zhì)量密度=1 090kg/m3，可以看出表面局部比吸收率峰值為8.76×10-5W/kg，符合人體安全規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)。

圖11 SAR值分布

4 實(shí)驗(yàn)

4.1 植入式心臟起搏器無線充電系統(tǒng)模型

植入式心臟起搏器無線充電系統(tǒng)模型如圖12所示，起搏器的外殼使用了厚度為0.8mm的鈦合金材料，其幾何尺寸為50mm×50mm×16mm。植入式心臟起搏器的無線充電模型主要包括以下三部分：電源逆變電路、線圈傳能單元和整流部分。電源提供5V直流電壓通過全橋逆變輸出交流150kHz電壓，在雙端LCL補(bǔ)償拓?fù)涞闹C振阻抗匹配下，發(fā)射線圈向相距8mm的接收線圈傳遞能量，為模擬人體組織，距離8mm的空間由1mm豬皮+2mm脂肪+ 5mm瘦肉填充；通過逆變電路以及發(fā)射端線圈與接收端線圈之間的耦合，對(duì)接收線圈接收到的感應(yīng)電壓進(jìn)行整流，負(fù)載采用12W的功率電阻進(jìn)行替代。為了模擬人體條件進(jìn)行充電測(cè)溫實(shí)驗(yàn)，使用厚度為2mm的亞克力板搭建了一個(gè)尺寸為60cm×20cm× 20cm的近乎密閉的空間。

圖12 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

4.2 耦合線圈以及諧振補(bǔ)償網(wǎng)絡(luò)參數(shù)

磁場(chǎng)對(duì)起搏器外殼產(chǎn)生的渦流會(huì)影響接收線圈的感應(yīng)電壓，為了提高心臟起搏器無線供電系統(tǒng)的效率與適用性，設(shè)計(jì)了兩組集成線圈，并采用了鐵氧體薄膜以提供電磁屏蔽，采用該種集成可有效地減小渦流并增加耦合強(qiáng)度，不僅提高了系統(tǒng)的傳輸效率，而且減小了植入設(shè)備的體積。本文所選擇的線圈參數(shù)見表2，接收單元由接收線圈、鐵氧體薄膜和諧振線圈組成，位置固定于心臟起搏器的外殼之上。主線圈間的互感1=5.764mH，耦合系數(shù)1= 0.54；同側(cè)互感為0.7mH，異側(cè)主線圈與諧振線圈互感數(shù)量級(jí)極小，可忽略不計(jì)，諧振電容為106.3nF。在臨床實(shí)踐中，為了避免直接接觸引起生物反應(yīng)，在接收線圈和組織之間需要填加導(dǎo)電性差的材料。

表2 線圈參數(shù)

Tab.2 Coil parameters

4.3 實(shí)驗(yàn)分析

對(duì)不同的線圈結(jié)構(gòu)做了以下三組實(shí)驗(yàn)：第一組為采用的集成式圓角方形主線圈和DD形諧振線圈；第二組為非集成式線圈；第三組為集成式圓角方形主線圈和圓角方形諧振線圈。

圖13 第一組實(shí)驗(yàn)輸入（輸出）電壓（電流）波形

效率對(duì)比如圖16所示。從圖16可以看出，在線圈中心對(duì)齊相距8～20mm的情況下，本文提出的集成式圓角方形線圈與DD形線圈的解耦結(jié)構(gòu)在三組傳能實(shí)驗(yàn)中效率最高，遠(yuǎn)高于其他兩組的傳輸效率。

4.4 溫度檢測(cè)

在植入式心臟起搏器無線充電系統(tǒng)模型上罩著一個(gè)厚度為2mm亞克力板搭建的密閉的空間，尺寸為60cm×20cm×20cm；溫度傳感器用小塊的雙面膠貼合在接收線圈和肌肉組織之間的接觸面上，該接觸面是溫度升高最快的位置，顯示屏記錄著溫度時(shí)刻的變化。

圖14 第二組實(shí)驗(yàn)輸入（輸出）電壓（電流）波形

圖15 第三組實(shí)驗(yàn)輸入（輸出）電壓（電流）波形

表3 8mm距離的實(shí)驗(yàn)結(jié)果

Tab.3 Experimental results of 8mm distance

圖16 效率對(duì)比

30min溫度變化如圖17所示，第一組實(shí)驗(yàn)充電時(shí)起初溫度為26.9℃，隨著充電時(shí)間的增加，溫度逐漸升高，最終在30min時(shí)溫度達(dá)到28.1℃，溫度升高了1.2℃。第二組起初溫度為28.3℃，在30min時(shí)溫度達(dá)到29.8℃，溫度升高了1.5℃。第三組起初溫度為28.4℃，在30min時(shí)溫度達(dá)到29.8℃，溫度升高了1.4℃?？梢钥闯觯M實(shí)驗(yàn)溫升差距不大，第一組的溫升最低，第二組的溫升最高。

圖17 30min溫度變化

人體溫度過高會(huì)導(dǎo)致蛋白質(zhì)變性和一些神經(jīng)機(jī)制發(fā)生障礙，溫度超過40℃會(huì)嚴(yán)重危害人的生命安全[24]，在本研究中使用40℃作為人體的溫度極限，實(shí)驗(yàn)測(cè)得局部組織的最高溫升1.2℃，不會(huì)對(duì)人體造成損傷。考慮到實(shí)驗(yàn)和真實(shí)人體所處環(huán)境的不同，實(shí)驗(yàn)中的熱量理論上比人體中的要高，其中一個(gè)原因是因?yàn)閷?shí)驗(yàn)使用的是部分豬肉組織而不是人體內(nèi)血液流動(dòng)組織，因?yàn)檠航M織流動(dòng)會(huì)導(dǎo)致對(duì)流換熱，因而溫度偏低；其次實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)外層罩著一塊隔熱性能良好的亞克力板，與人體組織不同，阻止了熱量的散失。

5 結(jié)論

本研究設(shè)計(jì)了一種應(yīng)用于植入式心臟起搏器的無線充電系統(tǒng)，該系統(tǒng)基于磁耦合諧振原理，為了進(jìn)一步減小植入體積，采用集成的方法將二次側(cè)補(bǔ)償電感集成到諧振線圈之上，有效地簡(jiǎn)化了植入電路結(jié)構(gòu)。通過建立相應(yīng)的線圈模型，分析匝數(shù)和匝間距對(duì)互感的影響來優(yōu)化線圈結(jié)構(gòu)，對(duì)比了集成式與非集成式結(jié)構(gòu)系統(tǒng)的傳輸性能，驗(yàn)證了集成結(jié)構(gòu)在傳輸性能和體積方面更具優(yōu)勢(shì)。此外，還建立了三維人體模型對(duì)該系統(tǒng)進(jìn)行了相應(yīng)的安全評(píng)估，模擬計(jì)算了無線充電過程中比吸收率、溫升以及電磁場(chǎng)強(qiáng)度在人體的分布情況，最后進(jìn)行了相應(yīng)的溫升實(shí)驗(yàn)進(jìn)一步驗(yàn)證了該系統(tǒng)的安全性。結(jié)果表明，所設(shè)計(jì)的磁耦合機(jī)構(gòu)用于該系統(tǒng)是可行的，本文的主要工作和結(jié)論如下：

1）采用了一種集成式的雙端LCL補(bǔ)償電路拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，推導(dǎo)了其諧振阻抗匹配參數(shù)；為了將二次側(cè)補(bǔ)償電感集成于接收線圈之上，設(shè)計(jì)了一種集成線圈解耦結(jié)構(gòu)，主線圈為圓角方形，諧振線圈為DD形，通過對(duì)匝數(shù)和匝間距進(jìn)行參數(shù)化掃描來優(yōu)化磁耦合機(jī)構(gòu)，成功的實(shí)現(xiàn)了集成，有效地減小了植入體積。

2）建立了三維人體模型對(duì)系統(tǒng)的安全性進(jìn)行了評(píng)估，并考慮了場(chǎng)路耦合，結(jié)果表明，充電30min過程中，比吸收率峰值為0.007W/kg；溫升峰值為1.13℃；電場(chǎng)強(qiáng)度和磁通密度峰值分別為6.2V/m和2.28mT，同時(shí)溫升實(shí)驗(yàn)表明，局部組織的溫升峰值為1.2℃，皆符合安全標(biāo)準(zhǔn)，驗(yàn)證了該系統(tǒng)的安全性。

3）搭建了集成結(jié)構(gòu)與非集成結(jié)構(gòu)實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)，進(jìn)行了傳輸性能實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：在頻率為150kHz時(shí)，非集成結(jié)構(gòu)在供電功率為2.19W時(shí)接收到了1.27W功率，傳輸效率為58%，而集成結(jié)構(gòu)在供電功率為2.11W時(shí)接收到了1.54W功率，傳輸效率可達(dá)73%，相較于非集成結(jié)構(gòu)效率提高了15%，有效的提升了系統(tǒng)的傳輸性能。

4）本設(shè)計(jì)還未實(shí)現(xiàn)活體植入，進(jìn)一步的研究還需要在活體動(dòng)物身上進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，最后進(jìn)行臨床試驗(yàn)，以便于將其引入到實(shí)際應(yīng)用中。

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Integration of Resonant Wireless Energy Supply LCL-LCL for Cardiac Pacemaker

（Faculty of Electrical and Control Engineering Liaoning Technology University Huludao 125000 China）

In order to reduce the volume and electromagnetic interference of the wireless charging system of the implantable pacemaker, a wireless power supply system with a series parallel (LCL-LCL) compensation integrated coupling structure and working frequency of 150kHz was designed based on the principle of magnetic coupling resonance. The resonant coil was integrated into the main coil instead of the inductance. Firstly, the coil model was established and optimized, and the influence of turn number and turn spacing on coil mutual inductance was analyzed. Accordingly, a rounded square coil with the best coupling coefficient was designed. Then, the transmission efficiency of the integrated system and the non- integrated structural system was compared, and the advantages of this structure in efficiency and volume were verified. The feasibility and safety of the implantable charging system were further evaluated by simulating three-dimensional human tissue, calculating the specific absorption rate, temperature rise and electromagnetic field intensity. The experimental results show that the transmission efficiency of the system can reach 73% when the coil center is aligned 8mm apart, which is 15% higher than that of the non integrated structure, and the maximum temperature rise is only 1.2℃.

Pacemaker, integrated coil, 3D human body, safety assessment

10.19595/j.cnki.1000-6753.tces.210790

TM724; TN99

2020年遼寧省教育廳科學(xué)研究青年科技人才“育苗”項(xiàng)目（LJ2020QNL019）和2019年遼寧省教育廳科學(xué)技術(shù)研究創(chuàng)新團(tuán)隊(duì)項(xiàng)目（LT2019007）資助。

2021-06-01

2021-08-30

陳偉華 男，1980年生，博士，副教授，研究方向?yàn)闊o線電能傳輸。 E-mail: fxlgd@163.com

閆孝姮 女，1984年生，博士，副教授，研究方向?yàn)闊o線電能傳輸。 E-mail: xiaohengyan@163.com（通信作者）

（編輯 陳 誠(chéng)）