1、2023 年2月电 工 技 术 学 报Vol.38No.4第 38 卷第 4 期TRANSACTIONS OF CHINA ELECTROTECHNICAL SOCIETYFeb.2023DOI:10.19595/ki.1000-6753.tces.220457基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统陈伟华侯海涛闫孝姮陈宏强叶智权（辽宁工程技术大学电气与控制工程学院葫芦岛125000）摘要针对心脏起搏器无线供能系统传输效率低、抗偏移能力差的问题，该文提出一种基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统。首先，根据磁负超材料的谐振原理、品质因数理论，设计了两种谐振频率的磁负超材料（MNG）基元；
2、其次，通过分析无线供能系统漏磁情况以及基元负磁导率和磁损耗之间的关系，构成具有两种负磁导率的混合 MNG 阵列；最后，使用有限元分析软件计算人体各组织电场强度峰值与比吸收率峰值，验证了系统的安全性。实验结果表明，两线圈间距 1628 mm 情况下，加入混合 MNG 阵列的无线供能系统输出功率从 0.190.81 W 增加到 1.021.67 W，传输效率从 8.53%43.15%提升到 40.78%57.32%；接收线圈发生水平偏移情况下可以维持最低 0.86 W 的输出功率和 32.81%的传输效率，30 min 充电测试下系统最大温升为 3.49，符合人体安全标准。关键词：磁负超材料无线供
3、能系统心脏起搏器安全评估中图分类号：TH77;TM7240引言心脏起搏器作为一种常见的植入式电子医疗设备，当内置电源耗尽时，需要进行二次手术更换，给患者带来一定的安全隐患1-2及经济负担。磁耦合谐振式无线电能传输技术（Magnetically-CoupledResonant Wireless Power Transfer,MCR-WPT）的出现，为解决心脏起搏器持续供电问题提供了新方案，近年来受到广泛关注3-5。为了提升 MCR-WPT 系统传输效率和抗偏移能力，国内外学者开展了大量研究，包括改变线圈结构6-7、增加补偿拓扑8-9、调节系统谐振频率10和加入电磁超材料11-12等方式。超材料作
4、为一种新兴的电磁介质，在光学、电磁学等学科受到广泛关注，包括变换光学13、隐形斗篷14、磁共振成像15等具体应用。电磁超材料周期性结构产生的 LC 谐振可以汇聚发射线圈与接收线圈之间的磁场，增强线圈间的耦合效果，有利于提高 MCR-WPT 系统的传输距离和效率。相较于目前 MCR-WPT 系统传统的抗偏移方法，如闭环控制技术16、改善补偿网络17及优化磁耦合机构18等，超材料在提升 MCR-WPT 系统抗偏移能力上具有独特的优势，利用超材料的磁场折射能力19，无需增加繁琐的控制手段和复杂的磁耦合机构即可提升MCR-WPT 系统的抗偏移能力，极大地降低了系统复杂度以及制作成本，更适合应用于植入式
5、无线供能系统。传统超材料阵列谐振频率高、体积大，难以应用于低频段（kHz）植入式无线供电设备。为了降低电磁超材料的谐振频率，W.C.Chen 等将双层反向金属螺旋印刷于 FR-4 基板两面，通过增加基元的等效电感降低自身谐振频率，设计了谐振频率为8.94 MHz 的电磁超材料20。Gong Zhi 等在此基础上通过加入集总电容代替基元自身较低的匝间电容，采用一维堆叠的方式将超材料的谐振频率降低至 kHz 频段，但一维堆叠方式增加了超材料阵列的体积，限制了其在 MCR-WPT 系统中的应用21。Y.Cho 等设计了一种薄型印制电路板（Printed Circuit2020 年辽宁省教育厅科学研究
6、青年科技人才“育苗”资助项目（LJ2020QNL019）。收稿日期 2022-03-28改稿日期 2022-05-28866电 工 技 术 学 报2023 年 2 月Board,PCB）超材料，使用 1.6 mm 双层 PCB 基板构成超材料基元，一维平面结构减小了超材料阵列的体积，但由单一基元构成的超材料阵列负磁导率唯一，无法根据 MCR-WPT 系统漏磁情况进行有规律的聚磁22。Y.Cho 等介绍了一种具有负磁导率和零磁导率的混合超材料阵列，对系统不同位置的磁场产生两种折射角度，进一步提升了系统的传输性能，但对于发射线圈和接收线圈难以实现同轴对准的植入式无线供能设备，中间零磁导率的超材料基
7、元在接收线圈偏移情况下的聚磁能力较弱23。因此，本文提出了一种具有两种负磁导率的混合磁负超材料（Mu-Negative,MNG）阵列，并将其应用于 300 kHz 的心脏起搏器无线供能系统。通过研究 MNG 基元的谐振原理及品质因数理论，设计了两种谐振频率的 MNG 基元，根据 MCR-WPT 系统漏磁情况及基元负磁导率和磁损耗之间的关系构成混合 MNG 阵列，使其在 300 kHz 工作频率下具有两种负磁导率，提升 MCR-WPT 系统性能的同时最大限度降低引入混合 MNG 阵列带来的磁损耗。1磁负超材料原理及特性1.1超材料电磁特性超材料周期性的细棒结构和裂环谐振腔结构使其具有负介电常数和
8、负磁导率这两种罕见参数；根据介电常数和磁导率的极性可将材料分为四类，材料分类示意图如图 1 所示。双正材料（Double-Positive,DPS）即为常规材料，其和参数同为正，当材料的和参数某一种为负或同时为负时则称其为超材料，根据超材料两种参数的极性可分为电负超材料（Epsilon-Negative,ENG）、磁负超材料图 1材料分类示意图Fig.1Schematic diagram of materials classification（MNG）和电磁超材料（Double-Negative,DNG），本文提出的两种负磁导率的混合超材料阵列是根据MNG 基元设计的。典型 MNG 的等效磁导
9、率曲线如图 2 所示，实部对应 MNG 的磁场折射能力，虚部对应自身谐振结构导致的磁损耗，提高基元品质因数可以增加谐振频率处等效磁导率的收敛速度，在 MNG 工作频率区间，负磁导率与磁损耗随着频率增加而降低，因此选择合适的谐振频率与品质因数，有利于得到高负磁导率和低磁损耗的 MNG 基元。图 2典型 MNG 的等效磁导率曲线Fig.2Equivalent permeability curves for a typical MNG1.2MNG 基元设计根据 MNG 基元的谐振原理，本文通过调整基元结构，降低金属螺旋内阻等方式改善了基元品质因数，降低了基元的谐振频率，MNG 基元结构如图3 所示。
10、图 3MNG 基元结构Fig.3MNG unit structure diagram使用六边形 FR-4 基板作为基元底板，组成的MNG 阵列结构稳定且面积利用率高，将双层反向金属螺旋分别印刷于 FR-4 基板两面，金属螺旋最外圈通过过孔串联得到更大的等效电感，最内圈通过过孔与集总电容串联，使用集总电容代替基元自身较低的匝间电容，通过调整集总电容参数可以得到不同谐振频率的 MNG 基元。第 38 卷第 4 期陈伟华等基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统867根据文献21可知，MNG 等效磁导率表达式为2021rm220ft011jnkkSL VQ=|=+=+-+（1）式中，m为等效磁化率
11、；0为真空磁导率；kS为第 k 圈金属螺旋所围成的面积；fL为基元等效电感；tV为基元体积；0为谐振角频率；Q为品质因数。根据超材料的品质因数理论24，定义 MNG 基元参数()20ft1nkkFSL V=|，F由基元尺寸、结构、封装密度等因素决定；通过增加螺旋金属覆盖面积、降低基元体积等方式，可以有效提高F参数，结合式（1）可知，MNG 基元属性（负磁导率、磁损耗）主要受基元F参数及品质因数Q的影响。定义超材料等效磁化率实部rmRe()=，虚部i=mIm()分别为()2220r22222002FQ-=-+（2）()30i22222002FQQ=-+（3）由此可得超材料磁化率损失切线公式为02
12、rmi2rr=FQ（4）通常情况下，超材料工作频率仅高于自身谐振频率 5%10%左右，即0/1；且期望磁损耗尽可能低，22mr。因此可将超材料磁化率损失切线近似为rirFQ（5）综上所述，由式（5）可根据 MNG 基元F参数以及品质因数Q简化基元设计流程，例如，设计基元的负磁导率实部r2=-（r3=-），磁化率损耗切线值为 0.1（即i0.3=），控制参数30FQ即可满足设计条件。1.3混合 MNG 阵列设计本文提出的混合 MNG 阵列由r2=-和r3=-的两种 MNG 基元构成，基元负磁导率越大，对磁场折射能力越强同时带来的磁损耗也越高，基元 1（r2=-）平面如图 4a 所示，1为对水平磁
13、场的折射角度，基元 2 平面（r3=-）如图 4b 所示，2为对水平磁场的折射角度，其中210。（a）MNG 基元 1（r2=-）（b）MNG 基元 2（r3=-）图 4两种不同负磁导率的 MNG 基元Fig.4Two MNG units with different negative permeabilities根据 MNG 等效磁导率曲线可知，基元处于工作频率时，自身负磁导率越大，对磁场的汇聚作用越强，同时对系统造成的磁损耗也越高。因此本文根据 MCR-WPT 系统不同位置漏磁情况，使用两种负磁导率的基元构成混合 MNG 阵列，其系统示意图如图 5 所示。对于系统漏磁相对较小的中心位置使用
14、磁损耗较低的 MNG 基元 1，系统漏磁较大的外围使用聚磁能力较强的 MNG 基元 2，增强 MCR-WPT 系统传输效率、抗偏移能力的同时，最大限度降低引入 MNG 阵列造成的磁损耗。2基于混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统2.1MCR-WPT 系统等效电路模型为了验证混合 MNG 阵列的聚磁特性，本文选取串联-串联（Series-Series,S-S）拓扑结构的 MCR-WPT系统作为研究对象，系统等效电路如图 6所示。通过互感模型理论对系统各电路元件进行等效建模，得到系统传输功率、传输效率等参数与相关元件的关系。系统发射模块和接收模块的线圈电感、谐振电容、等效电阻分别用 L1、C
15、1、R1和 L2、C2、R2表示，发射线圈和接收线圈之间的互感系数用868电 工 技 术 学 报2023 年 2 月图 5基于混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统示意图Fig.5Schematic of the MCR-WPT system based ona hybrid MNG slab图 6S-S 拓扑结构的 MCR-WPT 系统等效电路Fig.6Equivalent circuit diagram of an MCR-WPT systemin S-S topologyM12表示，电源激励、电源内阻和负载电阻分别用us、Rs、RL表示。设系统发射模块、接收模块电抗分别为 X1、X2
16、，根据基尔霍夫定律列出回路电流、电压和各等效元件参数之间的关系式为s11121s12L222+jjj+j0RRXMiuMRRXi-=|-|（6）求解式（6）可得回路电流 i1、i2分别为()()()()()()L221s2s11L2212122s2s11L2212jjjjjjjjRRXiuRRXRRXMMiuRRXRRXM+=|+-|=|+-（7）MCR-WPT 系统处于谐振状态时，X1=X2=0，由式（7）可得输入功率 Pin及输出功率 Pout表达式分别为()()()2L2sin2s1L212()RRuPRRRRM+=+（8）()()()()2212sLout22s1L212Mu RPRR
17、RRM=+（9）MCR-WPT 系统传输效率表达式为()()()()()212Lout2inL2s1L212MRPPRRRRRRM=+（10）根据式（9）、式（10）可知，MCR-WPT 系统的输出功率、传输效率主要由谐振角频率0，线圈互感系数 M12，发射线圈，接收线圈，负载，电源阻值 R1、R2、RL、Rs决定；当系统的线圈结构、谐振频率及负载确定时，影响 MCR-WPT 系统传输性能的主要因素为线圈互感系数 M12，MNG 的磁场折射能力可以汇聚发射线圈与接收线圈之间的磁场，增加线圈之间的互感系数 M12，提升 MCR-WPT 系统的传输距离、传输效率及抗偏移能力。2.2MNG 基元仿真
18、使用有限元分析软件 Ansys 构建 MNG 基元模型，如图 7 所示，FR-4 基板外接圆直径为 48 mm，将双层反向金属螺旋铺于 FR-4 基板两面，最外圈通过过孔连接，最内圈通过集总电容串联，铜线宽度与匝间距为 0.5 mm，厚度约为 0.1 mm，匝数为 8匝，实现 MNG 基元的高电感与低阻抗。图 7MNG 基元模型Fig.7MNG unit model diagram使用 Ansys 仿真软件计算上述 MNG 基元模型的等效电感、等效电阻等参数，在激励端口加入Lumped Port 激励，仿真得到基元导纳的频率特性。通过改变集总电容大小，得到两种谐振频率的 MNG基元。根据超材料
19、品质因数等效理论可知，基元的归一化导纳对应自身归一化磁化率，两种 MNG 基元归一化磁化率曲线如图 8 所示。根据图 8 仿真结果可知，MNG 基元 1 的谐振频率约为 265 kHz，品质因数为 35.18；MNG 基元 2的谐振频率约为 275 kHz，品质因数为 38.91；将仿真得到的 MNG 基元内阻、等效电感、谐振频率、品质因数等参数代入式（1），得到两种 MNG 基元第 38 卷第 4 期陈伟华等基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统869图 8MNG 基元归一化磁化率幅值Fig.8MNG units normalized magneticsusceptibility amp
20、litude的等效磁导率曲线如图 9 所示。（a）MNG 基元 1（b）MNG 基元 2图 9MNG 基元的等效磁导率曲线Fig.9Equivalent permeability curves for MNG unitsMNG 基元 1 等效磁导率如图 9a 所示，基元 1处于 300 kHz 工作频率时，负磁导率约为-2.24，磁损耗约为 0.34；MNG 基元 2 等效磁导率如图 9b 所示，处于 300 kHz 工作频率下的负磁导率为-3.31，磁损耗约为 0.56。根据文献25研究可知，MNG 基元谐振频率前后的电流分布相反，为了验证本文设计的 MNG 基元具有负磁导率特性，分别对两种
21、基元在各自谐振频率前后的电流分布进行了仿真证明，如图 10 和图11 所示。（a）260 kHz（b）270 kHz图 10MNG 基元 1 电流分布Fig.10MNG unit 1 current distribution（a）270 kHz（b）280 kHz图 11MNG 基元 2 电流分布Fig.11MNG unit2 current distribution根据仿真结果可知，MNG 基元 1、2 分别在自身谐振频率前（260 kHz、270 kHz）和谐振频率后（270 kHz、280 kHz）产生电流反向现象，说明 MNG基元工作在大于自身谐振频率时会产生与原方向相反的磁力线，从而
22、使其具有负磁导率特性。2.3系统仿真试验参考美敦力公司生产的 G70 双核室心脏起搏器尺寸（44.7 mm47.9 mm7.5 mm），建立了用于心脏起搏器 MCR-WPT 系统的平面方形线圈模型，线圈尺寸为 40 mm32 mm0.5 mm，线径为 0.5 mm，间距为 20 mm。为了验证混合 MNG 阵列的聚磁特性，仿真对比了传统 MCR-WPT 系统与加入混合 MNG 阵列的MCR-WPT 系统的磁场分布，如图 12 所示。仿真结果表明，发射线圈与接收线圈间距20 mm 的情况下，传统 MCR-WPT 系统接收线圈附近磁场分布范围小、磁场强度低。加入混合 MNG阵列后，超材料的磁场折射
23、能力使得更多的磁力线穿过接收线圈，增强了线圈间的耦合效果，说明本870电 工 技 术 学 报2023 年 2 月（a）传统 MCR-WPT（b）加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT图 12传统 MCR-WPT 系统与加入混合 MNG 阵列的MCR-WPT 系统的磁场分布对比Fig.12Comparison of the magnetic field distributionbetween a conventional MCR-WPT system andan MCR-WPT system incorporating a hybrid MNG slab文提出的混合 MNG 阵列可以有效降低
24、MCR-WPT系统漏磁，提升系统传输效率。为了验证本文提出的混合 MNG 阵列提高 MCR-WPT 系统性能的同时具有较低的磁损耗，加入了基于单一 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统磁场分布对比仿真，如图 13 所示。（a）加入单一 MNG 阵列（1）（b）加入单一 MNG 阵列（2）图 13加入单一 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统磁场分布对比Fig.13Comparison of the magnetic field distribution ofthe MCR-WPT system with a single MNG slab仿真结果表明，加入 MNG 基元 1 构成的单一MNG
25、阵列（1）的 MCR-WPT 系统磁场分布如图 13a所示，虽然低损耗的 MNG 基元造成的系统磁损耗较小，但较低负磁导率的基元聚磁能力较弱，无法有效增强 MCR-WPT 系统的传输效率。加入 MNG基元 2 构成的单一 MNG 阵列（2）的 MCR-WPT 系统磁场分布如图 13b 所示，高负磁导率的 MNG 阵列可以提升系统传输效率，但较高的磁损耗导致自身感应出较大磁场，造成系统能量的浪费。当系统加入由两种基元构成的混合 MNG 阵列时，系统磁场分布如图 12b 所示，与加入单一 MNG 阵列（1）的系统磁场分布相比，接收线圈附近磁场强度更大，相较于单一 MNG 阵列（2）时自身磁损耗更低
26、，说明混合 MNG 阵列增强 MCR-WPT 系统传输性能的同时，具有较低的磁损耗。为了验证混合 MNG 阵列有利于增强 MCR-WPT系统的抗偏移能力，加入系统偏移仿真，根据文献26关于线圈偏移的研究可知，同轴线圈偏转角度在 60 以内时对系统传输效率影响较小，且对于植入式无线供电系统，线圈更容易发生水平位置偏移，因此本文主要研究非同轴水平偏移对系统传输性能的影响。根据谐振线圈尺寸，分别沿 x 轴、y 轴以及 x、y 轴对角线方向水平偏移自身尺寸一半距离，对比了线圈偏移情况下传统 MCR-WPT 系统与加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统磁场分布，如图14图 16 所示。根据仿真结
27、果可知，当接收线圈发生三种方向的水平偏移时，传统 MCR-WPT 系统线圈间耦合效果较弱。加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统由第 38 卷第 4 期陈伟华等基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统871（a）偏移 x 轴 20 mm（无 MNG）（b）偏移 x 轴 20 mm（有 MNG）图 14MCR-WPT 系统 x 轴偏移磁场分布对比Fig.14Comparison of the distribution of the magneticfield in the x-axis offset of the MCR-WPT system于超材料的倏逝波增强特性，为水平偏移情况下的
28、MCR-WPT 系统提供了增强的磁耦合，使得接收线圈附近磁场强度更大，解决了植入式无线供能设备水平偏移情况下传输效率低的问题，增强了系统的抗偏移能力。3人体安全评估3.1评估标准参考国际辐射防护指南（International Commission（a）偏移 y 轴 16 mm（无 MNG）（b）偏移 y 轴 16 mm（有 MNG）图 15MCR-WPT 系统 y 轴偏移磁场分布对比Fig.15Comparison of the distribution of the magneticfield in the y-axis offset of the MCR-WPT system（a）偏移
29、x、y 轴对角线（x=20 mm，y=16 mm）（无 MNG）（b）偏移 x、y 轴对角线（x=20 mm，y=16 mm）（有 MNG）图 16MCR-WPT 系统 x、y 轴对角线偏移磁场分布对比Fig.16Comparison of the diagonally offset magnetic fielddistribution in the x and y axes of the MCR-WPT systemof Non-Ionising Radiation Protection,ICNIRP）27以及辐射安全 IEEE C95.1 标准28可知，当人体暴露于300 kHz 电磁场时
30、，需要考虑电磁安全问题，主要包括体内电场强度和比吸收率（Specific AbsorptionRatio,SAR）。对于普通公众而言，300 kHz 系统工作频率下人体电场强度安全限制为 87 V/m，局部872电 工 技 术 学 报2023 年 2 月（头部与躯干）SAR 值安全限制为 2 W/kg。3.2人体模型搭建为了准确评估加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT系统安全性，使用 Ansys HFSS 软件导入人体上半身的三维模型，包括头部、心脏、皮肤、脂肪、肌肉等组织。根据文献29生物组织的介电特性计算了人体各组织 300 kHz 下的相对介电常数、电导率参数并导入人体上半身模型中，
31、具体参数见表 1。表 1300 kHz 下的人体组织参数Tab.1Human tissue parameters at 300 kHz人体组织相对介电常数r电导率/(S/m)头部1 569.40.145 2心脏4 577.00.254 7皮肤1 122.00.003 9脂肪50.10.446 7肌肉3 981.10.158 53.3人体电场强度与 SAR 值安全评估将接收线圈导入人体上半身三维模型，位于1 mm 皮肤、2 mm 脂肪和 5 mm 肌肉构成的胸部组织之下，同时将混合 MNG 阵列、发射线圈放置于体外自由空间，通过仿真获得在 300 kHz 系统工作频率下的人体电场强度分布与 SA
32、R 值分布，如图17、图 18 所示。图 17人体电场强度分布Fig.17Electric field strength distribution ofthe human body加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统在人体各组织产生的最大电场强度与 SAR 值见表 2，根据表 2 仿真数据可知，头部最大电场强度与 SAR 值仅为 0.362 4 V/m 和 0.000 03 W/kg，不会影响其正常功能。对于距离接收线圈较近的心脏组织，最大电场强度与 SAR 值分别为 2.572 V/m 和 0.000 93 W/kg，处于安全范围之内；对于直接与接收线圈接触的胸部组织，肌肉组织最大
33、电场强度与 SAR 值分别为41.500 5 V/m 和 1.161 10 W/kg，仍低于 ICNIRP 指南以及 IEEE 标准提出的电场强度与 SAR 值限制，图 18人体 SAR 值分布Fig.18Distribution of human SAR values表 2人体各组织最大电场强度与 SAR 值Tab.2Maximum electric field strength and maximumSAR values for human tissues人体组织Emax/(V/m)SARmax/(W/kg)头部0.362 40.000 03心脏2.572 00.000 93皮肤24.33
34、5 00.006 01脂肪24.921 10.229 57肌肉41.500 51.161 10符合人体安全标准。4实验验证4.1实验系统搭建根据 MNG 基元谐振原理及品质因数理论，通过匹配不同集总电容制作了两种谐振频率的 MNG基元，具体参数见表 3，由两种 MNG 基元构成的混合 MNG 阵列外接圆直径为 12.5 mm，如图 19 所示。图 19混合 MNG 阵列Fig.19Hybrid MNG slab为了检验混合 MNG 阵列的聚磁性能，搭建了心脏起搏器无线供能系统实验平台，如图 20 所示。该系统由直流电源、逆变模块、发射模块、接收模块、整流模块、负载、混合 MNG 阵列及测温模块
35、组成。同时为准确评估系统的安全性，加入模拟温第 38 卷第 4 期陈伟华等基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统873表 3MNG 基元参数Tab.3MNG units parameters匝数匝间距/mm铜宽/mm铜厚/mm等效电感/H等效内阻/m集总电容/nF基元 180.50.50.124.2912.614.9基元 213.8图 20实验平台Fig.20Experimental platform升实验，使用 1 mm 猪皮、2 mm 脂肪以及 5 mm 猪肉模拟人体胸部组织，使用2 mm亚克力板搭建了30 cm30 cm60 cm 的密闭空间减少外界环境的干扰。4.2实验结果分析4.
36、2.1系统性能实验本次实验使用逆变模块将直流电源 5 V、1A 的直流电转换为 300 kHz 交流电，通过发射线圈与接收线圈间的磁耦合进行无线电能传输，实验对比了传统 MCR-WPT 系统与加混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统在 20 mm 传输距离下的输入电压、电流和输出电压、电流，分别用 US、IS、UL、IL表示，线圈 20 mm 间距下有/无 MNG 的系统波形对比如图21 所示。实验结果表明，与传统 MCR-WPT 系统相比，加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统输出电压、电流明显增加，提升了系统的输出功率与传输效率。为了进一步检验混合 MNG 阵列的聚磁性能，本文
37、加入了发射线圈与接收线圈间距 16，24，28 mm（a）MCR-WPT 系统波形（无 MNG）（b）MCR-WPT 系统波形（有 MNG）图 21线圈 20 mm 间距下有/无 MNG 的系统波形对比Fig.21Comparison of system waveforms with/withoutMNG at 20 mm coil spacing情况下的对照实验，线圈 1628 mm 间距下系统性能对比如图 22 所示。图 22线圈 1628 mm 间距下系统性能对比Fig.22Comparison of system performance at 16 mm to28 mm coil sp
38、acing根据实验结果可知，随着两线圈间距的增加，混合 MNG 阵列聚磁效果越强，对 MCR-WPT 系统的传输性能提升越明显。加入混合 MNG 阵列后，系统输出功率从 0.190.81 W 增强至 1.021.67 W，系统传输效率从 8.53%43.15%提升至 40.78%57.32%。为了验证混合 MNG 阵列有利于提升 MCR-WPT系统的抗偏移能力，在两线圈间距 20 mm 情况下进行了系统抗偏移实验，对比了接收线圈分别沿 x 轴、y 轴以及 x、y 轴对角线水平偏移时，传统 MCR-WPT系统与加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统输入、输出波形，实验结果如图 23图 2
39、5 所示。接收线圈不同偏移情况下的 MCR-WPT 系统传输性能见表 4，根据实验对比可知，当系统接收线（a）偏移 x 轴 20 mm（无 MNG）874电 工 技 术 学 报2023 年 2 月（b）偏移 x 轴 20 mm（有 MNG）图 23系统 x 轴偏移波形对比Fig.23Comparison of system x-axis offset waveforms（a）偏移 y 轴 16 mm（无 MNG）（b）偏移 y 轴 16 mm（有 MNG）图 24系统 y 轴偏移波形对比Fig.24Comparison of system y-axis offset waveforms（a）x
40、 轴偏移 20 mm，y 轴偏移 16 mm（无 MNG）（b）x 轴偏移 20 mm，y 轴偏移 16 mm（有 MNG）图 25系统 x、y 轴对角线偏移波形对比Fig.25Comparison of system x and y-axis diagonaloffset waveforms圈发生 x 轴偏移、y 轴偏移以及 x、y 轴对角线偏移时，传输效率相较于未发生偏移的 MCR-WPT 系统传输效率分别下降了 13.9%、11.11%、22.15%。加入混合 MNG 阵列后，有效提升了系统的输出电压与输出电流，三种水平偏移情况下，系统的输出功率和传输效率分别提升 0.35 W、0.55
41、 W、0.64 W表 4MCR-WPT 系统线圈偏移实验结果Tab.4Experiment results of coil offset forthe MCR-WPT system偏移位置/mm无 MNG有 MNG输出功率/W 传输效率(%)输出功率/W 传输效率(%)x=200.4620.490.9135.54y=160.4223.280.9741.41x=20,y=160.2212.240.8632.81和 15.05%、18.13%、20.57%。降低了线圈偏移带来的系统漏磁，提升了 MCR-WPT 系统的抗偏移能力。4.2.2系统温升实验为了进一步检验加入混合 MNG 阵列的 MCR-
42、WPT 系统安全性，本文加入了模拟温升实验，在正常室温（26）下使用亚克力板搭建密封环境，将温度传感器置于猪肉组织与接收线圈之间，STM32单片机读取传感器采集间隔为 1 s 的温度信息，通过 HC12 蓝牙模块将温度数据上传至计算机端进行分析处理。传统 MCR-WPT 系统与加入混合 MNG阵列的 MCR-WPT 系统温升情况如图 26 所示。图 26MCR-WPT 系统温升对比Fig.26Comparison of temperature rise forthe MCR-WPT system根据人体生理学研究30，过高机体温度会造成人体神经系统受损、组织蛋白质变性，且人体温度长时间处于 4
43、0 以上时会危及生命安全，因此本文将 40 作为系统最高温度限制。通过模拟温升实验可知，传统 MCR-WPT 系统最大温升为 2.73，加入混合 MNG 阵列后，MCR-WPT 系统温度呈上升趋势，在 30 min 内系统最大温升为 3.49。考虑到实验无法模拟真实人体情况，皮肤散热及血管流通等机体活动都会降低系统充电时的组织温升，因此，模拟实验中组织 3.49 的最大温升不会对人体安全造成影响。第 38 卷第 4 期陈伟华等基于混合磁负超材料的心脏起搏器无线供能系统8755结论本文设计了一种应用于 300 kHz 心脏起搏器无线供能系统的混合 MNG 阵列，利用超材料的磁负特性增强 MCR-
44、WPT 系统的传输性能，通过仿真及实验验证了混合 MNG 阵列强聚磁、低损耗的特点，同时建立人体上身三维模型进行了系统安全评估，仿真计算了人体各组织的电场强度和比吸收率峰值，最后通过温升实验进一步验证系统安全性、可行性。本文主要内容及结论如下：1）根据 MNG 基元谐振原理、品质因数理论简化基元设计流程，设计了两种谐振频率的 MNG 基元，通过分析 MCR-WPT 系统漏磁情况以及基元负磁导率、磁损耗之间的关系，构建了具有两种负磁导率的混合 MNG 阵列，提升 MCR-WPT 系统性能的同时磁损耗较小。2）使用有限元仿真软件建立人体上身三维模型，进行人体组织电场强度、SAR 值安全评估。仿真结
45、果表明，加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT 系统人体组织电场强度峰值为 41.5 V/m，比吸收率峰值为 1.16 W/kg，低于国际辐射安全限制标准，验证了系统的安全性。3）搭建了基于混合 MNG 阵列的心脏起搏器无线供能系统实验平台，实验结果表明，两线圈间距1628 mm 情况下，系统输出功率从 0.190.81 W增强至 1.021.67 W，传输效率从 8.53%43.15%提升至 40.78%57.32%，随着线圈间距增加，混合 MNG 阵列对 MCR-WPT 系统性能提升越明显。因此本文提出的混合 MNG 阵列不仅可以用于心脏起搏器无线供能系统，同样适用于远距离的植入式医疗设
46、备（如胶囊内窥镜）无线供电系统。系统偏移实验结果表明，当距离发射线圈 20 mm 的接收线圈发生水平偏移时，加入混合 MNG 阵列的 MCR-WPT系统可以维持最低 0.86 W 输出功率和最低 32.81%的传输效率，提升了系统的抗偏移能力。最后进行了 30 min 模拟充电测试，系统最大温升为 3.49，符合人体安全标准，进一步验证了系统的安全性。本文提出的混合 MNG 阵列，为研究高传输效率、强抗偏移能力的植入式无线供能设备提供了一种新的设计思路，但提出的混合 MNG 阵列在仿真及实验验证时仅置于接收线圈与发射线圈中间位置，下一步将考虑研究混合 MNG 阵列在自由空间位置变化时对 MCR
47、-WPT 系统的影响，进一步优化系统性能。参考文献1Zhao Jinwei,Ghannam Rami,Yuan Mengyao,et al.Design,test and optimization of inductive coupledcoils for implantable biomedical devicesJ.Journalof Low Power Electronics,2019,15(1):76-86.2Abiri P,Abiri A,Packard R,et al.Inductivelypowered wireless pacing via a miniature pacema
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