一种经皮无线供能系统

谢 岳， 沈鹏飞， 蒋晓丽

(中国计量大学 机电工程学院， 杭州 310018)

人工心脏是终末期心衰患者的重要治疗方式，它能够显著提高心衰患者的生存率和生活质量[1].人工心脏通常采用拖缆供电方式，但拖缆会引起术后感染，并且长期使用时拖缆会发生断裂，经皮无线供能(TET)技术能很好地解决拖缆供电存在的问题[2].经皮无线供能通过体外发射线圈和体内接收线圈之间传输电能[1,3].考虑到人体体内空间有限及人体胸腔组织厚度，体内线圈通常采用直径小于70 mm的平面螺旋线圈，传输距离为10～15 mm[3].典型的人工心脏供电电压为24 V，所需功率范围为8～20 W，体内备用电源电池需10 W左右的充电功率，因此经皮无线供能系统通常需要提供30 W的总输出功率[4-6].经皮无线供能系统有3种工作状态，即外部电源同时为人工心脏供电和体内电池充电、外部电源只为人工心脏供电这两种无线供电工作状态，以及体内电池为人工心脏供电的体内有线供电工作状态.

经皮无线供能系统发射回路的交流电源主要有E类功率放大器、推挽逆变器、自激振荡型逆变器和全桥逆变器[3,7].全桥型逆变器虽然开关管数量多，驱动电路较为复杂，但其性能对器件参数依赖性较小，输出功率大效率高[3].经皮无线供能系统接收电路的整流电路主要有倍压整流器、倍流整流器、E类整流器和全桥整流器[8-9].倍压整流器可以成倍地升高电压，但整流器中的二极管需要承受的反向电压较大[8].倍流整流器可以提高输出电流，但电感的存在增大了整流器的体积[9].E类整流器只需一个二极管，但二极管的电压和电流应力比上述整流器更大且设计复杂.全桥整流器的二极管电压和电流应力小且设计简单，因此较多采用[10].由于接收电路需植入体内，对发热损耗要求非常严格，所以通常采用同步整流技术来降低整流器的损耗[3].此外，经皮无线供能系统的负载为电机和电池，因此希望系统输出电压能保持恒定，并且在负载及传输距离发生变化时输出电压恒定.通常可以通过调节发射回路DC/DC变换器的占空比来保持输出电压恒定[11].也可以改变发射回路交流电源的工作频率实现恒压控制[12].由于需要医疗检测数据传输，植入式医疗设备通常都会带有无线通信，所以恒压控制中发射回路和接收回路的无线通信无需另外实现[4].

为保证人体组织不受热损伤，希望经皮无线供能系统效率高损耗小.但是不同文献给出的效率数据很难直接比较，因为存在不同的工作条件，并且效率的含义也有可能不相同，比如有的文献仅给出了发射线圈与接收线圈之间无线电能的传输效率，而有的文献给出的是从发射回路直流电源到接收回路直流输出端口之间的整机效率[3-5, 9].对于经皮无线供能系统的整机效率，根据近期文献数据整理结果表明，现有系统整机效率范围为61%～89%[11].但这些效率指标通常是在某个传输距离及上限负荷条件下得到的，由于缺少传输距离和负载变化时的效率数据，系统总体工作效率得不到完整体现.

另一方面，经皮无线供能系统工作时会对人体产生危害，主要体现在热效应和电激效应两个方面：热效应用单位质量人体组织吸收的能量值，即比吸收率(SAR)评估；电激效应用电场强度(E)评估[13].人体组织温度达到41 ℃以上时，会导致组织热损伤，危害人体健康[14].国际非电离辐射安全委员会(ICNIRP)电磁辐射设计导则、IEEE Std C95.1—2005标准规定了SAR和E等参数的评估标准，目前对于SAR的研究主要以仿真建模为主[15].通过对生物体内组织的电流密度和电场强度的仿真研究，可以分析经皮无线供能系统对人体组织产生的电激效应[13].

目前，国内外技术人员研究的经皮无线供能系统在性能和安全性等方面存在许多问题.文献[14,16]中分别通过LCC-C补偿网络和参数优化提高了系统的传输效率，但系统输出功率太小.文献[9, 17]通过发射回路逆变器频率或脉宽调制实现系统恒压输出，但未考虑优化效率.文献[2]提出了一种四闭环控制系统，分别通过调节发射回路逆变器输出电压、工作频率和补偿电容控制系统输出电流，并提高整机效率，不过没有进行实验验证.文献[18]将经皮能量传输系统放入猪体内，来验证系统的热安全性能，但是实验难以区分热量是由电路损耗产生还是由于生物组织吸收电磁场能量产生的.文献[15]建立了人体电磁仿真模型，验证了高频电磁场产生的SAR低于限值，不过没有研究温升和电激效应.

此外，各类变换器及无线供能系统中广泛采用的能量注入等控制方法能实现系统的恒压输出和效率提升，这些方法可以在经皮无线供能系统研究中借鉴，文献[19]针对buck和boost工作模式下的变压器隔离式双有源桥式双向DC-DC变换器，提出在重载、中载和轻载3个不同负载区间内分别采用连续脉冲方波、正负脉冲宽度调制波及能量注入方法提高运行效率，其中轻载时采用的能量注入方法通过间歇性输出脉冲方波实现对输出端电容的充电.文献[20-21]提出了一种基于发射回路能量注入及自由谐振双工作模式动态切换的控制方法，该方法通过系统输出电压的直接反馈来控制工作模式的切换，从而有效地完成对输出电压的控制，避免了无线供电非线性系统的复杂建模及控制设计.本文针对一种经皮无线供能系统进行研究，设计了基于能量注入的变频恒压控制方法，在负载变化时采用能量注入方法实现系统的等效重载高效率无线供能，同时利用系统电压增益与工作频率之间的单调性变化关系，在传输距离发生变化时通过变频控制保持恒压输出.该系统采用全桥逆变器及全桥整流器，整流器采用同步整流技术，同步双向DC/DC变换器实现体内电池的充放电.通过电路分析得到系统特性函数，并且分析了能量注入控制方法与系统输出电压纹波的数学关系，同时建立了基于STM32F103微处理器和氮化镓半桥功率器件LMG5200的实验系统，并得到了实验结果.最后通过多物理场仿真软件COMSOL建立了由皮肤层、脂肪层和肌肉层组成的人体组织模型，并进行了最大负荷下的人体组织安全性仿真研究，仿真结果表明各项数据均小于限值.

1 系统原理

1.1 原理分析

经皮无线供能系统电路如图1所示，它主要由全桥逆变器、发射线圈、接收线圈、补偿网络、同步整流器、同步双向DC/DC变换器和电池组成， 全桥逆变器由开关管Q1～Q4和二极管D1～D4构成，同步整流器由开关管Q5～Q8、二极管D5～D8和电容Co构成，同步双向DC/DC变换器由开关管Q9和Q10、二极管D9和D10、电感Lb和电容Cb构成；L1、L2和M分别为发射线圈、接收线圈的自感以及两线圈间的互感，r1和r2分别为发射线圈和接收线圈的电阻，C1和C2分别为发射回路和接收回路的补偿电容，人工心脏和体内电池分别等效为电阻RL和Rb，Uin为直流电源电压，U1和I1分别为全桥逆变器的输出电压和电流，U2、I2和Io分别为同步整流器的输入电压、输入电流和输出电流，Ub、Ib和Is分别为同步双向DC/DC变换器电池侧电压、电流和非电池侧电流，Uo为系统输出电压.由图1可得：

(1)

图1 经皮无线供能系统电路图Fig.1 Circuit of wireless TET

式中：ω为工作角频率；Re为整流器的等效输入电阻.当电池不充电时Re=8RL/π2，充电时Re为

(2)

式中：d1为同步双向DC/DC变换器的占空比.根据式(1)可以分别得到系统电压增益GV、电流增益GI和传输效率η：

ωMRe{[r1(r2+Re)+(ωM)2-X1X2]2+

(3)

(4)

(5)

式中：

X1=ωL1-1/(ωC1)
X2=ωL2-1/(ωC2)

发射回路输入阻抗Zin为

(6)

1.2 变频恒压和效率优化方法分析

根据式(3)～(5)可以得到如图2所示的无线供能系统的特性曲线图(f为工作频率)，特性曲线计算采用体内外平面螺旋线圈直径70 mm，传输距离10～15 mm，人工心脏功率5～20 W，电池充电功率10 W，谐振频率160 kHz的经皮无线供能系统典型技术指标[3].

该系统的输入及输出电压分别设定为20 V和24 V，即电压增益GV=1.2.当传输距离变化引起互感M变化，以及负载从5 W到30 W变化时，输出电压需保持恒定.从图2(a)可见，在谐振频率左右两个区域电压增益与工作频率之间呈单调递增或递减关系，因此可以通过变频实现GV=1.2的恒压控制.当工作频率大于谐振频率时,根据式(6)可得发射回路输入阻抗Zin的相角大于0，此时逆变器可工作在软开关状态.并且从图2(b)可见，传输效率随工作频率增加而增大，因此选择右边区域进行变频恒压控制.另一方面，从图2(b)可见，负载越大传输效率越高，当工作频率大于180 kHz、负载30 W且传输距离10～15 mm变化时传输效率可达93%以上，且效率曲线平坦.因此采用能量注入法进行无线电能传输，即以最大功率30 W进行间歇性的无线电能传输，通过调节能量注入占空比来匹配不同的负载.图2(c)所示为30 W负载下的电压增益GV和电流增益GI随工作频率变化的曲线图，从两条实线的电压增益GV曲线可见，GV=1.2时的工作频率范围在185～190 kHz之间.两条虚线的电流增益GI曲线表明，GI的变化范围为0.55～0.8之间，因此发射回路电流I1的变化范围较小.此外，如图3所示，在30 W负载及选定工作频率范围内发射回路的补偿电容C1和发射线圈的端电压均不超过75 V，接收回路的补偿电容C2和接收线圈的端电压均不超过50 V.

图2 系统特性曲线图Fig.2 Curves of system characteristics

图3 线圈及电容电压曲线图Fig.3 Voltage curves of capacitances and coils

1.3 能量注入的变频恒压控制方法

当负载为30 W时，系统高效率运行，这里采用能量注入技术来控制整流器的等效输入电阻，使系统只在负载为30 W时无线传输电能.能量注入波形如图4所示，其中T为逆变器工作周期，d2为能量注入占空比，Tc为能量注入控制周期.系统存在两种运行模式：模式 I 中，开关管对Q1和Q4、Q2和Q3交替导通，U1超前于I1，逆变器工作于软开关状态，此时，由其向负载供能同时为电容Co充电，输出电压持续上升，系统处于能量注入状态；模式 II 中，开关管Q1～Q4全部关断，逆变器不为负载供能，此时主要由电容Co为负载供能，输出电压持续下降，系统处于能量耗散状态.在模式 I 中系统负载为30 W，模式 II 中系统不传递电能.

图4 能量注入的变频恒压控制波形图Fig.4 Wave diagram of energy injection variable frequency constant voltage control

理想情况下输入功率P为

(7)

(8)

(9)

由式(9)中可以看出，系统的输出电压纹波仅与模式 II 持续时间和时间常数ReCo有关，模式 II 持续时间越短，时间常数ReCo越大，输出电压纹波越小.但是实际工作时，d2和Re会随工作条件的变化而变化，无法确定.因此，可以通过设置控制周期Tc和电容Co来满足输出电压纹波的要求.图5为ΔUo随等效输入电阻变化的纹波系数曲线图，其中图5(a)为控制周期Tc固定时不同电容Co下的曲线，图5(b)为电容Co固定时不同控制周期Tc下的曲线，从图中可以看出，电容Co越大，控制周期Tc越小，输出电压纹波越小.但是电容Co的增大会导致系统体积的增大，而控制周期Tc越小则单个控制周期内可供通断控制的逆变器工作周期数Tcω/(2π)越小.因此，在满足输出电压纹波需求的情况下，应尽量减小电容Co并选择较大的控制周期Tc.

图6为能量注入变频恒压控制方法的程序流程图，由图中可见，该方法首先通过电压和电流传感器检测得到系统的输出电压Uo和电流Io，然后将信息通过无线通信反馈至发射回路微处理器，同时监测Uin，计算得到能量注入占空比d2和电压增益GV，利用定时器调节d2，若GV大于期望电压增益1.2，则按预设的调节值增大工作频率f，反之则减小f.通过以上方法，可以实现系统的效率优化和恒压输出.

图5 输出电压纹波系数图Fig.5 Coefficient of output voltage ripple

图6 程序流程图Fig.6 Program flowchart

图7 实验系统图Fig.7 Experimental system

2 实验验证

为了对图1所示的经皮无线供能系统进行可行性验证及性能测试，搭建了如图7所示的发射回路和接收回路均采用STM32F103微处理器的实验系统，其中逆变器和同步双向DC/DC变换器由3个氮化镓半桥功率器件LMG5200构成，LMG5200由两个具有15 mΩ超低导通电阻的GaNFET及其驱动芯片组成，同步整流器由两块CEM6088L芯片及同步整流驱动芯片STSR30构成，CEM6088L芯片中MOSFET的低导通电阻为18 mΩ，D1～D4及D9、D10采用型号为SR260的肖特基二极管，D5～D8采用型号为SS34的肖特基二极管，体内电池选用4节3.7 V/1 300 mA的锂电池，发射线圈和接收线圈均为28匝、直径69 mm的平面螺旋线圈，线圈由300股0.04 mm的利兹线绕制而成，系统谐振频率为160 kHz，双向DC/DC变换器工作频率为40 kHz，电源直流电压20 V，系统的其他物理参数如表1所示.根据式(9)，在满足输出电压纹波小于±2%的要求下，选择电容Co为220 μF，控制周期Tc为0.2 ms，为简化实验，采用线性隔离光耦HCNR200代替无线通信反馈信号.

表1 系统物理参数Tab.1 Physical parameters of system

图8所示为基于能量注入变频恒压控制方法的无线供能系统的实验波形，图8(a)为传输距离15 mm、20 W和5 W人工心脏负荷条件下系统的输出电压Uo和同步整流器输出电流Io波形，图8(b)为传输距离10 mm、30 W最大负荷(20 W人工心脏负荷加上10 W体内电池充电负荷)和20 W人工心脏负荷条件下的Uo和Io波形.在对体内电池充电时同步双向DC/DC变换器运行在同步Buck电路工作模式，通过控制占空比实现对电池的恒流恒压充电.由图8(a)和图8(b)可见，在人工心脏最大和最小负荷、不同的传输距离及电池充电状态下，系统都能有效地输出24 V的期望电压，同时在负荷发生变化时输出电压能在10 ms内快速回归到期望值.由图1及图8(b)可见，在最大负荷30 W时电流Io包含了20 W人工心脏负荷电流和同步双向DC/DC变换器在同步Buck运行状态下的充电电流Ib.图8(c)所示为传输距离为10 mm、负载20 W时能量注入控制方式下全桥逆变器的输出电压U1和电流I1的波形图，此时能量注入占空比为0.64.图8(d)所示为同步整流器开关管漏源极电压UDS及其驱动信号USR波形，当UDS变低(二极管导通)时USR马上升高，开关管导通实现同步整流；当UDS变高之前USR变为低电平，使开关管关断以防止同步整流器上下桥臂直通.图8(e)所示为同步整流电路的二极管电流ID波形以及与该二极管并联的功率开关管电流IDS波形，可见在正弦半波导通的过程中，当二极管导通时开关管导通，半波导通即将完成时开关管关断而二极管续流，符合图8(d)中的驱动逻辑.图8(f)和8(g)所示为传输距离10 mm、负载25 W(15 W人工心脏负荷加上10 W体内电池充电负荷)以及传输距离15 mm、负载15 W时系统输出电压纹波波形，由图可见，在不同传输距离、负荷和电池充电状态下纹波均小于±2%，满足实验要求，验证了理论的有效性.图8(h)和8(i)所示分别为双向DC/DC变换器电池侧在10 W电池充电(体外无线供电)和20 W电池放电(体内有线供电)时4个工作周期的端口电流和电压波形.图8(j)所示为双向DC/DC变换器非电池侧在20 W和5 W放电(体内有线供电)时的端口电压和电流波形.由以上图可见，同步双向DC/DC变换器能够为体内电池提供较稳定的充电电压和电流，同时能为人工心脏负载提供24 V的期望电压，并且在负载发生跳变时，输出电压能够在短时间内快速回归期望值.

图9所示为不同传输距离和负载情况下，系统控制参数的理论值和实验值的对比图.由图可见，能量注入占空比与输出功率呈正比，当负载变化时，调节能量注入占空比，使系统保持在30 W负载下以高效率传输能量，工作频率基本不变；由图2(a)及图9(a)可见，当传输距离变化时，系统电压增益特性改变，因此需调节工作频率使输出电压恒定.逆变器和同步整流器开关管上存在压降，因此实际工作频率小于理论值.另外，发射线圈和接收线圈可能存在较小的径向偏移，但径向偏移与线圈轴向距离变化对系统特性的影响是一致的，均表现为线圈互感变化对系统特性的影响，限于篇幅本文不作研究.

图8 经皮无线供能系统实验波形Fig.8 Experimental waveforms of wireless TET system

图9 控制参数曲线图Fig.9 Curve of control parameter

图10所示为不同传输距离下无线供电以及体内电池有线供电时整机效率随负荷变化的曲线图，图中实线代表采用能量注入变频恒压控制方法，虚线代表采用变频恒压控制方法.由图可见，无线供电时整机效率随负荷的增大而提高，30 W负荷下15 mm和10 mm传输距离时整机效率分别达到83%和90%左右，此时体外逆变器、体内同步整流电路、双向DC/DC变换器、发射线圈和接收线圈均损耗一定的能量.而体内电池有线供电时只有同步双向DC/DC变换器损耗能量，所以供电效率很高，最大效率可以达到95%以上.在整个负载变化范围内，采用能量注入变频恒压控制方法时的整机效率能基本保持恒定，且能量注入变频恒压控制方法明显优于变频恒压控制方法，特别是在低负荷区域，5 W负荷和15 mm传输距离时整机效率提升了25%.

3 人体组织安全性仿真实验

经皮无线供能系统工作时发射线圈和接收线圈会产生高频电磁场，它对人体组织带来的危害主要体现在热效应和电激效应两个方面，热效应可以用单位质量人体组织吸收的能量值SAR评估，电激效应用电场强度E评估，且SAR=σ|E|2/ρ，其中σ和ρ分别为人体组织的电导率和密度.由国际非电离辐射安全委员会(ICNIRP)制定的电磁辐射设计导则可知，160～200 kHz范围内E和SAR的限值分别为21.6 V/m和2 W/kg.图11所示为利用多物理场仿真软件COMSOL建立的人体组织模型，该模型由皮肤层、脂肪层和肌肉层组成，发射线圈紧贴皮肤表面，接收线圈平行放置在距离发射线圈10 mm的脂肪层，各层组织的介电常数ε、电导率σ和密度ρ如表2所示[13,22].

图11显示了人体组织电场强度分布仿真结果，此时系统负载功率设定为30 W.由图可见，皮肤层、脂肪层和肌肉层中的最大电场强度分别为13.8 V/m、12.5 V/m和8.9 V/m，其中最大电场强度出现在发射线圈下方的皮肤层.通过E计算可以得到皮肤层、脂肪层和肌肉层中SAR最大值分别为16.9 mW/kg、7.5 mW/kg和27.2 mW/kg.仿真结果表明由该经皮无线供能系统产生的高频电磁场对人体组织的危害处于安全范围之内.

图11 人体组织电场强度分布图Fig.11 Electric field intensity distribution of human tissue

高频电磁场的热效应和线圈发热会导致人体组织温度升高，当人体局部组织达到41 ℃时，会导致组织热损伤.利用上述人体组织模型和Pennes热传递模型进行人体组织温升的仿真研究，图12所示为仿真30 min后温度达到稳定时人体组织的温度分布结果，仿真过程中设定人体温度为37 ℃，空气温度为30 ℃，经皮无线供能系统负载为30 W.由图可见，皮肤层、脂肪层和肌肉层中的最大温度值分别为38.8 ℃、37.9 ℃和37.5 ℃，人体组织各处温度均小于41 ℃，且都留有一定的安全裕量.

图12 人体组织温度分布图Fig.12 Temperature distribution of human tissue

4 结语

TET技术解决了缆线供电时的伤口感染问题，提升了患者的生活质量.本文研究的经皮无线供能系统主要由逆变器、耦合线圈、同步整流器、同步双向DC/DC变换器和体内电池组成，该系统可由体外电源无线供电，也可以由体内电池直接供电.基于电路理论分析得到了系统的电压增益、电流增益和传输效率函数，并据此进行能量注入变频恒压控制，使得系统效率高及输出电压在传输距离和负荷变化时保持恒定.搭建了实验系统，发射回路和接收回路均采用STM32f103C8T6微处理器和LMG5200等超低导通电阻功率器件，实验结果验证了在不同传输距离和负荷条件下系统能实现无线恒压供电，整机效率达到83%以上，体内电池有线供电时最大效率达到95%.利用多物理场仿真软件COMSOL建立了由皮肤层、脂肪层和肌肉层组成的人体组织模型，在此基础上进行了人体组织安全性仿真研究，仿真结果表明在最大负荷条件下，高频电磁场在人体组织内产生的最大电场强度和SAR分别为13.8 V/m和27.2 mW/kg，最高温度为38.8 ℃.