基于人工心脏非对称线圈谐振式无线电能传输系统设计与研究

郑春生, 蒋 赢, 伏永浩

(上海电机学院 电气学院, 上海201306)

近年来,生物科学发展迅速,大量医疗设备兴起。其中,仿生制造的应用成为医疗领域新型治疗方案。例如人工心脏设备的研发,可以促进心脏缺陷患者的有效治疗。人工心脏有植入电池与经皮供能两种供能方式,植入电池最大缺点是电能传输不便,在电池电能耗尽时,必须对患者进行手术以更换体内电池,手术的高昂费用与所带来的身体疼痛给予患者双重痛苦。有线供能结构简单、供电可靠,然而患者体外连线的肌肉组织容易被感染,带来额外的健康风险,且电缆使患者的生活产生极大不便。传统型人工心脏装置采用体外经皮电缆实现供能;而无线供能则利用无线电能传输(Wireless Power Transfer,WPT)技术,通过将电能拾取设备植入到病人体内,电能发射设备在体外供电。WPT既无需使患者二次手术,降低感染风险,又增加了患者生活的便利性,提升生活质量。

在人工心脏的无线供能领域,国内外进行了广泛研究。Matsuki等[1]针对人体全植入式人工心脏经皮能量传输展开研究,使用了非晶磁纤维材料作为耦合线圈材料,采用螺旋绕制,此方案提高了传输效率并减少了系统工作温升。Miura等[2]针对发射装置偏置情况提出了一种新型的控制方法,调整人工心脏供能系统发射装置的谐振频率和软开关频率,以调节接收装置拾取电压。Asgari[3]、Waters[4]等利用FREE-D 法对人工心脏Heart Mate II[5-6]进行无线充电试验,加入一个额外线圈,样机效率为61%,并将其植入母猪体内,通过两个星期的观察实验,验证了电能植入设备在母猪体内可正常工作。

对于人工心脏无线电能拾取设备而言,耦合尺寸会被限制。同时为了得到良好的位置偏移性能,采用非对称的耦合机构线圈。朱亮等[7]着重研究了非对称耦合线圈在过耦合状态时产生的频率分裂,对频率分裂原因展开详细分析,并分析了非对称线圈耦合时其互感的影响因素,重点研究了对耦合因数的优化措施。方学林等[8]采用了四线圈的非对称耦合结构,探明了不同耦合因数以及品质因数(Q值)对WPT效率的影响趋势,得出线圈品质因数值和耦合系数的提高可使电能传输效率得到提升。谢民灿等[9]研究了空间螺旋型发射线圈与平面方形接收线圈之间的电能耦合传输,该非对称线圈相距22 cm,传输功率达到了36 W。尹建斌等[10]具体研究耦合机构尺寸对传输性能的影响,还得出耦合线圈内阻的增加和品质因数的提高可使频率分裂程度降低。另外,以电动汽车为应用对象,相距20 cm 时,55 cm 大小的线圈能使电能传输效果最好。其次天津工业大学的科研团队还做了一系列研究,其中包括非对称谐振式耦合参数的选择、控制方法的优化[11-15]。本文针对人工心脏的WPT系统,研究了非对称结构下耦合结构的偏置对线圈磁场分布以及传输效率的影响,并通过实验验证了其影响。

1 人工心脏WPT系统模型分析

采用非对称线圈磁耦合谐振式无线电能传输(Magnetic Coupled Resonant Wireless Power Transfer,MCR-WPT)作为人工心脏电能传输方案。图1为非对称谐振式无线供电的系统结构图。MCR-WPT系统包括射频电源、调谐部分、非对称耦合机构部分、整流部分以及电能拾取部分。线圈谐振,即工作在系统谐振频率,使阻抗达到最小,此时线圈间磁场强度最强,传输性能最优。随着谐振频率的增大,传输性能也会增强,达到MHz级别,相同的耦合线圈传输性能可得到明显提高。

图1 MCR-WPT系统框图

非对称MCR-WPT 系统,选用简单的串串型电路拓扑。图2 所示为等效电路图,其中RTX、LTX、CTX为TX线圈的电阻、电感与电容值,M为互感,RRX、LRX、CRX为RX线圈的电阻值、电感值与电容值,RL为功率负载电阻值,高频电源内阻以及线圈本身寄生电容忽略不计。为电源电压,令发射装置与接收装置电流为、。

图2 等效电路结构框图

发射装置阻抗:

接收装置阻抗:

式中:j为虚部单位;ω为角频率,ω=2πf,f为高频电源频率。

列写基尔霍夫电压定律:

根据式(3)求得发射、接收端电流为

得高频电源输入功率:

发射、接收端回路谐振时,两回路LTX(或LRX)线圈电压与其串联的谐振电容CTX(或CRX)电压矢量和为零。此时接收端回路电流达到最大值,则

计算得到接收端消耗功率:

传输效率为

由式(9)可知,效率η与负载阻值、发射与接收线圈内阻、频率、互感密切相关。

2 仿真分析

2.1 负载、互感对传输性能的影响

由第1节的计算分析可以得出,传输效率与传输功率的大小由负载电阻与互感共同决定。为了形象描述其关系,用Matlab软件绘制RL、M、η三维关系图,如图3所示。针对本文研究的非对称系统,仿真参数为:高频电源电压有效值15 V,工作频率50 k Hz,接收线圈电感LRX=34.41μH,阻值RRX=0.303Ω,发射线圈电感LTX=77.58μH,阻值RTX=0.547Ω,负载阻值RL范围设置为0～30Ω,互感M范围设置为0～30μH。

图3 三维图形下传输效率、负载与互感关系

由图3可知,M从0上升到30μH 时,传输效率η增大的幅度较大;而固定M值不变,RL从0上升到30Ω 时,η值基本不变。表明互感对传输效率的影响更为明显。

根据式(8),运用Matlab绘制RL、M、Pout三维关系图,如图4所示。

图4 三维图形下负载功率、负载与互感关系

由图4可知,负载阻值RL在范围内为某一特定值,M从0上升到30μH,负载功率Pout先增大后减小,且负载不同,M在范围内最大取值点不同。M为某一固定值时,RL从0上升到30Ω,Pout缓慢上升。

以上分析表明,M对非对称WPT系统传输效率与消耗功率的影响较大,M值将直接决定其传输性能。

2.2 基于磁场分布的Maxwell仿真

由文献[16]可知,影响圆盘型线圈互感的主要因素有平均尺寸、线圈匝数以及径向距离。

为了弄清圆盘型线圈偏置对互感的影响程度,进行基于Maxwell的磁场仿真。在Maxwell软件中建立圆盘非对称式线圈三维模型,圆心均位于z轴,大小线圈设置匝数为35与25。磁场仿真首先设置大小线圈的端面激励分别为3A 与1A,模拟传输过程中接收线圈能量低于发射线圈的情况。由人工心脏供电系统设计指标,将轴向默认距离设为10 mm,区域设置长宽300 mm,高1 600 mm的长方体,线圈线径设为1.76 mm,内径设为12 mm,区域内采用真空,线圈属性设置为Cu,场域设置为涡流场。

非对称线圈圆心同在z轴上的磁感应强度分布如图5所示,邻近线圈的磁感应强度B数值较大,呈z轴对称分布,线圈边缘处磁感应强度接近于0。

图6所示为电能在非对称线圈之间完成空间能量传输。线圈在50 k Hz时强烈耦合,磁场磁力线在线圈附近呈现螺旋状分布,具有方向性,由发射线圈经过空间区域到达接收线圈。x-z平面上,沿磁力线方向,磁场强度逐渐降低,可知发射线圈中心位置磁场强度最强,线圈边缘处磁场强度较弱。

图5 线圈同轴磁场分布

图6 非对称线圈磁力线分布

改变线圈之间z轴轴向间距,起始距离设置为10 mm,设置轴向偏移变量,仿真步长设为10 mm,变量范围设置为0～90 mm 之间。通过仿真得出互感值与轴向距离关系如图7所示。

从图7可以看出,两非对称线圈相距越远,其互感值越低,当相距60 mm 时,互感值降低到较低水平,仅5μH 左右,之后衰减速度缓慢。

再进行x-y平面线圈横向偏移仿真,圆盘线圈依旧平行。设置横向偏移距离变量,x正方向偏移量取正值,负方向取负值。z轴轴向间距距离10 mm恒定,通过涡流场仿真探明互感值随横向偏移距离的变化趋势。截取x-z平面,偏移20 mm时磁场分布如图8所示。

图8 横向偏移磁场分布

由图8可知,偏移距离20 mm,相比于图5,磁感应强度最大值相等,线圈偏移,磁场分布随之进行横向偏移。磁场传输方向主要沿着z轴。设置x轴横向偏移变量,以5 mm 为一个步长,在-30 mm～30 mm 偏移范围内进行仿真,负方向偏移量取负值。图9所示为互感值与横向偏移距离关系图。

图9 互感与横向距离关系图

由图9可知,图形呈对称关系。在x轴正反方向相同距离偏移,互感值也相同,表明圆盘线圈x轴偏移时互感无方向性。随着横向偏移距离增加,互感值下降速度逐渐加快,无横向偏移时互感值最大。

2.3 电磁联合仿真

通过电磁软件ANSYSEM 2019 R2的Maxwell模块建立线圈仿真模型,设置匝数、匝间距、导线直径、圆盘内径以及线圈空间位置,将画好的线圈封闭操作使电流流通,并设置仿真磁场类型,本次仿真于涡流场下进行。

频率扫描范围为50～160 k Hz,初始为50 k Hz,模型建立完成,之后设置线圈材料、解算域、电流激励。检查通过,进行仿真。仿真出电感值分别为LTX=77.87μH,LRX=35.05μH,以及互感值M=31.32μH。Maxwell线圈导入到Simplorer仿真界面,设置功率表测量发射与接收端的电能功率,可以直接得出电压、电流与功率。

US为有效值15 V的正弦电压,仿真参数如表1所示。通过仿真得到高频电源电压波形与接收装置负载电压波形,可直接得出电源电压的有效值为13.924 6 V。谐振后,初级回路电流有效值为1.477 2 A,接收端电流有效值为1.392 5 A。图10为高频电压与电流波形。

表1 系统仿真参数

图10 高频电压与电流

从图10可以看出,高频电源电压与电流波形相位相同,此时处于谐振状态,传输效果达到最佳,电压、电流的有效值分别为15 V 与1.48 A,得出电源功率达到22.16 W。负载电压、电流有效值为13.924 6 V与1.392 5 A,可得拾取输出功率为

效率为

体外对人工心脏供能时,发射线圈可能会发生位置偏置,分为轴向偏移、横向偏移与偏转,进而导致传输性能的变化。发射线圈大多贴合人体进行能量传输,较大概率会发生横向偏移。首先通过仿真探究横向偏移时传输效率的变化情况。x轴正反方向偏移时互感变化呈现对称性,简化流程,仅在x轴正方向上进行偏移,偏移范围在0～30 mm内,仿真步长设置为3 mm,进行传输效率的电磁联合仿真,偏移距离与效率关系如图11所示。

图11 横向偏移时的传输效率

由图11可知,沿着x轴偏移距离越大,传输效率越低。偏移12 mm内,效率变化平稳,超过12 mm,降低速度变快,超过25 mm,传输效率低于80%。

随后探究轴向偏移对传输效率的影响,将线圈沿着z轴正方向移动进行仿真。两线圈开始相距10 mm,并设置10 mm 步长,得出轴向间距与效率关系如图12所示。

由图12可知,轴向偏移以10 mm为步长,传输效率下降很快,相距30 mm,效率仅为70%左右。人工心脏佩戴患者在进行充电时,间距超过30 mm情况概率较小。将步长设置为2 mm 进行仿真,得出10～30 mm轴向间距与效率关系如图13所示。

由图13可知,线圈相距20 mm 内,距离增大,效率改变较小,相距12 mm 时达到最高效率;距离增大,效率依旧呈下降的趋势。

图12 轴向偏移时的传输效率

图13 轴向偏移0～20 mm时的传输效率

3 实验验证

3.1 实验装置

为了验证结论的正确性,建立了无线电能传输平台。其中包括两个直流源、LCR测量电桥仪、高频逆变器、等比例隔离变压器、非对称耦合机构、负载。逆变拓扑采用全桥高频逆变,选用110股、每股直径0.1 mm的利兹线绕制线圈,进行圆盘型缠绕。两线圈内径12 mm,发射与接收线圈分别设置为35、25匝。谐振电容采用CBB聚丙烯电容,发射端调谐部分采用104 J、223 J和133 J三电容并联,由于电容设计误差的存在,接收端调谐部分采用3个104 J电容、1个103 J电容进行并联,使实际电容值满足要求。频率采用50 k Hz,由DSP28335提供数字信号。负载定为10Ω,采用15 V直流供电。

3.2 验证比较

测定驱动芯片与MOS管功能正常后进行实验。主电路电源供电15 V,线圈轴向间距定为12 mm,驱动电路电源供电10 V,负载电阻用定值为10Ω 的滑动变阻器替代。无偏移时,示波器测得负载电压峰值Up约20 V,有效值为

负载损耗功率:

直流电源供电15 V 时,电流值为1.66 A,输出功率值24.9 W,实验传输效率:

多次改变偏移距离,分别测量不同偏移距离下的发射端电压电流与接收端电压,最终得出传输效率。图14所示为横向偏移实验时的传输效率图,图15为轴向偏移实验时的传输效率图。可见实验与仿真结果变化趋势吻合,因手工误差以及硬件电路损耗等问题,使得实验结果比仿真值低。

图14 横向偏移实验时传输效率

图15 轴向偏移实验时传输效率

由图15可知,为了使传输效率保持在较高水平,线圈轴向间距最好控制在22 mm 之内,而超过22 mm,效率值低于70%。

4 结 论

本文以人工心脏植入式医疗设备WPT 为背景,采用非对称耦合结构,对谐振式WPT 特性进行分析。此方案采用的接收线圈尺寸较小,便于患者体内植入。建立电路模型进行理论分析,通过仿真分析了负载与互感对传输功率与传输效率的影响。通过Maxwell进行磁场分布的仿真,得出线圈轴向偏移与横向偏移对互感的影响,并通过电磁联合仿真得出线圈横向偏移、轴向偏移对系统传输效率的影响。在此基础上设计了一套非对称式MCR-WPT实验装置,进行横向、轴向偏移实验。实验结果与电磁联合仿真结果吻合,为人工心脏WPT系统的设计与研究提供参考。