基于LCC-C的心脏起搏器无线充电线圈设计*

吕宣松, 潘庭龙

(江南大学 物联网学院,江苏 无锡 214122)

0 引 言

由于医疗技术的进步以及人口的老龄化,植入心脏起搏器的患者逐年增加,然而,植入式心脏起搏器采用一次性电池,寿命一般为10～12年[1],这取决于所使用的系统类型和频率。当电池电量即将耗尽,需要通过手术进行置换,这就给患者带来了手术风险与经济上的压力。作为一种无线电能传输技术,磁耦合谐振式无线电能传输通过近场区强耦合谐振实现能量的高效传输,为体内植入医疗装置的供电提供了有效途径[2]。

磁耦合谐振无线电能传输作为一种新型充电技术,是利用磁谐振原理,可以在中距离下具有较大的传输功率和传输效率[3]。对于双耦合线圈系统,当电源的角频率等于发射线圈和接收线圈的耦合谐振频率时,系统处于谐振状态。此时,大部分电磁能量可以在两个线圈之间传递,从而大大提高了传输效率。四种基本的磁耦合谐振拓扑结构为串—串(S-S)、串—并(S-P)、并—串(P-S)和并—并(P-P)[4]。由于串联补偿和并联补偿存在一些问题,研究者提出了更加优越的拓扑结构。文献[5]在整流器和发射线圈之间采用了LCL拓扑结构；文献[6]研究了LCC型拓扑结构的输出特性；文献[7]将电容而非电感与发送线圈串联建立了LCC-LCC拓扑结构,在电动汽车的充电实验中获得了很高的传输效率。为了分析双LCC拓扑结构的电路模型,双侧的内阻都被忽略。这减少了误差且适用于采用利兹线的双线圈耦合系统。然而,由于起搏器接收单元的植入空间有限,利兹线在体积和集成度方面并不比印刷电路板更具优势。因此,双LCC拓扑结构并不适用于起搏器无线电能传输系统。此外,植入体采用的电子元件需要尽可能的少,减小系统体积,流过接收线圈的电流也要很低。因此LCC-C拓扑结构对于心脏起搏器会是一个合适的选择。

1 模型建立与理论分析

目前,对于磁耦合无线电能传输系统的理论分析方法主要有耦合模理论和电路等效理论[8]。耦合模理论是从系统的能量角度进行分析,可以用来对多种谐振模式的物理系统进行理论分析,也可以用来分析共振线圈之间的耦合关系；电路等效理论是通过建立系统的等效电路模型,构建等效参数进行理论分析[9]。耦合模理论求解难度大且复杂,而电路等效理论求解难度小且更加直观,因此本文基于电路等效理论对LCC-C型传输模型进行分析。

1.1 系统传输模型

建立如图1所示的LCC-C型拓扑模型。

图1 LCC-C电路拓扑

互感耦合模型如图2所示。

图2 互感耦合模型

其中,-jωI3和-jωI2分别为一次侧、二次侧的感应电动势,ω为输入电压角频率。

1.2 系统输出功率与传输效率分析

根据等效电路可以列出KVL方程,由图2可得

(1)

将式(1)用矩阵形式表示,得

(2)

令

(3)

式中

则

(4)

设系统的输入功率和输出功率有效值分别为Pin和Pout,则由式(4)可得

(5)

(6)

因此,LCC-C耦合模型的传输效率为

(7)

由模型的输出功率和传输效率的理论表达式可以看出,Pout和η的是由多种因素共同决定的。但给定一组线圈,很多值便是确定的,只要改变其他几个参数,就会对系统产生影响。

2 线圈设计与仿真

2.1 线圈设计与调优

现在市场上的起搏器主要是以美敦力为主,代表着整个行业的最高水平。起搏器的尺寸长度在42.9～52.3 mm内,宽度一般在40.2～45.4 mm,高度为7.5 mm。因为起搏器内电池会占据大概1/2的空间,因此接收线圈的尺寸可以控制在25 mm×25 mm的范围内。

在HFSS中对传输系统进行建模,线圈结构如图3所示。本文采用圆形平面螺旋线圈,材料为铜,其中din为线圈内径,dout为线圈外径,w为线圈宽度,s为线圈间隔,线圈匝数表示为n。

图3 线圈俯视图

设发射线圈按图3的尺寸为dtx_out,dtx_in,s1,w1,n1,接收线圈尺寸为drx_out,drx_in,s2,w2和n2。利用MATLAB对各个参数进行扫描,可以得到较佳的线圈物理尺寸,具体调优流程图如图4所示。

图4 线圈优化流程图

首先初始化基于植入式心脏起搏器和印刷电路板(printed circuit board,PCB)加工工艺的相关常量和约束条件。设置接收线圈最大外径drx_out为25 mm,传输距离d为10 mm,工作频率f为300 kHz,PCB板厚度TS为1.5 mm,真空磁导率μ0为4π×10-7H/m,PCB敷铜厚度Tc为35 μm,空气相对磁导率μr为1,铜电阻率ρc为1.78×10-8Ω/m。

在300 kHz的工作频率下,对线圈进行调优,发现在线圈系统较优的范围内,接收线圈的尺寸对系统的性能的影响不大,所以固定接收线圈的相关参数,依次得到发射线圈和接收线圈的设计参数。具体参数为：发射线圈和接收线圈的线圈匝数都为4；外径分别为45 mm和23 mm；内径分别为7 mm和4 mm；线圈间隔分别为4 mm和0.5 mm；导线宽度分别为3 mm和1.5 mm。

2.2 建 模

在HFSS环境下采用参数化设计方法[10],表2给出了线圈设计参数,建立如图5(a)所示HFSS线圈系统模型。图5(b)中,给发射线圈添加LCC拓扑,通过新建矩形,并设置RLC边界,设置电容和电感的值,最后与激励连接。系统设置参数包括：f=300 kHz,Lf=2.82 μH,Cf=99.8 nF,L1=16.21 μH,L2=11.73 μH,Cf=99.8 nF,Cf=99.8 nF,U1=16 V。

图5 HFSS线圈系统模型

因为植入式心脏起搏器采用经皮充电,接收线圈安置于起搏器外壳内部,因此发射线圈产生的能量需经过皮肤组织、脂肪组织以及一层起搏器外壳才能被接收线圈感应。在HFSS中,创建多个矩形块来分别代表皮肤组织、脂肪组织和起搏器外壳。皮肤层与起搏器外壳层设置为1 mm,脂肪层设置为2 mm。

由于人体各组织的介电常数不同,需要对各部分组织分别进行设置,参照文献[11]计算得到频率为300 kHz时的数值如下：皮肤、脂肪和起搏器外壳的相对介电常数分别为5 226.9,64.1和5；电导率分别为0.406 9,0.043 6和2.38×106。

2.3 仿 真

设置好边界条件与激励方式后,将中心频率为300 kHz,扫描范围为240～360 kHz,对图5(a)线圈模型进行求解,并对相应参数进行仿真,查看线圈性能。

图6为线圈的S参数仿真结果,S11越小越好,一般要求S11<-20 dB。由图7可见,优化前线圈谐振点位于296 kHz处,这与期望的中心工作频率300 kHz还存在差距。通过Optimetrics优化设计后,线圈模型在中心频率300 kHz时达到谐振,且S11达到最小,满足线圈要求的S11指标。

图6 线圈的S11参数

此时发射线圈与接收线圈相距8 mm,300 kHz处发生谐振,耦合系数达到了0.7。

以传统的S-S型拓扑结构为例,在相同的线圈模型下并且已充分调谐后,采用LCC-C型拓扑的线圈模型与采用S-S型拓扑的线圈模型的传输效率如图7所示。当线圈距离较近,S-S型拓扑的传输效率要高于LCC-C型拓扑；而当距离增加,在线圈相距5 ～12 mm左右时,LCC-C型拓扑的传输效率明显优于S-S型拓扑；当距离进一步增加,两种拓扑的传输效率都急剧下降。最大效率值能达到91 %,这是由于计算过程中只计算了耦合谐振部分,而忽略了输入交流电源中内阻及发射、接收线圈的等效电阻值。考虑到发射线圈与接收线圈之间有皮肤与起搏器外壳的阻隔,线圈之间的距离需要大于4 mm,该距离要求下LCC-C要优于S-S模型。

图7 传输效率对比

线圈间距保持在8 mm,给模型添加变化负载。LCC-C型拓扑与S-S型拓扑的传输效率以及输出功率随负载的变化关系如图8所示。

图8 考虑负载情况下的传输效率与输出功率对比

如图8(a)所示,随着负载的增加,采用LCC-C 型拓扑的线圈模型的传输效率一直呈上升趋势；反观采用S-S型拓扑的传输模型的传输效率先增长后下降。而由图8(b)所示,随着负载的变化,LCC-C型拓扑的线圈模型的输出功率都要高于S-S型拓扑。

3 结 论

本文建立的植入式心脏起搏器LCC-C型MCR-WPT系统,设计了线圈参数并进行了调优,加入了模拟人体皮肤与起搏器外壳的结构,探讨了LCC-C模型与传统S-S模型的传输功率与传输距离的关系以及在负载变化的情况下两种模型在传输效率和输出功率方面的表现。研究表明：1)采用LCC-C型拓扑的线圈模型在经过优化后可以达到0.7的耦合系数,传输效率最高可以达到91 %。LCC-C拓扑在线圈相距5～12 mm时,传输效率明显优于S-S拓扑。2)随着负载的增加,两种模型的传输效率呈先增后减趋势。而随着负载的变化,LCC-C拓扑的输出功率都要高于S-S拓扑。

3)对于植入式心脏起搏器,LCC-C拓扑在负载阻值不能过小的情形下,系统的传输效率和输出功率会保持在一个良好的范围。