諧振式無線供能心臟起搏器多線圈無功屏蔽研究

陳偉華 劉宗旺 李政興 閆孝姮 錢 坤

（遼寧工程技術大學電氣與控制工程學院 葫蘆島 125000）

0 引言

由于植入式無線供能（Wireless Power Transmission,WPT）心臟起搏器技術能夠克服傳統式心臟起搏器更換植入單元引發的感染、排斥等諸多風險[1-4]，國內外學者對無線供能植入式器件展開了廣泛的研究[5-7]。眾多研究表明，磁耦合諧振式供能是植入式器件較為理想供能方式之一[8-9]。

為減弱WPT 系統充電過程中漏磁場對人體組織的電磁輻射，廣大學者對磁場屏蔽展開了大量研究，主要涉及材料屏蔽和線圈屏蔽兩方面。材料屏蔽的使用會在一定程度上減弱WPT 漏磁場，但存在渦流損耗、發熱嚴重、成本高等問題[10-20]，故不適用于植入式器件。

線圈屏蔽分為主動屏蔽與被動屏蔽。T.Campi 對主動屏蔽開展進一步研究[21-24]，但屏蔽線圈外界激勵源要時刻產生精確幅值、相位、方向的磁場以起到對準抵消的效果，從而產生屏蔽作用，因此主動屏蔽難實現且成本較高。被動屏蔽包括諧振式屏蔽與非諧振式屏蔽。非諧振式屏蔽雖然可減弱漏磁場但明顯降低了系統傳輸效率。楊慶新團隊展開了鄰近多系統間單線圈諧振式屏蔽研究[25]，其研究表明諧振式屏蔽線圈能夠減弱兩個WPT 系統電磁干擾，但不適用于植入式器件單個WPT 系統。韓國學者在電子數碼領域也開展了單線圈諧振式屏蔽研究[26-27]，但效率下降幅度較明顯。因此，可以開展多線圈諧振式電磁屏蔽研究，并將其應用在醫學植入式器件中，減弱漏磁對人體的影響，同時保證良好的傳輸效率。

本文提出了一種適用于心臟起搏器無線供能的多線圈諧振式無功屏蔽結構。該多線圈諧振式無功屏蔽結構是對以往的主動屏蔽和非諧振屏蔽做出的進一步改進。

多個屏蔽線圈以傳輸線圈的磁場作為激勵源，在屏蔽線圈中產生抵消磁場，屏蔽環內側產生與傳輸線圈同向磁場，屏蔽環外側產生與內側相反的磁場，進而抵消漏磁場且保證了良好的傳輸效率。與有源主動屏蔽相比，所提出的多線圈諧振無功屏蔽在磁場屏蔽及功率傳輸效率等方面具有更好的性能、更便捷的應用。與非諧振屏蔽相比，所提出的諧振無功屏蔽可調節匹配電容來調控屏蔽線圈的電流與相位，進而優化屏蔽磁場效果。

1 諧振屏蔽線圈原理分析

1.1 多線圈諧振無功屏蔽設計

本文提出的多線圈諧振式無功屏蔽結構如圖1所示，多線圈諧振式無功屏蔽以三環路屏蔽線圈為例展開分析。圖1 為三環路屏蔽線圈設計的拓撲結構，三環路屏蔽線圈由3 個1/3 圓環圍繞發射線圈外圍構成，每個環路均包含相應的匹配電容，構成諧振式無功屏蔽結構。多線圈諧振式屏蔽結構由多個相同環路組成，每個環路與傳輸線圈的磁場相互耦合，需要對多線圈諧振式屏蔽結構開展磁場研究。

圖1 三線圈諧振式屏蔽結構 Fig.1 Three-coil resonance type shielding structure

在無屏蔽的情況下，WPT 線圈周圍的磁場由發射線圈和接收線圈決定，在屏蔽線圈工作時，WPT線圈周圍的磁場由發射線圈、接收線圈及屏蔽線圈決定，磁通量對比如圖2 所示。

圖2 無屏蔽線圈WPT 系統磁通量相量圖和具有多線圈諧振式屏蔽結構的總磁通量相量圖 Fig.2 Phasor diagram of magnetic flux generated by WPT system w/o shield and w/including multi-coil resonant shielding structure

圖2 表示WPT 系統產生的磁場由發射和接收線圈的磁場之和決定。發射線圈和接收線圈磁通之間的相位差為90°，如圖2a 所示，因為傳輸線圈在工作頻率下諧振。當屏蔽線圈加入WPT 系統后，總磁場由發射線圈、接收線圈、屏蔽線圈產生的磁場疊加而成。多組屏蔽線圈在傳輸線圈產生的磁場激勵下產生抵消磁場，屏蔽線圈產生抵消磁場的相位和幅度由每個屏蔽線圈中的電流決定[23]。多線圈諧振式屏蔽的基本原理是內側線圈與WPT 系統保持同向，進而保證傳輸效率，外圍線圈產生的磁場與WPT 系統傳輸線圈產生的磁場方向相反，故線圈外側磁場能被抵消。圖2b 為具有屏蔽線圈的WPT系統總磁通量相量圖。

圖3 為在無屏蔽線圈下傳輸線圈產生磁場的橫截面圖。圖4 為諧振無功屏蔽線圈的磁場的橫截面圖。屏蔽線圈在傳輸線圈的磁場作用下，屏蔽回路產生感應電壓，電壓產生電流，電流在屏蔽線圈中產生抵消磁場。

圖3 傳輸線圈產生的磁場的橫截面圖 Fig.3 Cross-sectional view of the magnetic field generated by the transmission coil

圖4 諧振無功屏蔽線圈產生的磁場的橫截面圖 Fig.4 Cross-sectional view of the magnetic field generated by the resonant reactance shielding coil

在本文提出的屏蔽方法中，屏蔽線圈由印制電路板（Printed Circuit Board,PCB）制成，減少空間體積。以傳輸線圈產生的總磁場作為屏蔽線圈激勵源，屏蔽線圈連接諧振電容來調節屏蔽線圈電流的大小與相位，屏蔽線圈產生的感應磁場與傳輸線圈磁場方向相反。屏蔽線圈感應的磁場與傳輸線圈產生的總磁場相互抵消，削弱WPT 系統線圈間的近場磁耦合。本文對多組屏蔽線圈進行了結構、參數優化，使由于近場磁耦合造成的系統傳輸效率下降問題得到有效改善。

在WPT 系統發射線圈外圍放置多線圈諧振式屏蔽結構，多組屏蔽線圈與發射線圈共面且環繞發射線圈分布，在WPT 系統中放置不同線圈環路和不同匝數的多組屏蔽線圈結構，在不同環路和匝數的屏蔽線圈作用下，通過對比傳輸系統的外圍磁感應強度及傳輸效率，以及不同屏蔽線圈下系統中各線圈間的耦合系數，進而實現對多線圈諧振式屏蔽結構的優化。在數值仿真及實驗中搭建了由傳輸線圈和多線圈諧振式無功屏蔽結構組成的WPT 系統模型，分析不同屏蔽線圈的屏蔽效果、傳輸效率及溫升變化。

1.2 諧振無功屏蔽基本構成及屏蔽原理

多線圈諧振式屏蔽結構以WPT 系統傳輸線圈產生的磁場作為激勵源，屏蔽線圈產生相反的感應電動勢，進而減弱WPT 的漏磁場。本文提出一種多線圈諧振式無功屏蔽結構，降低心臟起搏器WPT 系統漏磁場對身體的影響，同時保證良好的傳輸效率，其基本工作原理如圖5 所示。

圖5 WPT 系統的等效電路模型 Fig.5 Equivalent circuit model of WPT system

多線圈諧振式無功屏蔽結構的WPT 系統等效電路模型如圖5a 所示。多線圈諧振式屏蔽結構由多個相同環路組成，每個環路由屏蔽電感Lsh、屏蔽寄生電阻Rsh、以及匹配和寄生電容Csh構成，屏蔽線圈阻抗決定了屏蔽線圈中電流的大小和相位，屏蔽線圈電流決定了屏蔽效率和傳輸效率，單個屏蔽線圈簡化電路模型如圖5b 所示。

在WPT 整體結構中，多線圈諧振式屏蔽結構相對于傳輸線圈是完全對稱的，發射線圈和接收線圈的結構是對稱的。因此，屏蔽線圈的電流都由相同的表達式描述。為了方便調控屏蔽線圈中電流的大小和相位，在屏蔽線圈環路中增加了匹配電容。

系統外圍的多線圈諧振式屏蔽結構受到WPT系統傳輸線圈產生的磁場激勵時，屏蔽線圈的感應電壓Vind為

式中，ω為傳輸系統的角頻率；B為傳輸線圈間的總磁感應強度；B0為射入單個諧振式屏蔽線圈的總磁通密度；S為單個諧振式屏蔽線圈的回路面積。

圓環中單個屏蔽線圈中的感應電流Ish為

式中，Zsh為單個屏蔽環路的電抗值；Lsh為單個屏蔽環路等效電感值；Csh為單個屏蔽環路的諧振電容值；Rsh為屏蔽環路電阻值。

基于屏蔽線圈的諧振頻率，考慮磁場的幅度和相位的總泄漏磁場，屏蔽線圈的諧振頻率應低于系統WPT 工作頻率以抵消漏磁場[28]。當屏蔽線圈諧振工作頻率略低于傳輸線圈工作頻率時，屏蔽線圈中的電流產生與入射磁場方向相反的磁場。故屏蔽線圈的諧振頻率應低于消除漏磁場的工作頻率。即

屏蔽線圈的阻抗可表示為

1.3 屏蔽線圈對WPT 系統的傳輸效率的影響

為了進一步研究多線圈諧振式屏蔽結構加入系統后對傳輸性能的影響，當多線圈諧振式屏蔽結構放置在傳輸線圈之間時，系統的等效電路模型如圖5a 所示。發射線圈由串聯補償電感L1、并聯補償電容C1、串聯電容C2、等效電感LTx構成；接收線圈包括等效電阻RL、等效電感LRx、串聯補償電容C3；諧振屏蔽線圈由等效電感Lsh、等效電阻Rsh、補償電容Csh構成。IS、IL、Ish分別為發射線圈、接收線圈、屏蔽線圈中的回路電流。

多線圈諧振式無功屏蔽結構相對于傳輸線圈完全對稱，以傳輸線圈及二環路屏蔽線圈結構為例進行原理分析，由基爾霍夫電壓定律（KVL）可得

聯立式（6）～式（8），求得系統傳輸效率表達式為

當多線圈諧振式屏蔽結構加入原有的WPT 系統時，各項結構參數均為定值。由式（9）可知，系統的傳輸效率主要影響因子仍是發射線圈與接收線圈互感，且呈反比關系；其次是屏蔽線圈與發射、接收線圈互感；最后是屏蔽線圈間的互感。由實驗結果可知，屏蔽線圈的加入對原諧振不產生影響，屏蔽線圈間互感的影響可忽略不計。

2 多線圈諧振式無功屏蔽磁場分析

2.1 數值仿真

2.1.1 模擬設置

在仿真平臺搭建由多線圈屏蔽結構及WPT 傳輸系統組成的模型，多個屏蔽線圈圍繞發射線圈分布，屏蔽線圈仿真結構包括單圓環、1/2 圓環、1/3圓環、1/4 圓環。三環路模型構造如圖6 所示，傳輸線圈工作頻率設置為150kHz，屏蔽線圈諧振頻率設置為145kHz，略小于WPT 系統的工作頻率，以獲得良好的屏蔽效果。屏蔽線圈中的感應電流Ish產生感應磁場Bsh，感應磁場Bsh與屏蔽線圈匝數N、線圈環路面積S有關。在WPT 系統基礎上，在仿真中設計了一種非諧振屏蔽線圈及九種不同匝數和環路的多線圈諧振式屏蔽結構。

圖6 三環路諧振屏蔽線圈的WPT 系統仿真模型 Fig.6 WPT system simulation model of 3-loop resonant shielded coil

在發射與接收線圈之間放置不同的屏蔽線圈，獲得WPT 系統傳輸效率及外圍磁通密度的變化，根據傳輸性能的高低及屏蔽線圈周圍磁場變化判斷屏蔽效果。

磁通密度觀察位置從線圈中心開始，以中心為原點建立直角坐標系，分別以r1=32mm、r2=35mm、r3=40mm、r4=45mm 為半徑作圓，以不同半徑的圓環作為磁通密度測量點，磁場測量點位與接收線圈共面，測量點位如圖7 所示。

圖7 磁場測量點位圖 Fig.7 Location map of magnetic field measurement point

仿真參數設計及各個方案參數見表1 和表2。

表1 WPT 線圈和屏蔽線圈的幾何參數 Tab.1 Geometric parameters of WPT coil and shielding coil

表2 不同設計方案諧振屏蔽線圈參數 Tab.2 Resonant shielding coil parameters of different design schemes

2.1.2 仿真結果分析

不同屏蔽方案下的WPT 磁場分布如圖8 所示，屏蔽線圈的存在均可在一定程度上抵消WPT 系統漏磁場，弱化總磁場幅值。

圖8 磁通密度分布的俯視圖結果對比 Fig.8 Comparison of top view results of magnetic flux density distribution

仿真結果表明系統的傳輸效率及屏蔽線圈外圍磁場變化，測量點位如圖7 所示，仿真結果見表3。非諧振屏蔽線圈傳輸效率降低較為明顯，其余方案傳輸效率降低幅度很小，而諧振無功屏蔽效果明顯優于非諧振屏蔽線圈。WPT 在各方案下效率對比見表3，在不同屏蔽參數下3 環-5 匝屏蔽效果最優，且傳輸效率僅衰減了0.992%，在距離中心點35mm 處，比無屏蔽系統磁通量密度最大降低了25.02%。WPT磁場屏蔽效果在所提出的諧振無功屏蔽中是較為明顯的，該多線圈諧振式屏蔽結構的設計與優化是有效的。

表3 磁場和傳輸效率對比 Tab.3 Comparison of magnetic field and transmission efficiency

2.2 實驗驗證

2.2.1 實驗系統搭建

諧振式無線供能心臟起搏器多線圈無功屏蔽實驗平臺搭建如圖9 所示，整個系統由電源、逆變模塊[29]、發射線圈模塊、接收線圈模塊、屏蔽線圈模塊、磁場測量模塊、測溫模塊、帶有鐵氧體薄膜鈦合金外殼、負載電阻構成。

圖9 實驗系統平臺 Fig.9 Experimental system platform

發射線圈與接收線圈傳輸間距為8mm，采用厚度為1mm 的鈦合金材料TC4 制作了一個尺寸為66mm×66mm×8mm 的金屬外殼，作為植入心臟起搏器的外殼。鈦合金外殼、線圈及屏蔽線圈大小均參考實際心臟起搏器大小[9]。此外本文設計采用容量為800mA·h 的鋰電池，額定充電電壓為3.7V，額定充電電流為200mA，考慮最大充電電壓為4.50V，因此充電功率Pbatt=1.8W，負載電阻為10Ω。真空和空氣、以及非磁性（包括生物組織）材料的磁導率相同[9,30]，故可用空氣簡單代替生物組織進行實驗驗證。

傳輸線圈與屏蔽線圈的尺寸和仿真參數一致，見表1、表2。實驗采用PCB 制作了相應的屏蔽線圈，實驗測量的九種屏蔽線圈耦合系數見后文，所采用的屏蔽線圈如圖10 所示，實驗線圈分別與表2中2～10 編號一一對應。實驗對比了九種參數下系統的磁感應強度、傳輸效率及系統中各線圈間的耦合系數及溫升。

圖10 九組實驗諧振屏蔽線圈 Fig.10 9 groups of experimental resonance shielding coils

LCC-C 補償網絡可以使WPT 系統在穩定諧振和高效率下運行，在諧振頻率150kHz 條件下設置補償參數。將鐵氧體薄膜置于接收端，經實驗測量得到傳輸線圈參數增益為1.7 倍，增益后參數設置見表4。

表4 WPT 傳輸線圈主電路參數 Tab.4 WPT transmission coil main circuit parameters

2.2.2 實驗結果分析

根據上述實驗分析可知，選取四組耦合方案進行屏蔽實驗分析，實驗配置編號分別為0/3/6/9，在相同條件下進行實驗驗證，實驗數據采集點位如圖7 所示，利用Origin 軟件生成磁場屏蔽效果如圖11所示。

圖11 諧振屏蔽線圈x-y 平面上的磁通密度 Fig.11 Magnetic flux density on the x-y plane of the resonant shielding coil

由圖11 可知，3 組諧振屏蔽線圈均在不同程度上減弱了線圈外圍以磁場的影響，同時降低了磁通密度最大值。在當前WPT 系統的配置前提下，2、3、4 環路屏蔽線圈中5 匝線圈屏蔽效果均優于其他兩匝線圈。

綜上所述，三組實驗中，3 環-5 匝屏蔽效果最優，距中心點35mm 處磁通量密度減小了20.22%。

在驗證實驗中，分別采集輸入/輸出的電壓與電流，電壓/電流波形如圖12 所示。

圖12 實驗采集電壓/電流波形 Fig.12 Experimental acquisition voltage/current waveformdiagram

諧振屏蔽線圈依次置于WPT 系統，根據圖11磁通量密度及圖12 電壓/電流波形。對不同方案的WPT 系統屏蔽效果、工作效率進行歸納分析，結果如圖13 所示。

圖13 實驗屏蔽效果及傳輸效率對比 Fig.13 Experimental shielding effect and transmission efficiency comparison diagram

WPT 系統各方案屏蔽線圈與傳輸線圈耦合系數見表5。由表5 可知，多線圈諧振式屏蔽結構的加入及多組屏蔽線圈參數改變不會改變系統中發射線圈與接收線圈間耦合系數，原系統的諧振狀態不因屏蔽線圈的加入而改變，屏蔽線圈與傳輸線圈的耦合系數隨屏蔽線圈匝數及環路數的增加而減小。放置屏蔽線圈時，2 環5 匝的傳輸效率減弱最為明顯，比無屏 蔽線圈時效率降低了3.69%；其中3 環-5 匝屏蔽效果最優且傳輸效率減小得最少，衰減效率為1.23%。

表5 WPT 系統各方案屏蔽線圈與傳輸線圈耦合系數 Tab.5 Coupling coefficient of shielding coil and transmission coil of each scheme of WPT system

實驗測量結果驗證了仿真分析中多線圈諧振式屏蔽結構的屏蔽效果、傳輸性能及優化結果的正確性。同時，為了進一步驗證多線圈無功屏蔽線圈對系統的屏蔽效果及傳輸性能，在驗證實驗中對WPT 系統中各線圈間的互感進行測量，根據互感計算公式計算出線圈間的耦合系數，其中L1、L2分別為各自不同電感值，M為兩線圈互感。不同方案各線圈耦合系數見表5，屏蔽線圈間耦合系數見表6。

表6 WPT 系統各方案屏蔽線圈耦合系數 Tab.6 Coupling coefficients of shielding coils of WPT system

3 人體模型安全評估

3.1 SAR 值評估

本文工作頻率為150kHz，需要考慮比吸收率對人體安全的影響。比吸收率SAR 定義為單位質量組織吸收功率的時間平均值，單位為W/kg。

式中，σ、ρ分別為人體組織電導率與密度；SAR 與電場強度E的二次方成正比。評估局部組織的SAR，通常在質量為10g 的人體組織上取平均值。據研究，4W/kg 是生物接收SAR 值的上限，ICNIRP2020 規定一般公眾接觸全身平均限制值為0.08W/kg，故本文選用0.08W/kg 作為評估標準[30]。

本文采用COMSOL 官網上人體半身模型作為基礎結構，在半身模型基礎上加入本文研究的諧振式無功屏蔽WPT 系統，開展體內安全評估。

圖14 為系統處于工作狀態30min 后的SAR 值分布，最高SAR 值點出現在接收線圈附近，其值為0.03W/kg，人體各部分組織的 SAR 值均滿足ICNIRP2020 準則安全標準。

圖14 人體組織SAR(W/kg)分布 Fig.14 SAR(W/kg) distribution of human tissue

3.2 電磁場與溫度場評估

由 ICNIRP2020 指南相關準則可知，當f=150kHz 時，人體內部電場強度峰值限制為87V/m。人體磁通密度峰值限制為2.7×10-5T[31]。在150kHz 頻率下，心臟起搏器熱源主要包括電磁熱與代謝產熱，在電磁輻射下，通過生物熱量方程來計算組織內的溫升[32]。對人體模型溫升的安全性研究方面，在歐洲標準中規定了有源植入式醫療器械溫度限制，其中有源植入式醫療器械外表面的加熱限制為不得超過正常體溫2℃以上[33]。在人體模型模擬溫度實驗時，將人體的初始溫度設置為36℃，考慮到人體組織發熱，充電效率以及患者的心理狀態變化，充電時間不宜過長，因此將充電時間設置為30min。

根據R.L.Mcintosh 等的計算結果設置人體組織參數特性及相關參數[34]，利用COMSOL 進行了溫度場分析。通過軟件模擬了充電30min，人體組織內部電場、磁通密度、溫度場分布如圖15～圖17 所示。

圖15 電場分布 Fig.15 Distribution of electric field

圖16 磁通密度分布圖 Fig.16 Distribution of magnetic flux density

圖17 溫度場分布 Fig.17 Distribution of temperature field

圖15～圖17 顯示了具有屏蔽結構的心臟起搏器無線供能系統在人體內部產生的電場、磁通密度、溫度場分布圖。在接收線圈附近電場強度、磁通密度、溫度場均達到最大值，電場強度為6.02V/m，磁通密度為2.08×10-5T，最高溫升為1.877℃。電場、磁場均低于ICNIRP 指南規定的限制標準，溫升低于植入式器件規定溫升限制，在人體組織加熱方面符合人體安全標準。故具有屏蔽結構的無線充電系統不會造成熱損傷，因此多線圈無功屏蔽的WPT 系統符合ICNIRP2020 指南準則標準。

3.3 溫度場實驗驗證

為驗證該系統溫升安全特性，在3 環-5 匝最優屏蔽線圈條件下，進行充電測溫實驗，將溫度傳感器置于接收線圈與鈦合金外殼之間，溫度采樣間隔為1s，圖18 所示為該系統充電30min 溫升數據采集圖。

由圖18 可知，實驗環境初始溫度為31.5℃，實驗測得最大溫升為1.01℃。相較于無線供能心臟監護系統溫升的研究[35]，本研究有效地降低了該系統磁場泄露，降低了人體組織溫升，提高了系統安全性。

4 結論

為最大限度降低漏磁場對人體組織的影響，本文在150kHz 條件設計了多線圈諧振式無功屏蔽心臟起搏器無線供能系統。在LCC-C 補償電路拓撲基礎上，對多組屏蔽線圈進行理論分析，建立了多種環路、不同匝數的仿真模型，通過對比三種屏蔽線圈下的磁通密度及效率，綜合確定最佳的屏蔽線圈結構。在屏蔽線圈的作用下，WPT 系統外側的磁場強度明顯降低，且保證了良好的傳輸性能。

實驗結果表明，采用多線圈諧振式無功屏蔽結構能在保證傳輸效率的同時顯著降低WPT 系統附近的磁場強度，以降低漏磁場對人體組織的影響。3 環-5 匝線圈為最優屏蔽結構，其屏蔽效果優于其他屏蔽線圈，在距離中心點35mm 處，磁通密度降低了20.22%，傳輸效率可達76.03%。通過實驗與數值模擬對該系統進行了人體模型溫度評估，在充電30min 過程中，電場強度為 6.02V/m、磁通密度2.08×10-5T、溫升為1.01℃，均符合國際安全標準。

本文為無線供能心臟起搏器電磁屏蔽研究提供了技術支持，在植入式器件應用中具有參考價值。本文所驗證實驗，僅為部分線圈環路與固定線圈尺寸，下一步可以考慮研究傳輸線圈與屏蔽線圈間參數、尺寸最佳關系，使磁場屏蔽效果得到進一步優化。