基于混合磁負超材料的心臟起搏器無線供能系統(tǒng)

陳偉華 侯海濤 閆孝姮 陳宏強 葉智權

（遼寧工程技術大學電氣與控制工程學院 葫蘆島 125000）

0 引言

心臟起搏器作為一種常見的植入式電子醫(yī)療設備，當內(nèi)置電源耗盡時，需要進行二次手術更換，給患者帶來一定的安全隱患[1-2]及經(jīng)濟負擔。磁耦合諧振式無線電能傳輸技術（Magnetically-Coupled Resonant Wireless Power Transfer,MCR-WPT）的出現(xiàn)，為解決心臟起搏器持續(xù)供電問題提供了新方案，近年來受到廣泛關注[3-5]。為了提升MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸效率和抗偏移能力，國內(nèi)外學者開展了大量研究，包括改變線圈結構[6-7]、增加補償拓撲[8-9]、調(diào)節(jié)系統(tǒng)諧振頻率[10]和加入電磁超材料[11-12]等方式。

超材料作為一種新興的電磁介質(zhì)，在光學、電磁學等學科受到廣泛關注，包括變換光學[13]、隱形斗篷[14]、磁共振成像[15]等具體應用。電磁超材料周期性結構產(chǎn)生的LC 諧振可以匯聚發(fā)射線圈與接收線圈之間的磁場，增強線圈間的耦合效果，有利于提高MCR-WPT 系統(tǒng)的傳輸距離和效率。相較于目前MCR-WPT 系統(tǒng)傳統(tǒng)的抗偏移方法，如閉環(huán)控制技術[16]、改善補償網(wǎng)絡[17]及優(yōu)化磁耦合機構[18]等，超材料在提升MCR-WPT 系統(tǒng)抗偏移能力上具有獨特的優(yōu)勢，利用超材料的磁場折射能力[19]，無需增加繁瑣的控制手段和復雜的磁耦合機構即可提升MCR-WPT 系統(tǒng)的抗偏移能力，極大地降低了系統(tǒng)復雜度以及制作成本，更適合應用于植入式無線供能系統(tǒng)。

傳統(tǒng)超材料陣列諧振頻率高、體積大，難以應用于低頻段（kHz）植入式無線供電設備。為了降低電磁超材料的諧振頻率，W.C.Chen 等將雙層反向金屬螺旋印刷于FR-4 基板兩面，通過增加基元的等效電感降低自身諧振頻率，設計了諧振頻率為8.94 MHz 的電磁超材料[20]。Gong Zhi 等在此基礎上通過加入集總電容代替基元自身較低的匝間電容，采用一維堆疊的方式將超材料的諧振頻率降低至kHz 頻段，但一維堆疊方式增加了超材料陣列的體積，限制了其在MCR-WPT 系統(tǒng)中的應用[21]。Y.Cho 等設計了一種薄型印制電路板（Printed Circuit Board,PCB）超材料，使用1.6 mm 雙層PCB 基板構成超材料基元，一維平面結構減小了超材料陣列的體積，但由單一基元構成的超材料陣列負磁導率唯一，無法根據(jù)MCR-WPT 系統(tǒng)漏磁情況進行有規(guī)律的聚磁[22]。Y.Cho 等介紹了一種具有負磁導率和零磁導率的混合超材料陣列，對系統(tǒng)不同位置的磁場產(chǎn)生兩種折射角度，進一步提升了系統(tǒng)的傳輸性能，但對于發(fā)射線圈和接收線圈難以實現(xiàn)同軸對準的植入式無線供能設備，中間零磁導率的超材料基元在接收線圈偏移情況下的聚磁能力較弱[23]。

因此，本文提出了一種具有兩種負磁導率的混合磁負超材料（Mu-Negative,MNG）陣列，并將其應用于300 kHz 的心臟起搏器無線供能系統(tǒng)。通過研究MNG 基元的諧振原理及品質(zhì)因數(shù)理論，設計了兩種諧振頻率的MNG 基元，根據(jù)MCR-WPT 系統(tǒng)漏磁情況及基元負磁導率和磁損耗之間的關系構成混合MNG 陣列，使其在300 kHz 工作頻率下具有兩種負磁導率，提升MCR-WPT 系統(tǒng)性能的同時最大限度降低引入混合MNG 陣列帶來的磁損耗。

1 磁負超材料原理及特性

1.1 超材料電磁特性

超材料周期性的細棒結構和裂環(huán)諧振腔結構使其具有負介電常數(shù)和負磁導率這兩種罕見參數(shù)；根據(jù)介電常數(shù)ε和磁導率μ的極性可將材料分為四類，材料分類示意圖如圖1 所示。雙正材料（Double-Positive,DPS）即為常規(guī)材料，其ε和μ參數(shù)同為正，當材料的ε和μ參數(shù)某一種為負或同時為負時則稱其為超材料，根據(jù)超材料兩種參數(shù)的極性可分為電負超材料（Epsilon-Negative,ENG）、磁負超材料（MNG）和電磁超材料（Double-Negative,DNG），本文提出的兩種負磁導率的混合超材料陣列是根據(jù)MNG 基元設計的。

圖1 材料分類示意圖Fig.1 Schematic diagram of materials classification

典型MNG 的等效磁導率曲線如圖2 所示，實部對應MNG 的磁場折射能力，虛部對應自身諧振結構導致的磁損耗，提高基元品質(zhì)因數(shù)可以增加諧振頻率處等效磁導率的收斂速度，在MNG 工作頻率區(qū)間，負磁導率與磁損耗隨著頻率增加而降低，因此選擇合適的諧振頻率與品質(zhì)因數(shù)，有利于得到高負磁導率和低磁損耗的MNG 基元。

圖2 典型MNG 的等效磁導率曲線Fig.2 Equivalent permeability curves for a typical MNG

1.2 MNG 基元設計

根據(jù)MNG 基元的諧振原理，本文通過調(diào)整基元結構，降低金屬螺旋內(nèi)阻等方式改善了基元品質(zhì)因數(shù)，降低了基元的諧振頻率，MNG 基元結構如圖3 所示。

圖3 MNG 基元結構Fig.3 MNG unit structure diagram

使用六邊形FR-4 基板作為基元底板，組成的MNG 陣列結構穩(wěn)定且面積利用率高，將雙層反向金屬螺旋分別印刷于FR-4 基板兩面，金屬螺旋最外圈通過過孔串聯(lián)得到更大的等效電感，最內(nèi)圈通過過孔與集總電容串聯(lián)，使用集總電容代替基元自身較低的匝間電容，通過調(diào)整集總電容參數(shù)可以得到不同諧振頻率的MNG 基元。

根據(jù)文獻[21]可知，MNG 等效磁導率表達式為

式中，χm為等效磁化率；μ0為真空磁導率；Sk為第k圈金屬螺旋所圍成的面積；Lf為基元等效電感；Vt為基元體積；ω0為諧振角頻率；Q為品質(zhì)因數(shù)。

根據(jù)超材料的品質(zhì)因數(shù)理論[24]，定義MNG 基元參數(shù)，F(xiàn)由基元尺寸、結構、封裝密度等因素決定；通過增加螺旋金屬覆蓋面積、降低基元體積等方式，可以有效提高F參數(shù)，結合式（1）可知，MNG 基元屬性（負磁導率、磁損耗）主要受基元F參數(shù)及品質(zhì)因數(shù)Q的影響。定義超材料等效磁化率實部χr= Re(χm)，虛部χi=Im(χm)分別 為

由此可得超材料磁化率損失切線公式為

通常情況下，超材料工作頻率僅高于自身諧振頻率5 %～10 %左右，即ω0/ω≈ 1；且期望磁損耗盡可能低，。因此可將超材料磁化率損失切線近似為

綜上所述，由式（5）可根據(jù)MNG 基元F參數(shù)以及品質(zhì)因數(shù)Q簡化基元設計流程，例如，設計基元的負磁導率實部μr=-2（χr=-3），磁化率損耗切線值為0.1（即χi=0.3），控制參數(shù)FQ≈ 30即可滿足設計條件。

1.3 混合MNG 陣列設計

本文提出的混合MNG 陣列由μr=-2 和μr=-3的兩種MNG 基元構成，基元負磁導率越大，對磁場折射能力越強同時帶來的磁損耗也越高，基元1（μr=-2 ）平面如圖4a 所示，θ1為對水平磁場的折射角度，基元2 平面（μr=-3 ）如圖4b 所示，θ2為對水平磁場的折射角度，其中θ2＜θ1＜ 0 。

圖4 兩種不同負磁導率的MNG 基元Fig.4 Two MNG units with different negative permeabilities

根據(jù)MNG 等效磁導率曲線可知，基元處于工作頻率時，自身負磁導率越大，對磁場的匯聚作用越強，同時對系統(tǒng)造成的磁損耗也越高。因此本文根據(jù)MCR-WPT 系統(tǒng)不同位置漏磁情況，使用兩種負磁導率的基元構成混合MNG 陣列，其系統(tǒng)示意圖如圖5 所示。對于系統(tǒng)漏磁相對較小的中心位置使用磁損耗較低的MNG 基元1，系統(tǒng)漏磁較大的外圍使用聚磁能力較強的MNG 基元2，增強MCRWPT 系統(tǒng)傳輸效率、抗偏移能力的同時，最大限度降低引入MNG 陣列造成的磁損耗。

圖5 基于混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)示意圖Fig.5 Schematic of the MCR-WPT system based on a hybrid MNG slab

2 基于混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)

2.1 MCR-WPT 系統(tǒng)等效電路模型

為了驗證混合MNG 陣列的聚磁特性，本文選取串聯(lián)-串聯(lián)（Series-Series,S-S）拓撲結構的MCRWPT 系統(tǒng)作為研究對象，系統(tǒng)等效電路如圖6 所示。通過互感模型理論對系統(tǒng)各電路元件進行等效建模，得到系統(tǒng)傳輸功率、傳輸效率等參數(shù)與相關元件的關系。系統(tǒng)發(fā)射模塊和接收模塊的線圈電感、諧振電容、等效電阻分別用L1、C1、R1和L2、C2、R2表示，發(fā)射線圈和接收線圈之間的互感系數(shù)用M12表示，電源激勵、電源內(nèi)阻和負載電阻分別用us、Rs、RL表示。

圖6 S-S 拓撲結構的MCR-WPT 系統(tǒng)等效電路Fig.6 Equivalent circuit diagram of an MCR-WPT system in S-S topology

設系統(tǒng)發(fā)射模塊、接收模塊電抗分別為X1、X2，根據(jù)基爾霍夫定律列出回路電流、電壓和各等效元件參數(shù)之間的關系式為

求解式（6）可得回路電流i1、i2分別為

MCR-WPT 系統(tǒng)處于諧振狀態(tài)時，X1=X2=0，由式（7）可得輸入功率Pin及輸出功率Pout表達式分別為

MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸效率η表達式為

根據(jù)式（9）、式（10）可知，MCR-WPT 系統(tǒng)的輸出功率、傳輸效率主要由諧振角頻率ω0，線圈互感系數(shù)M12，發(fā)射線圈，接收線圈，負載，電源阻值R1、R2、RL、Rs決定；當系統(tǒng)的線圈結構、諧振頻率及負載確定時，影響MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸性能的主要因素為線圈互感系數(shù)M12，MNG 的磁場折射能力可以匯聚發(fā)射線圈與接收線圈之間的磁場，增加線圈之間的互感系數(shù)M12，提升MCR-WPT 系統(tǒng)的傳輸距離、傳輸效率及抗偏移能力。

2.2 MNG 基元仿真

使用有限元分析軟件Ansys 構建MNG 基元模型，如圖7 所示，F(xiàn)R-4 基板外接圓直徑為48 mm，將雙層反向金屬螺旋鋪于FR-4 基板兩面，最外圈通過過孔連接，最內(nèi)圈通過集總電容串聯(lián)，銅線寬度與匝間距為0.5 mm，厚度約為0.1 mm，匝數(shù)為8匝，實現(xiàn)MNG 基元的高電感與低阻抗。

圖7 MNG 基元模型Fig.7 MNG unit model diagram

使用Ansys 仿真軟件計算上述MNG 基元模型的等效電感、等效電阻等參數(shù)，在激勵端口加入Lumped Port 激勵，仿真得到基元導納的頻率特性。通過改變集總電容大小，得到兩種諧振頻率的MNG基元。根據(jù)超材料品質(zhì)因數(shù)等效理論可知，基元的歸一化導納對應自身歸一化磁化率，兩種MNG 基元歸一化磁化率曲線如圖8 所示。

根據(jù)圖8 仿真結果可知，MNG 基元1 的諧振頻率約為265 kHz，品質(zhì)因數(shù)為35.18；MNG 基元2的諧振頻率約為275 kHz，品質(zhì)因數(shù)為38.91；將仿真得到的MNG 基元內(nèi)阻、等效電感、諧振頻率、品質(zhì)因數(shù)等參數(shù)代入式（1），得到兩種MNG 基元的等效磁導率曲線如圖9 所示。

圖8 MNG 基元歸一化磁化率幅值Fig.8 MNG units normalized magnetic susceptibility amplitude

圖9 MNG 基元的等效磁導率曲線Fig.9 Equivalent permeability curves for MNG units

MNG 基元1 等效磁導率如圖9a 所示，基元1處于300 kHz 工作頻率時，負磁導率約為-2.24，磁損耗約為0.34；MNG 基元2 等效磁導率如圖9b 所示，處于300 kHz 工作頻率下的負磁導率為-3.31，磁損耗約為0.56。

根據(jù)文獻[25]研究可知，MNG 基元諧振頻率前后的電流分布相反，為了驗證本文設計的MNG 基元具有負磁導率特性，分別對兩種基元在各自諧振頻率前后的電流分布進行了仿真證明，如圖10 和圖11 所示。

圖10 MNG 基元1 電流分布Fig.10 MNG unit 1 current distribution

圖11 MNG 基元2 電流分布Fig.11 MNG unit2 current distribution

根據(jù)仿真結果可知，MNG 基元1、2 分別在自身諧振頻率前（260 kHz、270 kHz）和諧振頻率后（270 kHz、280 kHz）產(chǎn)生電流反向現(xiàn)象，說明MNG基元工作在大于自身諧振頻率時會產(chǎn)生與原方向相反的磁力線，從而使其具有負磁導率特性。

2.3 系統(tǒng)仿真試驗

參考美敦力公司生產(chǎn)的G70 雙核室心臟起搏器尺寸（44.7 mm×47.9 mm×7.5 mm），建立了用于心臟起搏器MCR-WPT 系統(tǒng)的平面方形線圈模型，線圈尺寸為40 mm×32 mm×0.5 mm，線徑為0.5 mm，間距為20 mm。

為了驗證混合MNG 陣列的聚磁特性，仿真對比了傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)與加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)的磁場分布，如圖12 所示。

圖12 傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)與加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)的磁場分布對比Fig.12 Comparison of the magnetic field distribution between a conventional MCR-WPT system and an MCR-WPT system incorporating a hybrid MNG slab

仿真結果表明，發(fā)射線圈與接收線圈間距20 mm 的情況下，傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)接收線圈附近磁場分布范圍小、磁場強度低。加入混合MNG陣列后，超材料的磁場折射能力使得更多的磁力線穿過接收線圈，增強了線圈間的耦合效果，說明本文提出的混合MNG 陣列可以有效降低MCR-WPT系統(tǒng)漏磁，提升系統(tǒng)傳輸效率。

為了驗證本文提出的混合MNG 陣列提高MCRWPT 系統(tǒng)性能的同時具有較低的磁損耗，加入了基于單一MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)磁場分布對比仿真，如圖13 所示。

圖13 加入單一MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)磁場分布對比Fig.13 Comparison of the magnetic field distribution of the MCR-WPT system with a single MNG slab

仿真結果表明，加入MNG 基元1 構成的單一MNG 陣列（1）的MCR-WPT 系統(tǒng)磁場分布如圖13a所示，雖然低損耗的MNG 基元造成的系統(tǒng)磁損耗較小，但較低負磁導率的基元聚磁能力較弱，無法有效增強MCR-WPT 系統(tǒng)的傳輸效率。加入MNG基元2 構成的單一MNG 陣列（2）的MCR-WPT 系統(tǒng)磁場分布如圖13b 所示，高負磁導率的MNG 陣列可以提升系統(tǒng)傳輸效率，但較高的磁損耗導致自身感應出較大磁場，造成系統(tǒng)能量的浪費。當系統(tǒng)加入由兩種基元構成的混合MNG 陣列時，系統(tǒng)磁場分布如圖12b 所示，與加入單一MNG 陣列（1）的系統(tǒng)磁場分布相比，接收線圈附近磁場強度更大，相較于單一MNG 陣列（2）時自身磁損耗更低，說明混合MNG 陣列增強MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸性能的同時，具有較低的磁損耗。

為了驗證混合MNG 陣列有利于增強MCR-WPT系統(tǒng)的抗偏移能力，加入系統(tǒng)偏移仿真，根據(jù)文獻[26]關于線圈偏移的研究可知，同軸線圈偏轉角度在60°以內(nèi)時對系統(tǒng)傳輸效率影響較小，且對于植入式無線供電系統(tǒng)，線圈更容易發(fā)生水平位置偏移，因此本文主要研究非同軸水平偏移對系統(tǒng)傳輸性能的影響。根據(jù)諧振線圈尺寸，分別沿x軸、y軸以及x、y軸對角線方向水平偏移自身尺寸一半距離，對比了線圈偏移情況下傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)與加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)磁場分布，如圖14～圖16 所示。

圖14 MCR-WPT 系統(tǒng)x 軸偏移磁場分布對比Fig.14 Comparison of the distribution of the magnetic field in the x-axis offset of the MCR-WPT system

圖15 MCR-WPT 系統(tǒng)y 軸偏移磁場分布對比Fig.15 Comparison of the distribution of the magnetic field in the y-axis offset of the MCR-WPT system

圖16 MCR-WPT 系統(tǒng)x、y 軸對角線偏移磁場分布對比Fig.16 Comparison of the diagonally offset magnetic field distribution in the x and y axes of the MCR-WPT system of Non-Ionising Radiation Protection,ICNIRP）[27]以

根據(jù)仿真結果可知，當接收線圈發(fā)生三種方向的水平偏移時，傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)線圈間耦合效果較弱。加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)由于超材料的倏逝波增強特性，為水平偏移情況下的MCR-WPT 系統(tǒng)提供了增強的磁耦合，使得接收線圈附近磁場強度更大，解決了植入式無線供能設備水平偏移情況下傳輸效率低的問題，增強了系統(tǒng)的抗偏移能力。

3 人體安全評估

3.1 評估標準

參考國際輻射防護指南（International Commission及輻射安全IEEE C95.1 標準[28]可知，當人體暴露于300 kHz 電磁場時，需要考慮電磁安全問題，主要包括體內(nèi)電場強度和比吸收率（Specific Absorption Ratio,SAR）。對于普通公眾而言，300 kHz 系統(tǒng)工作頻率下人體電場強度安全限制為 87 V/m，局部（頭部與軀干）SAR 值安全限制為2 W/kg。

3.2 人體模型搭建

為了準確評估加入混合MNG 陣列的MCR-WPT系統(tǒng)安全性，使用Ansys HFSS 軟件導入人體上半身的三維模型，包括頭部、心臟、皮膚、脂肪、肌肉等組織。根據(jù)文獻[29]生物組織的介電特性計算了人體各組織300 kHz 下的相對介電常數(shù)、電導率參數(shù)并導入人體上半身模型中，具體參數(shù)見表1。

表1 300 kHz 下的人體組織參數(shù)Tab.1 Human tissue parameters at 300 kHz

3.3 人體電場強度與SAR 值安全評估

將接收線圈導入人體上半身三維模型，位于1 mm 皮膚、2 mm 脂肪和5 mm 肌肉構成的胸部組織之下，同時將混合MNG 陣列、發(fā)射線圈放置于體外自由空間，通過仿真獲得在300 kHz 系統(tǒng)工作頻率下的人體電場強度分布與SAR 值分布，如圖17、圖18 所示。

圖17 人體電場強度分布Fig.17 Electric field strength distribution of the human body

圖18 人體SAR 值分布Fig.18 Distribution of human SAR values

加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)在人體各組織產(chǎn)生的最大電場強度與SAR 值見表2，根據(jù)表2 仿真數(shù)據(jù)可知，頭部最大電場強度與SAR 值僅為0.362 4 V/m 和0.000 03 W/kg，不會影響其正常功能。對于距離接收線圈較近的心臟組織，最大電場強度與SAR 值分別為2.572 V/m 和0.000 93 W/kg，處于安全范圍之內(nèi)；對于直接與接收線圈接觸的胸部組織，肌肉組織最大電場強度與SAR 值分別為41.500 5 V/m 和1.161 10 W/kg，仍低于ICNIRP 指南以及 IEEE 標準提出的電場強度與SAR 值限制，符合人體安全標準。

表2 人體各組織最大電場強度與SAR 值Tab.2 Maximum electric field strength and maximum SAR values for human tissues

4 實驗驗證

4.1 實驗系統(tǒng)搭建

根據(jù)MNG 基元諧振原理及品質(zhì)因數(shù)理論，通過匹配不同集總電容制作了兩種諧振頻率的 MNG基元，具體參數(shù)見表3，由兩種MNG 基元構成的混合MNG 陣列外接圓直徑為12.5 mm，如圖19 所示。

表3 MNG 基元參數(shù)Tab.3 MNG units parameters

圖19 混合MNG 陣列Fig.19 Hybrid MNG slab

為了檢驗混合MNG 陣列的聚磁性能，搭建了心臟起搏器無線供能系統(tǒng)實驗平臺，如圖20 所示。該系統(tǒng)由直流電源、逆變模塊、發(fā)射模塊、接收模塊、整流模塊、負載、混合MNG 陣列及測溫模塊組成。同時為準確評估系統(tǒng)的安全性，加入模擬溫升實驗，使用1 mm 豬皮、2 mm 脂肪以及5 mm 豬肉模擬人體胸部組織，使用2 mm 亞克力板搭建了30 cm×30 cm×60 cm 的密閉空間減少外界環(huán)境的干擾。

圖20 實驗平臺Fig.20 Experimental platform

4.2 實驗結果分析

4.2.1 系統(tǒng)性能實驗

本次實驗使用逆變模塊將直流電源5 V、1A 的直流電轉換為300 kHz 交流電，通過發(fā)射線圈與接收線圈間的磁耦合進行無線電能傳輸，實驗對比了傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)與加混合MNG 陣列的MCRWPT 系統(tǒng)在20 mm 傳輸距離下的輸入電壓、電流和輸出電壓、電流，分別用US、IS、UL、IL表示，線圈20 mm 間距下有/無MNG 的系統(tǒng)波形對比如圖21 所示。

圖21 線圈20 mm 間距下有/無MNG 的系統(tǒng)波形對比Fig.21 Comparison of system waveforms with/without MNG at 20 mm coil spacing

實驗結果表明，與傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)相比，加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)輸出電壓、電流明顯增加，提升了系統(tǒng)的輸出功率與傳輸效率。

為了進一步檢驗混合MNG 陣列的聚磁性能，本文加入了發(fā)射線圈與接收線圈間距16，24，28 mm情況下的對照實驗，線圈16～28 mm 間距下系統(tǒng)性能對比如圖22 所示。

圖22 線圈16～28 mm 間距下系統(tǒng)性能對比Fig.22 Comparison of system performance at 16 mm to 28 mm coil spacing

根據(jù)實驗結果可知，隨著兩線圈間距的增加，混合MNG 陣列聚磁效果越強，對MCR-WPT 系統(tǒng)的傳輸性能提升越明顯。加入混合MNG 陣列后，系統(tǒng)輸出功率從0.19～0.81 W 增強至1.02～1.67 W，系統(tǒng)傳輸效率從8.53 %～43.15 %提升至40.78 %～57.32 %。

為了驗證混合MNG 陣列有利于提升MCR-WPT系統(tǒng)的抗偏移能力，在兩線圈間距20 mm 情況下進行了系統(tǒng)抗偏移實驗，對比了接收線圈分別沿x軸、y軸以及x、y軸對角線水平偏移時，傳統(tǒng)MCR-WPT系統(tǒng)與加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)輸入、輸出波形，實驗結果如圖23～圖25 所示。

圖23 系統(tǒng)x 軸偏移波形對比Fig.23 Comparison of system x-axis offset waveforms

圖24 系統(tǒng)y 軸偏移波形對比Fig.24 Comparison of system y-axis offset waveforms

圖25 系統(tǒng)x、y 軸對角線偏移波形對比Fig.25 Comparison of system x and y-axis diagonal offset waveforms

接收線圈不同偏移情況下的MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸性能見表4，根據(jù)實驗對比可知，當系統(tǒng)接收線圈發(fā)生x軸偏移、y軸偏移以及x、y軸對角線偏移時，傳輸效率相較于未發(fā)生偏移的MCR-WPT 系統(tǒng)傳輸效率分別下降了13.9 %、11.11 %、22.15 %。加入混合MNG 陣列后，有效提升了系統(tǒng)的輸出電壓與輸出電流，三種水平偏移情況下，系統(tǒng)的輸出功率和傳輸效率分別提升0.35 W、0.55 W、0.64 W和15.05 %、18.13 %、20.57 %。降低了線圈偏移帶來的系統(tǒng)漏磁，提升了MCR-WPT 系統(tǒng)的抗偏移能力。

表4 MCR-WPT 系統(tǒng)線圈偏移實驗結果Tab.4 Experiment results of coil offset for the MCR-WPT system

4.2.2 系統(tǒng)溫升實驗

為了進一步檢驗加入混合MNG 陣列的MCRWPT 系統(tǒng)安全性，本文加入了模擬溫升實驗，在正常室溫（26 ℃）下使用亞克力板搭建密封環(huán)境，將溫度傳感器置于豬肉組織與接收線圈之間，STM32單片機讀取傳感器采集間隔為1 s 的溫度信息，通過HC12 藍牙模塊將溫度數(shù)據(jù)上傳至計算機端進行分析處理。傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)與加入混合MNG陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)溫升情況如圖26 所示。

圖26 MCR-WPT 系統(tǒng)溫升對比Fig.26 Comparison of temperature rise for the MCR-WPT system

根據(jù)人體生理學研究[30]，過高機體溫度會造成人體神經(jīng)系統(tǒng)受損、組織蛋白質(zhì)變性，且人體溫度長時間處于40 ℃以上時會危及生命安全，因此本文將40 ℃作為系統(tǒng)最高溫度限制。通過模擬溫升實驗可知，傳統(tǒng)MCR-WPT 系統(tǒng)最大溫升為2.73 ℃，加入混合MNG 陣列后，MCR-WPT 系統(tǒng)溫度呈上升趨勢，在30 min 內(nèi)系統(tǒng)最大溫升為3.49 ℃。考慮到實驗無法模擬真實人體情況，皮膚散熱及血管流通等機體活動都會降低系統(tǒng)充電時的組織溫升，因此，模擬實驗中組織3.49 ℃的最大溫升不會對人體安全造成影響。

5 結論

本文設計了一種應用于300 kHz 心臟起搏器無線供能系統(tǒng)的混合MNG 陣列，利用超材料的磁負特性增強MCR-WPT 系統(tǒng)的傳輸性能，通過仿真及實驗驗證了混合MNG 陣列強聚磁、低損耗的特點，同時建立人體上身三維模型進行了系統(tǒng)安全評估，仿真計算了人體各組織的電場強度和比吸收率峰值，最后通過溫升實驗進一步驗證系統(tǒng)安全性、可行性。本文主要內(nèi)容及結論如下：

1）根據(jù)MNG 基元諧振原理、品質(zhì)因數(shù)理論簡化基元設計流程，設計了兩種諧振頻率的MNG 基元，通過分析MCR-WPT 系統(tǒng)漏磁情況以及基元負磁導率、磁損耗之間的關系，構建了具有兩種負磁導率的混合MNG 陣列，提升MCR-WPT 系統(tǒng)性能的同時磁損耗較小。

2）使用有限元仿真軟件建立人體上身三維模型，進行人體組織電場強度、SAR 值安全評估。仿真結果表明，加入混合MNG 陣列的MCR-WPT 系統(tǒng)人體組織電場強度峰值為41.5 V/m，比吸收率峰值為1.16 W/kg，低于國際輻射安全限制標準，驗證了系統(tǒng)的安全性。

3）搭建了基于混合MNG 陣列的心臟起搏器無線供能系統(tǒng)實驗平臺，實驗結果表明，兩線圈間距16～28 mm 情況下，系統(tǒng)輸出功率從0.19～0.81 W增強至1.02～1.67 W，傳輸效率從8.53 %～43.15 %提升至40.78 %～57.32 %，隨著線圈間距增加，混合MNG 陣列對MCR-WPT 系統(tǒng)性能提升越明顯。因此本文提出的混合MNG 陣列不僅可以用于心臟起搏器無線供能系統(tǒng)，同樣適用于遠距離的植入式醫(yī)療設備（如膠囊內(nèi)窺鏡）無線供電系統(tǒng)。系統(tǒng)偏移實驗結果表明，當距離發(fā)射線圈20 mm 的接收線圈發(fā)生水平偏移時，加入混合MNG 陣列的MCR-WPT系統(tǒng)可以維持最低0.86 W 輸出功率和最低32.81 %的傳輸效率，提升了系統(tǒng)的抗偏移能力。最后進行了30 min 模擬充電測試，系統(tǒng)最大溫升為3.49 ℃，符合人體安全標準，進一步驗證了系統(tǒng)的安全性。

本文提出的混合MNG 陣列，為研究高傳輸效率、強抗偏移能力的植入式無線供能設備提供了一種新的設計思路，但提出的混合MNG 陣列在仿真及實驗驗證時僅置于接收線圈與發(fā)射線圈中間位置，下一步將考慮研究混合MNG 陣列在自由空間位置變化時對MCR-WPT 系統(tǒng)的影響，進一步優(yōu)化系統(tǒng)性能。