CC BY
2БИОМЕДИЦИНСКАЯ ЭЛЕКТРОНИКА BIOMEDICAL ELECTRONICS
Научная статья УДК 621.318.433
doi:10.24151/1561-5405-2024-29-6-819-831 EDN: DJLEVK
Использование эффекта сильной связи для уменьшения размера принимающей катушки без понижения устойчивости системы индуктивной передачи энергии к имплантатам
Р. Р. Аубакиров, А. А. Данилов
Национальный исследовательский университет «МИЭТ», г. Москва, Россия
Аннотация. Исследование способов уменьшения размеров имплантируемой части, в том числе размеров принимающей катушки системы индуктивной передачи энергии, является одним из актуальных направлений развития имплантируемых медицинских приборов. В то же время миниатюризация принимающей катушки индуктивности снижает устойчивость системы к смещениям, т. е. приводит к увеличению перепада мощности при изменении относительного положения принимающей и передающей катушек индуктивности. В связи с этим необходимо разрабатывать способы уменьшения размеров принимающей катушки индуктивности, позволяющие сохранить требуемую устойчивость к смещениям. В работе предложен способ уменьшения размеров принимающей катушки индуктивности, основанный на одновременном уменьшении размеров принимающей и увеличении размеров передающей катушек. В основу разработанного способа положен алгоритм проектирования катушек индуктивности, обеспечивающий достижение заданной устойчивости для заданного диапазона смещений. Результат работы алгоритма используется для минимизации размеров принимающей катушки, которая заключается в согласованном изменении размеров приемной и передающей катушек индуктивности до некоторой предельной точки, по достижении которой дальнейшее изменение размеров при сохранении заданных выходных характеристик оказывается невозможным. Разработанный способ верифицирован с помощью численного моделирования. По результатам расчетов установлено, что размеры (внешний радиус) принимающей катушки могут быть уменьшены на 30 %. Показано, что предельная точка достигается тогда, когда критическая связь между катушками возникает при заданном (номинальном) осевом расстоянии в отсутствие боковых смещений. Если
© Р. Р. Аубакиров, А. А. Данилов, 2024
при номинальном осевом расстоянии связь между катушками больше критической, то возможно уменьшение размеров принимающей катушки индуктивности.
Ключевые слова: беспроводная передача энергии, алгоритм оптимизации, катушечная пара, геометрическая оптимизация, имплантируемая медицинская техника
Финансирование работы: работа выполнена при финансовой поддержке Минобрнауки России (Соглашение № 075-15-2024-555 от 25.04.2024 г.).
Для цитирования: Аубакиров Р. Р., Данилов А. А. Использование эффекта сильной связи для уменьшения размера принимающей катушки без понижения устойчивости системы индуктивной передачи энергии к имплантатам // Изв. вузов. Электроника. 2024. Т. 29. № 6. С. 819-831. https://doi.org/10.24151/1561-5405-2024-29-6-819-831. - EDN: DJLEVK.
Original article
Using the strong coupling effect to reduce the size of the receiving coil without reducing the stability of the inductive energy transfer system to implants
R. R. Aubakirov, A. A. Danilov
National Research University of Electronic Technology, Moscow, Russia [email protected]
Abstract. The study of methods for downsizing the implanted part, including the receiving coil of inductive energy transfer system, is one of currently topical areas of implantable medical devices development. At the same time the miniaturization of the receiving inductance coil decreases the system resistance to displacements, i.e. leads to an increase in the power drop when the relative position of the receiving and transmitting inductance coils changes. Therefore it is necessary to develop methods for downsizing the receiving inductance coil that allow maintaining the required resistance to displacements. In this work, a method of receiving inductance coil downsizing is proposed, based on simultaneous size change, receiving coil downsize and transmitter coil upsize. An algorithm of inductance coil designing that provides for obtaining specified stability for a given range of displacements is taken as a principle of developed method. The algorithm output is used for receiving coil size minimizing that consists in a coordinated change of receiving and transmitting inductance coils size to a certain limiting point, upon reaching which further size change while maintaining the specified output characteristics is impossible. The developed method is verified by numerical modeling. According to calculation results it has been established that the size (outer radius) of receiving coil can be decreased by 30 %. It was demonstrated that the limiting point is reached when the critical coupling between the coils occurs at a given (nominal) axial distance in the absence of lateral displacements. If the coupling between the coils is higher than critical at the nominal axial distance, it is possible to downsize the receiving inductance coil.
Keywords, wireless power transmission, optimization algorithm, coil pair, geometric optimization, implantable medical devices
Funding, the work has been supported by the Ministry of Education and Science of the Russian Federation (Agreement no. 075-15-2024-555 dated 04/25/2024).
For citation . Aubakirov R. R., Danilov A. A. Using the strong coupling effect to reduce the size of the receiving coil without reducing the stability of the inductive energy transfer system to implants. Proc. Univ. Electronics, 2024, vol. 29, no. 6, pp. 819-831. https,//doi.org/10.24151/1561-5405-2024-29-6-819-831. - EDN. DJLEVK.
Введение. Системы беспроводной передачи энергии, к которым относятся системы индуктивной передачи энергии, активно используются во многих отраслях, в том числе при создании имплантируемой медицинской техники [1, 2]. Одно из направлений развития этой области - разработка способов повышения устойчивости таких систем к смещениям катушек [3-6] с учетом специфических условий эксплуатации и технических требований к приборам [7, 8]. Для имплантируемой медицинской техники важным требованием является общая надежность и простота конструкции, в связи с чем в этой области особый интерес представляют способы геометрической оптимизации катушечной пары, поскольку они не приводят к усложнению системы [9, 10]. Недостаток такого способа заключается в неоправданном увеличении размера принимающей катушки. При этом для имплантируемой медицинской техники миниатюризация имплантируемой части [11-14] - одно из основных требований. Таким образом, возникает противоречие между необходимостью обеспечения устойчивости и минимизации размеров им-плантата.
Цель настоящей работы - разработка способа уменьшения размеров принимающей катушки индуктивности при сохранении устойчивости к смещениям за счет увеличения размеров передающей катушки индуктивности, для которой требования по минимизации менее жесткие. В основу разработанного способа положен предложенный ранее алгоритм проектирования катушек индуктивности, обеспечивающий достижение заданной устойчивости для заданного диапазона смещений [15]. Устанавливаются закономерности, связывающие размеры приемной и передающей катушек индуктивности при сохранении заданной устойчивости, и определяются границы применимости способа, основанного на синхронном увеличении радиуса передающей и уменьшении радиуса принимающей катушек индуктивности.
Методика расчета. Для оценки применимости метода уменьшения размеров принимающей катушки без понижения устойчивости системы индуктивной передачи энергии к смещениям путем увеличения размера передающей катушки проведено моделирование систем индуктивной передачи энергии с круглыми катушками плоской формы, оптимизированных разработанным ранее алгоритмом [15].
Эквивалентная схема моделируемой системы индуктивной передачи энергии с последовательными компенсационными схемами в приемном и передающем контурах представлены на рис. 1. Выходную мощность системы PL можно рассчитать по формуле
,, _ 4%2 fpM VRl P (ZTZR + 4n2f02M2 )2'
здесь f0 - рабочая частота резонанса; М - взаимная индуктивность; Vs - напряжение питания; Rl - нагрузочное сопротивление; ZT и ZR - импедансы:
Zt = 2jf0 LT + —
1
- + R
S'
2МоСт
1К = 2]к/0 Ьк + 1 + ^, 2МоСк
где ^ - сопротивление источника питания. Взаимная индуктивность М равна:
4ж ^
V
' tl-
где ц0 - магнитная постоянная; rtr - расстояние между элементами витков катушек dlt и dlr..
Перепад мощности в процентах рассчитывается следующим образом:
(
ЛР =
P
Л
— 1
(
•100 =
P
^_ L mm
л
•100.
Параметры моделирования и оптимизации следующие:
Рабочая частота............................................................................1 МГц
Внешний радиус принимающей катушки...................................30 мм
Сопротивление нагрузки..............................................................20 Ом
Номинальная мощность...................................................................1 Вт
Допустимый перепад мощности....................................................10 %
Номинальное осевое расстояние.................................................15 мм
Сопротивление передающей части...............................................5 Ом
Радиус сечения витка...................................................................0,4 мм
Начальное число витков подобрано таким образом, чтобы оптимальный размер передающей катушки получился наименьшим из возможных. Шаг между витками составляет не менее 1 мм. Собственные сопротивления передающей RT и принимающей RR катушек по причине сравнительно малых значений приняты равными нулю.
Рис. 1. Эквивалентная схема системы индуктивной передачи энергии с последовательными компенсациями в приемном и передающем контурах Fig. 1. Equivalent circuit of an inductive energy transfer system with series compensations in the receiving and transmitting circuits
Расчет зависимости перепада мощности от размера передающей катушки. Для
оценки предлагаемого способа уменьшения размера принимающей катушки за счет увеличения размера передающей катушки построен график зависимости перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки для оптимизированной системы и систем с уменьшенным внешним радиусом принимающей катушки (рис. 2).
100
80
I 60
о
40
20
0
---___ .......Q-i....
30
35
55
60
40 45 50
Внешний радиус передающей катушки, мм
Рис. 2. Зависимость перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки для оптимизированной системы с внешним радиусом принимающей катушки 30 мм
(о) и систем с ее уменьшенным внешним радиусом: ◊ - 25 мм; □ - 20 мм;---перепад
мощности 10 %
Fig. 2. Dependence of the output power drop on the outer radius of the transmitting coil for optimized system with an outer radius of the receiving coil of 30 mm (о) and for systems with its reduced outer radius: ◊ - 25 mm; □ - 20 mm;---power drop of 10 %
Принцип расчета следующий. В первую очередь проводится процедура оптимизации с начальными параметрами. Затем строится зависимость перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки (с соответствующим пересчетом собственной индуктивности и емкостей для сохранения резонансной частоты) без изменения других параметров. Получившийся график позволяет оценить, как увеличение или уменьшение размера передающей катушки в оптимизированной системе может повлиять на перепад выходной мощности. Границы внешнего радиуса составляют от одного до двух радиусов принимающей катушки, т. е. от 30 до 60 мм. Как видно из рис. 2, принимающую катушку можно уменьшить без увеличения перепада мощности путем увеличения передающей катушки (при внешнем радиусе принимающей катушки 25 мм радиус передающей катушки нужно увеличить с 44 до 52,3 мм).
Оригинальная система имеет кривую с «переломом», т. е. точкой, после которой увеличение внешнего радиуса передающей катушки не позволяет уменьшить перепад мощности. Кривые для систем с уменьшенным внешним радиусом принимающей катушки не имеют данного «перелома». Однако не для всех случаев можно получить внешний радиус передающей катушки с тем же перепадом мощности (при внешнем радиусе принимающей катушки 20 мм радиус передающей катушки гслйТ больше 60 мм). «Перелом» на графике также может быть частным случаем для данной оптимизированной системы. Поэтому, чтобы точнее оценить характер зависимости перепада мощности от внешнего радиуса передающей катушки, необходимо провести дополнительные расчеты.
Оценка влияния внешнего радиуса передающей катушки на перепад мощности при различных условиях геометрической оптимизации. Для оценки зависимости перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки (с характерным «переломом» графика и его нахождением на требуемом значении перепада выходной мощности) проведены дополнительные процедуры оптимизации с изменением одного из основных начальных параметров. Проведены три расчета с изменением таких начальных параметров, как осевое расстояние, внешний радиус принимающей катушки, предельное боковое смещение.
Основные значения параметров системы с разным осевым расстоянием представлены в табл. 1. Зависимость перепада выходной мощности такой системы от внешнего радиуса передающей катушки представлена на рис. 3.
Как видно из рис. 3, во всех случаях наблюдается точка «перелома» графика. При этом для осевого расстояния 5-15 мм эта точка совпадает с требуемым значением перепада мощности, равным 10 %, и внешним радиусом передающей катушки (см. табл. 1). Для осевого расстояния 20 мм пик оказался ниже 10 %.
Таблица 1
Значения параметров системы с разным осевым расстоянием
Table 1
Parameter values of the system with different axial distances
Параметр Осевое расстояние, мм
5 10 15
Максимальное боковое смещение, мм 30 30 30
Внешний радиус передающей катушки, мм 48,5 45,81 43,98
Внутренний радиус передающей катушки, мм 6,52 11,33 6,36
Число витков в передающей катушке 11 11 15
Собственная индуктивность передающей катушки, мкГн 5,46 6,39 9,24
Внешний радиус принимающей катушки, мм 30 30 30
Внутренний радиус принимающей катушки, мм 6,52 11,33 6,36
Число витков в принимающей катушке 11 11 14
Собственная индуктивность принимающей катушки, мкГн 3,84 5,27 6,2
Емкость передающей платы, нФ 4,64 3,96 2,74
Емкость принимающей платы, нФ 6,6 4,81 4,11
Перепад выходной мощности 9,95 9,96 9,96
Начальное число витков 11 11 14
0
1 о
s
CI
80
60
40
С 20
0
■ jj,......□_____ ■Л.....Д......
-е— ^-е-
30
35
55
60
40 45 50
Внешний радиус передающей катушки, мм
Рис. 3. Зависимость перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки с разным осевым расстоянием: о - 5 мм; 0-10 мм;
□ - 15 мм;---перепад мощности 10 %
Fig. 3. Dependence of the output power drop on the outer radius of the transmitting coil with different axial distance: о - axial distance 5 mm; 0 - 10 mm; □ - 15 mm;
---power drop 10 %
Результаты оптимизации системы с разным внешним радиусом принимающей катушки представлены в табл. 2. Зависимость перепада выходной мощности данной системы от внешнего радиуса передающей катушки представлена на рис. 4.
Таблица 2
Значения параметров системы с разным внешним радиусом принимающей катушки
Table 2
Parameter values of the system with different external radii of the receiving coil
Внешний радиус
Параметр принимающей катушки, мм
25 30 35
Осевое расстояние, мм 15 15 15
Максимальное боковое смещение, мм 30 30 30
Внешний радиус передающей катушки, мм 50,12 43,98 38,04
Внутренний радиус передающей катушки, мм 1,56 6,36 18,56
Число витков в передающей катушке 22 15 10
Собственная индуктивность передающей катушки, мкГн 18,18 9,24 6,92
Внутренний радиус принимающей катушки, мм 1,56 6,36 18,56
Число витков в принимающей катушке 14 14 10
Собственная индуктивность принимающей катушки, мкГн 3,76 6,2 6,9
Емкость передающей платы, нФ 1,39 2,74 3,66
Емкость принимающей платы, нФ 6,74 4,11 3,67
Перепад выходной мощности 9,94 9,96 9,93
Начальное число витков 14 14 10
80
60
40
20
-№— -(ГЛ
.....ггг.-и^ ..... -----"У------
30
35 40 45 50
Внешний радиус передающей катушки, мм
55
60
Рис. 4. Зависимость перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки с разным внешним радиусом принимающей катушки:
о - 25 мм; ◊ -30 мм; □ -35 мм;---перепад мощности 10 %
Fig. 4. Dependence of the output power drop on the outer radius of the transmitting
coil with different outer radius: о - 25 mm; ◊ - 30 mm; □ - 35 mm;---power
drop 10 %
Результаты, представленные на рис. 4, аналогичны результатам, показанным на рис. 3: точки «перелома» кривых для систем с внешними радиусами принимающей катушки 30 и 35 мм расположены на перепаде мощности 10 %, внешний радиус передающей катушки для данных точек соответствует результатам оптимизации. При внешнем радиусе принимающей катушки 25 мм «перелом» находится ниже 10 %. При меньшем внешнем радиусе принимающей катушки начальное число витков, при котором будет достигаться оптимальная геометрия, возрастает с учетом того, что для рассматриваемого случая максимальное число витков, которое может поместиться в принимающей катушке, составляет (25 мм - 1 мм) / (1 мм + 0,8 мм) = 13,3, т. е. ~ 13-14 витков, установить наилучшее значение начального числа витков может не получиться.
Результаты оптимизации системы с разным боковым смещением представлены в табл. 3 и на рис. 5.
Таблица3
Значения параметров системы с разным боковым смещением
Table 3
Parameter values of the system with different lateral displacement
Максимальное боковое
Параметр смещение, мм
25 30 35
Осевое расстояние, мм 15 15 15
Внешний радиус передающей катушки, мм 34,26 43,98 54,3
Внутренний радиус передающей катушки, мм 1,15 6,36 5,86
Число витков в передающей катушке 18 15 15
Собственная индуктивность передающей катушки, мкГн 8,2 9,24 10,72
Внешний радиус принимающей катушки, мм 30 30 30
Внутренний радиус принимающей катушки, мм 1,15 6,36 5,86
Число витков в принимающей катушке 17 14 14
Собственная индуктивность принимающей катушки, мкГн 6,42 6,2 5,96
Емкость передающей платы, нФ 3,09 2,74 2,36
Емкость принимающей платы, нФ 3,95 4,11 4,25
Перепад выходной мощности 9,92 9,96 9,95
Начальное число витков 17 14 14
При предельном боковом смещении 25 мм «перелом» оказался ниже 10 % по той же причине, что и для предыдущих расчетов, т. е. максимально допустимое начальное значение для данного случая 17 витков (теоретически оптимальное значение может быть больше). В остальных случаях имеются «переломы» на 10 % перепада мощности и оптимальное значение внешнего радиуса передающей катушки соответствует данной точке.
Согласно расчетам «перелом» кривой зависимости перепада мощности от внешнего радиуса присутствует во всех случаях. Если система имеет оптимальные параметры (с учетом ограничений получена оптимальная комбинация параметров внутренних, внешних радиусов и числа витков), то «перелом» находится на значении перепада мощности 10 % и дальнейшее увеличение внешнего радиуса передающей катушки не приведет к уменьшению перепада мощности.
100
30 35 40 45 50 55 60
Внешний радиус передающей катушки, мм
Рис. 5. Зависимость перепада выходной мощности от внешнего радиуса передающей катушки с разным боковым смещением: о - до 25 мм; ◊ - до 30 мм;
□ - до 35 мм;---перепад мощности 10 %
Fig. 5. Dependence of the output power drop on the outer radius of the transmitting coil with different lateral offset: о - up to 25 mm; ◊ - up to 30 mm; □ - up to 35 mm;---power drop 10 %
Результаты и их обсуждение. Как было отмечено ранее, уменьшить внешний радиус принимающей катушки без изменения перепада мощности можно, увеличив внешний радиус передающей катушки. Однако у такого метода есть ограничения, для установления которых построены графики зависимости внешнего радиуса передающей катушки от внешнего радиуса принимающей катушки систем с перепадом выходной мощности 10 % для осевых расстояний 5, 10 и 15 мм по параметрам из табл. 1 (рис. 6). Начальные параметры оптимизации соответствуют расчету для системы с разным осевым расстоянием.
При осевом расстоянии 16,7 % от внешнего радиуса принимающей катушки ее внешний радиус можно уменьшить максимум на 16 %, увеличив внешний радиус передающей катушки на 52 %, при 33,3 % - на 23 %, увеличив внешний радиус передающей катушки на 71 %, при 50 % - на 29 %, увеличив внешний радиус передающей катушки на 100%.
При осевом расстоянии 15 мм рекомендуется уменьшать внешний радиус принимающей катушки не более чем на 20 %, при 10 мм - на 17 %, при 5 мм - на 11 %, поскольку большее уменьшение требует значительного увеличения ее внешнего радиуса (рост внешнего радиуса передающей катушки на последующих шагах превышает 20 %). Таким образом, чем больше осевое расстояние между катушками, тем больше возможность уменьшить размер принимающей катушки оптимизированной системы.
Ограничение в уменьшении внешнего радиуса принимающей катушки можно объяснить следующим образом. На рис. 7 представлена зависимость выходной мощности от бокового смещения для системы с осевым расстоянием 15 мм при routR = routR max = 30 мм и routR = routR min = 22,5 мм (где routR - внешний радиус принимающей катушки; routR max, routR min - максимальный и минимальный внешний радиусы принимающей катушки соответственно). Расчет для предельно возможного уменьшения внешнего радиуса принимающей катушки проведен с шагом 5 %, поэтому поиск середины или предельного значения внешнего радиуса принимающей катушки может быть неточным, но достаточным для понимания принципа поиска.
Рис. 6. Зависимости внешнего радиуса передающей катушки от внешнего радиуса принимающей катушки систем с перепадом выходной мощности 10 % для осевых
расстояний 5 мм (о), 10 мм (0) и 15 мм (□) Fig. 6. Dependences of the outer radius of the transmitting coil on the outer radius of the receiving coil of systems with an output power drop of 10 % for axial distances of 5 mm (о), 10 mm (0) and 15 mm (□)
Рис. 7. Зависимость выходной мощности от бокового смещения при routR = routRmax = 30 мм (и routR = routR min = 22,5 мм (---) с осевым расстоянием 15 мм
Fig. 7. Dependence of the output power on lateral displacement for the case with routR = routRmax = 30 mm (and routR = roulR min = 22.5 mm (---) and an axial distance of 15 mm
-)
)
C уменьшением радиуса принимающей катушки и соответственным увеличением радиуса передающей катушки точка критической связи приближается к значению бокового смещения, равному 0. Предельным случаем, после которого уменьшение радиуса принимающей катушки невозможно компенсировать увеличением радиуса передающей катушки, является случай, когда катушки без смещений работают на точке критической связи.
Заключение. На основе численного моделирования показано, что увеличение радиуса передающей катушки позволяет значительно уменьшить перепад мощности до определенного значения, после чего перепад мощности не меняется или увеличивается. В случаях, когда передающие катушки находятся на малом осевом расстоянии друг от друга (менее 1/3 от внешнего радиуса принимающей катушки), после достижения определенного значения перепад мощности продолжает падать, но с заметно меньшей скоростью, что делает дальнейшее увеличение ее размеров непродуктивным.
Использовать данный метод компенсации меньшего размера принимающей катушки за счет размеров передающей рекомендуется в том случае, когда появляется необходимость в уменьшении перепада мощности (при похудении пациента, т. е. уменьшении осевого расстояния, при прямом питании по истечении срока работы имплантируемого аккумулятора или при увеличении предельного значения бокового смещения) в случае отсутствия возможности поменять принимающую катушку, например, когда она имплантирована в организм человека.
Литература
1. Khan S. R., Pavuluri S. K., Cummins G., Desmulliez M. P. Y. Wireless power transfer techniques for implantable medical devices: A review // Sensors. 2020. Vol. 20. Iss. 12. Art. No. 3487. https://doi.org/10.3390/ s20123487
2. Haerinia M., Shadid R. Wireless power transfer approaches for medical implants: A review // Signals. 2020. Vol. 1. Iss. 2. P. 209-229. https://doi.org/10.3390/signals1020012
3. Lee T.-S., Huang S.-J., Dai S.-H., Su J.-L. Design of misalignment-insensitive inductive power transfer via interoperable coil module and dynamic power control // IEEE Trans. Power Electron. 2020. Vol. 35. No. 9. P. 9024-9033. https://doi.org/10.1109/TPEL.2020.2972035
4. Operation of inductive charging systems under misalignment conditions: A review for electric vehicles / V.-B. Vu, A. Ramezani, A. Triviño et al. // IEEE Trans. Transp. Electrif. 2022. Vol. 9. No. 1. P. 1857-1887. https://doi.org/10.1109/TTE.2022.3165465
5. Cortes I., Kim W.-J. Lateral position error reduction using misalignment-sensing coils in inductive power transfer systems // IEEE/ASME Trans. Mechatron. 2018. Vol. 23. No. 2. P. 875-882. https://doi.org/10.1109/ TMECH.2018.2801250
6. An LCC-SP compensated inductive power transfer system and design considerations for enhancing misalignment tolerance / J. Yang, X. Zhang, K. Zhang et al. // IEEE Access. 2020. Vol. 8. P. 193285-193296. https://doi.org/10.1109/ACCESS.2020.3032793
7. Karimi M. J., Schmid A., Dehollain C. Wireless power and data transmission for implanted devices via inductive links: A systematic review // IEEE Sensors Journal. 2021. Vol. 21. No. 6. P. 7145-7161. https://doi.org/10.1109/JSEN.2021.3049918
8. Covic G. A., Boys J. T. Inductive power transfer // Proc. IEEE. 2013. Vol. 101. No. 6. P. 1276-1289. https://doi.org/10.1109/JPR0C.2013.2244536
9. Safety-optimized inductive powering of implantable medical devices: Tutorial and comprehensive design guide / N. Soltani, M. ElAnsary, J. Xu et al. // IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst. 2021. Vol. 15. No. 6. P. 1354-1367. https://doi.org/10.1109/TBCAS.2021.3125618
10. Schormans M., Valente V., Demosthenous A. Practical inductive link design for biomedical wireless power transfer: A tutorial // IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst. 2018. Vol. 12. No. 5. P. 1112-1130. https://doi.org/10.1109/TBCAS.2018.2846020
11. Singer A., Robinson J. T. Wireless power delivery techniques for miniature implantable bioelectronics // Adv. Healthcare Mater. 2021. Vol. 10. Iss. 17. Art. ID: 2100664. https://doi.org/10.1002/adhm.202100664
12. The microbead: A highly miniaturized wirelessly powered implantable neural stimulating system / A. Khalifa, Y. Karimi, Q. Wang et al. // IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst. 2018. Vol. 12. No. 3. P. 521-531. https://doi.org/10.1109/TBCAS.2018.2802443
13. Freeman D. K., Byrnes S. J. Optimal frequency for wireless power transmission into the body: Efficiency versus received power // IEEE Trans. Antennas Propag. 2019. Vol. 67. No. 6. P. 4073-4083. https://doi.org/10.1109/TAP.2019.2905672
14. A modified wireless power transfer system for medical implants / Y. Ben Fadhel, S. Ktata, Kh. Sedraoui et al. // Energies. 2019. Vol. 12. Iss. 10. Art. No. 1890. https://doi.org/10.3390/en12101890
15. An algorithm for the computer aided design of coil couple for a misalignment tolerant biomedical inductive powering unit / A. A. Danilov, R. R. Aubakirov, E. A. Mindubaev et al. // IEEE Access. 2019. Vol. 7. P. 70755-70769. https://doi.org/10.1109/ACCESS.2019.2919259
Статья поступила в редакцию 09.09.2024 г.; одобрена после рецензирования 19.09.2024 г.;
принята к публикации 10.10.2024 г.
Информация об авторах
Аубакиров Рафаэль Рафаэльевич - ассистент Института биомедицинских систем Национального исследовательского университета «МИЭТ» (Россия, 124498, г. Москва, г. Зеленоград, пл. Шокина, 1), [email protected]
Данилов Арсений Анатольевич - кандидат физико-математических наук, доцент Института биомедицинских систем Национального исследовательского университета «МИЭТ» (Россия, 124498, г. Москва, г. Зеленоград, пл. Шокина, 1), arseny.danilov@gmail .com
References
1. Khan S. R., Pavuluri S. K., Cummins G., Desmulliez M. P. Y. Wireless power transfer techniques for implantable medical devices: A review. Sensors, 2020, vol. 20, iss. 12, art. no. 3487. https://doi.org/10.3390/ s20123487
2. Haerinia M., Shadid R. Wireless power transfer approaches for medical implants: A review. Signals, 2020, vol. 1, iss. 2, pp. 209-229. https://doi.org/10.3390/signals1020012
3. Lee T. S., Huang S.-J., Dai S.-H., Su J.-L. Design of misalignment-insensitive inductive power transfer via interoperable coil module and dynamic power control. IEEE Trans. Power Electron., 2020, vol. 35, no. 9, pp. 9024-9033. https://doi.org/10.1109/TPEL.2020.2972035
4. Vu V.-B., Ramezani A., Triviño A., González-González J. M., Kadandani N. B., Dahidah M., Pickert V. et al. Operation of inductive charging systems under misalignment conditions: A review for electric vehicles. IEEE Trans. Transp. Electrif., 2022, vol. 9, no. 1, pp. 1857-1887. https://doi.org/10.1109/TTE.2022.3165465
5. Cortes I., Kim W.-J. Lateral position error reduction using misalignment-sensing coils in inductive power transfer systems. IEEE/ASME Trans. Mechatron., 2018, vol. 23, no. 2, pp. 875-882. https://doi.org/10.1109/ TMECH.2018.2801250
6. Yang J., Zhang X., Zhang K., Cui X., Jiao C., Yang X. An LCC-SP compensated inductive power transfer system and design considerations for enhancing misalignment tolerance. IEEE Access, 2020, vol. 8, pp. 193285-193296. https://doi.org/10.1109/ACCESS.2020.3032793
7. Karimi M. J., Schmid A., Dehollain C. Wireless power and data transmission for implanted devices via inductive links: A systematic review. IEEE Sensors Journal, 2021, vol. 21, no. 6, pp. 7145-7161. https://10.1109/JSEN.2021.3049918
8. Covic G. A., Boys J. T. Inductive power transfer. Proc. IEEE, 2013, vol. 101, no. 6, pp. 1276-1289. https://doi.org/10.1109/JPR0C.2013.2244536
9. Soltani N., ElAnsary M., Xu J., Filho J. S., Genov R. Safety-optimized inductive powering of implantable medical devices: Tutorial and comprehensive design guide. IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst., 2021, vol. 15, no. 6, pp. 1354-1367. https://doi.org/10.1109/TBCAS.2021.3125618
10. Schormans M., Valente V., Demosthenous A. Practical inductive link design for biomedical wireless power transfer: A tutorial. IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst., 2018, vol. 12, no. 5, pp. 1112-1130. https://doi.org/10.1109/TBCAS.2018.2846020
11. Singer A., Robinson J. T. Wireless power delivery techniques for miniature implantable bioelectronics. Adv. Healthcare Mater., 2021, vol. 10, iss. 17, art. ID: 2100664. https://doi.org/10.1002/adhm.202100664
12. Khalifa A., Karimi Y., Wang Q., Montlouis W., Garikapati S., Stanacevic M., Takor N., Etienne-Cummings R. The microbead: A highly miniaturized wirelessly powered implantable neural stimulating system. IEEE Trans. Biomed. Circuits Syst., 2018, vol. 12, no. 3, pp. 521-531. https://doi.org/10.1109/ TBCAS.2018.2802443
13. Freeman D. K., Byrnes S. J. Optimal frequency for wireless power transmission into the body: Efficiency versus received power. IEEE Trans. Antennas Propag., 2019, vol. 67, no. 6, pp. 4073-4083. https://doi.org/ 10.1109/TAP.2019.2905672
14. Ben Fadhel Y., Ktata S., Sedraoui K., Rahmani S., Al-Haddad K. A modified wireless power transfer system for medical implants. Energies, 2019, vol. 12, iss. 10, art. no. 1890. https://doi.org/10.3390/en12101890
15. Danilov A. A., Aubakirov R. R., Mindubaev E. A., Gurov K. O., Telyshev D. V., Selishchev S. V. An algorithm for the computer aided design of coil couple for a misalignment tolerant biomedical inductive powering unit. IEEE Access, 2019, vol. 7, pp. 70755-70769. https://doi.org/10.1109/ACCESS.2019.2919259
The article was submitted 09.09.2024; approved after reviewing 19.09.2024;
accepted for publication 10.10.2024.
Information about the authors
Rafael R. Aubakirov - Assistant of the Institute of Biomedical Systems, National Research University of Electronic Technology (Russia, 124498, Moscow, Zelenograd, Shokin sq., 1), [email protected]
Arseny A. Danilov - Cand. Sci. (Phys.-Math.), Assoc. Prof. of the Institute of Biomedical Systems, National Research University of Electronic Technology (Russia, 124498, Moscow, Zelenograd, Shokin sq., 1), [email protected]
Информация для читателей журнала «Известия высших учебных заведений. Электроника»
С тематическими указателями статей за 1996 - 2023 гг., аннотациями и содержанием последних номеров на русском и английском языках можно ознакомиться на сайте:
http://ivuz-e.ru
