摘要：  人体植入式医疗设备的非接触电能传输作为一种实用的生物医学技术，在持续稳定供电方面具有其它供电模式不可比拟的优点，其迎合了患者对安全、健康、舒适的需求，在医疗行业有着广阔的应用前景。本文以综述的形式对比了植入式设备的几种电能传输方式，重点对经表皮的非接触电能传输技术的特点进行分析，总结了其变参数条件下的控制方式和非接触变压器结构的优化方法的研究。

关键字：  变压器，电磁感应，电源变压器，电磁感应，电源

1 引言
随着医学技术的飞速发展，各种功能的电子医疗产品不断进入人们的生活。对于内科治疗效果甚微的病例，或者对于某些特殊的疾病患者，人体植入式设备成为首选[1]。作为一种埋置在体内的电子设备，其主要用来诊断、治疗某些疾病，长期监测体内生理生化参数的变化，实现在生命体自然状态下的直接测量和控制，也可用来代替某些功能已丧失的器官[2-4]。由于其突出的效用，植入式电子设备的将是21世纪生物医学电子发展的一个重要的方向。
然而，人体植入设备同样面临着诸多问题，其中如何为其提供长期、稳定、高效的电能一直是其研究的关键与难点[5]。传统的供电方式，如导线刺破皮肤供电以及一次性电池，都存在着其固有的缺陷。各国学者正在研究基于非接触式电能传输技术的新的能量供应系统，利用原、副边没有物理及电气接触的非接触变压器作为功率传输的关键环节，运用电磁感应，将体外的电能以磁场为载体，透过皮肤传输给体内植入设备。这种供电技术不会损伤皮肤，避免感染，减小治疗痛苦，可大大提高和改善病人的生活质量。
本论文针对人体植入设备的非接触电能传输系统的技术难点，对高阶补偿和变参数条件下的控制方法，以及非接触变压器的结构优化等进行系统的归纳、总结。
2 人体植入设备及其供电方式
2.1 植入式设备简介
人体植入式电子设备其概念相当广泛，包括人体不同部位的多种辅助和救助设备。如图1所示。
目前，人体植入设备目前已经得到较为普遍的应用，例如应用最为广泛的心脏起搏器。截至2001年，已有10845台心脏起搏器被植入病人体内[6-7]，图2给出我国历年安装心脏起搏器的数量。可见，随着人们生活水平的提高，对植入式医疗设备的需求将会越来越大。
2.2 植入式设备的能量供给
植入式设备能够在体内长期稳定地工作首先要求具有可靠、高效的能量供给单元。由于其工作环境特殊且与人的生命息息相关，人体植入式医疗设备的供电电源具有一些特殊的要求。例如，小型化，使用时间长，电量自释放速度低，密封性好，与人体的生物相容性好等[8]。其中，电源的长期、稳定供给更是重中之重。
除了对供电电源外部因素的考虑外，对功率的要求也值得关注。不同的植入式电子设备对功率等级的需求不尽相同，如表1所示。
表 1  不同植入式医疗设备对供电功率的需求[8]
植入式电子设备 典型的功率要求
心脏起搏器、除颤器 30μW~100μW
药物泵 2mW
神经刺激器 30μW~10mW
胶囊式诊疗产品 50mW
人工耳蜗 100mW
人工心脏 12W~45W

植入式设备的能量供给方式也有很多种，最早应用于临床的人工心脏Cardiowest，采用的是导线直接刺破皮肤进行供电[9]。这种方法简单易行，并且可把体积较大的电源装置放在体外通过导线与体内连接，减轻病人的负担。但其存在着系统开放的缺点，皮肤接口处极易发生感染，如图3所示。目前主要有三类可能的能量供给方式：植入式电池供电，非接触能量传输以及各种新型的能量传输方式。
2.2.1 植入式电池
使用植入式电池的重要原因是因为它的高可靠性。20世纪70年代，锂电池的成功研制给病患带来了福音。这种电池除了安全可靠，更具有高能量密度，自放电小以及应用固体电解质，可以全密封等特点，替代了锌汞电池，使植入式起搏器的寿命延长到4.7年[10]。尽管科技进步使得电池的容量不断扩大，但植入电池始终存在寿命有限的缺点。当电能耗尽时，病人需要通过外科手术来更换体内的电子设备。而二次手术会给病人带来精神和肉体上的痛苦，以及不菲的经济负担。
2.2.2 经表皮非接触能量传输
经表皮非接触能量传输(Transcutaneous energy transmission system， TETS)同植入式电池供电不同，是一种将置于体外的能量源，通过电磁感应以磁场的形式透过人体的皮肤传输至体内植入设备。根据工作频率及功率等级的不同，可将目前应用于人体植入设备的经表皮能量传输方式分为射频能量传输和基于非接触变压器的TETS两类。
体外射频供电技术目前被人体植入装置能量及数据传输所广泛采用，它是采用频率上MHz的变换器产生的射频电磁场与体内的线圈耦合传输电能。射频能量传输多用在功率等级较小的植入设备供电，如人工耳蜗或视网膜假体[11-13]。
近年来由于植入体内的电子系统的复杂性不断增加，体内电子系统的功耗亦越来越大。由于其自身拓扑的限制，射频供电技术无法实现人工心脏等较大功率植入设备的电能供给。采用非接触变压器的经表皮能量传输应运而生[14-16]。它与射频能量传输原理类似，都是运用电磁感应原理实现能量的电磁、磁电转化与非接触传输。不同的是，这种新型的感应电能传输利用了具有磁芯结构的非接触变压器[14-17]，将变压器的副边植入体内，变压器原边与副边正对，位于体外，如图5所示。为了便于区分，后文将基于非接触变压器的经表皮能量传输系统称为谐振式TETS。
人体植入设备的非接触电能传输具有以下优点：
① 供电中没有物理连接，避免了导线与皮肤的直接接触，防止感染引起的并发症。
② 解决了植入式电池电能耗尽后需手术更换的问题，提高手术后病人的生活质量。
③ 与人体皮肤没有直接的电气连接，不存在裸露的导线和接触机构，消除了意外电击的可能性，提高了设备对人体的安全等级。
④ 不存在直接的摩擦，消除了机械上的磨损和电气腐蚀，具有高可靠性和免维护性。
⑤ 由于非接触变压器原、副边是非紧密耦合的，系统在变压器原、副边产生一定程度的错位时仍可正常工作，提高了供电时的灵活性和病人的舒适性。
2.2.3 其他能量供给方式
以上两种供电形式目前被植入式电子系统中普遍采用。随着新技术的发展，人们将磁、声、光、热等领域的技术用来给人体植入电子设备提供电能，提出了许多有价值的创意[18-21]。
例如某些研究将压电材料利用在人体植入设备的供电中，把人体自身或者环境中的机械能转化为电能，供植入人体的医疗设备正常运作。例如1995年，Glynne-Jones发明了一个利用环境的扰动来产生电能的装置，利用80.1Hz的环境噪音使其输出功率达到3μW[22]，可用来为一些微型植入式设备提供能量。
同时，有人将人体耗散的机械能转化为可二次利用的电能。J. Kymissis等人于1998年在鞋底使用压电晶体把地面反击力、脚后跟撞击力作的功转化为电能，将病人步行时产生的能量将通过一个二极管引导到能源线给体内电池充电[23]，实验中采用10Ω负载时能产生0.23W的电能。不过这种装置只有当病人运动并且穿上这种特殊的鞋子时才可以发挥作用，如图6所示。
此外还有关于利用热电转化、超声波供电、激光技术的研究，但由于目前这些技术在功率等级上的局限性，不能承担起为人工心脏等较大功率的人体植入设备提供高效、可靠电能的重任。
3  非接触电能传输简介
如上所述，经表皮能量传输因其具有诸多优点，已成为植入式设备最具潜力的供电方式。上文中提到，射频能量传输和谐振式TETS作为非接触能量传输的两种形式，电路结构复杂程度、系统的工作频段以及功率等级上的区别决定了其具有不同的应用场合，下面首先对两类TETS做对比分析。
3.1 两类TETS对比
1975年，Nathan O.Sokai提出了Class-E型功率放大器，由于这种变换器电路结构极为简单，易于集成化、小型化，在小功率植入设备供电中取得了较好的效果。但是Class-E拓扑无法传输较大功率，且系统效率普遍较低。例如，加利福尼亚大学G. X. Wang等人研制的采用Class-E拓扑的人工视网膜供电装置采用1MHz的射频传输250mW的能量，在气隙距离15mm的情况下，两线圈的耦合系数为0.08，最高效率只有38.5%[24]。上海交通大学采用Class-E拓扑，用5MHz的射频传输100mW的能量，两线圈相距10mm的情况下，耦合系数为0.376，传输效率50%左右[25]。
谐振式TETS弥补了Class-E变换器的不足，其突出的优点是变压器耦合系数高、传输能力大、效率高。例如，日本学者Masaya Watada研制的左心室辅助装置的供电系统，工作频率为60~120kHz，在最大气隙(5mm)时，系统传递8W的能量效率为40%[26]。表2是几例具有代表性的射频传输与谐振TETS性能对比。
除此之外，谐振式TETS改善了Class-E变换器绕组间的角型失配和横向失配对稳定性、可靠性以及传输效率的影响比较大的缺点。由此可见，Class-E型变换器以其结构简单、成本低成为小功率人体植入设备供能方式的首选，而TETS以其足够的传输能力、较高的效率在人工心脏等大功率场合成为各国学者研究的热点。
3.2 谐振式TETS研究难点
图7是谐振式TETS系统的基本结构框图，包括原边逆变器、非接触变压器、副边整流滤波电路、原副边补偿网络、负载、非接触反馈和接收电路、以及原边的控制电路。
其中非接触变压器是TETS的核心部分，TETS与普通的DC-DC变换器最根本的区别也是由非接触变压器引起的，主要有两点：(一)非接触变压器在物理上完全分离，初级和次级之间的距离大约等于病人皮肤的厚度，通常在1-2cm[30]。较大的气隙长度使得非接触变压器漏感大，激磁电感小，耦合系数较低。(二)由于变压器的初级和次级相间隔的部分是病人的皮肤，病患的个体差异，即皮肤厚度不同导致原副边之间的距离并不是固定的；即使对于同一病人，由于其呼吸及运动等原因，变换器实际工作时，原副边磁芯的中心位置和两磁芯之间的距离都不断变化，从而使得非接触变压器原副边漏感、激磁电感与耦合系数是实时变化的。
针对非接触变压器漏感较大的特点，一般引入补偿网络，提高变换器的功率因数，减小对原边电源视在功率的要求以及降低开关器件的电压电流应力。目前大多研究采用的是原、副边同时补偿的多元件谐振网络，根据补偿方式可以分为串联-串联(SS)补偿，串联-并联(SP)补偿，并联-串联(PS)补偿，并联-并联(PP)补偿四种基本补偿网络，如图8所示。
也有学者采用更多的电容进行高阶的补偿。香港城市大学Xun Liu提出一种基于六边形线圈阵列的三层PCB板的非接触充电平台，其原理与经表皮能量传输相类似[31]。文章中的变压器原边采用了全桥式串、并联补偿结构，如图9(a)。还有，外加三个元件的LCL谐振变换器（图9(b)）因为控制方便、ZVS自动实现等优点得到了许多学者的关注，并对其输出连续、断续模式的稳态特性进行了深入分析[32-33]。
为了补偿漏感而在原、副边同时加入电容，使得TETS成为一个高阶谐振网络，使得系统中存在多个谐振点，某些情况下会出现工作频率分叉现象。特别是在原边电路的品质因数较小时，系统很可能不稳定[34]。
综上所述，谐振式TETS的研究难点在于：
① 固有的大气隙直接导致非接触变压器的漏感较大，激磁电感较小，耦合系数较低，系统传输效率不高。
② 多元件谐振网络谐振频率多解性所决定的频率分叉现象和输出特性的非单调，使得变换器控制特性复杂。
③ 系统的变参数特性要求必须采用有效的控制方法，在非接触变压器各参数变化的条件下保持系统高效、可靠的工作。
④ 非接触变压器的体积、重量必须严格限制，以利于植入人体而不给病人带来过重的负担。
4 谐振式TETS 研究进展
4.1 控制方式的研究
高阶补偿网络的多解性和系统的变参数特性对谐振式TETS的控制方式提出了很高的要求。目前已有的控制策略主要是：变频控制、恒频PWM控制以及PWM+PLL控制。
①变频控制。1998年，韩国又石大学(Woosuk University) G. B. Joung提出了变频控制的策略，通过调节变换器的工作频率保证变换器参数以及负载变化的条件下输出电压恒定[30]。采用变频控制为了避免多谐振点带来的稳定性问题，要求变换器必须工作在电压增益(Gv)－频率( f )单调区间。如图10(a)所示。
然而变频控制策略有以下几点不足：不能使变换器工作在文章中分析的理想工作点，当考虑气隙变化导致系统参数变化时，必须使变换器工作在相对高频区以满足所有不同耦合系数时可靠控制，输出电压传输比很低，只有0.45，如图10(b)所示；变换器要在很宽的频率范围内实现频率调节；由于变换器无法实现电压电流零相角，而是工作在感性很强的高频区，环流损耗很大，效率低。
基于此控制方式制作的54~72V（额定60V）输入，24V输出，48W的非接触变换器，在耦合系数最小时效率最高，满载达到78%，耦合系数最大时系统工作在远偏离谐振频率的高频区，因此效率较低，满载最高效率为73%。
② 恒频PWM控制。为了弥补变频控制时变换器工作频率高于谐振频率所导致的效率低的弊端，韩国汉城大学Chang. G. Kim通过在副边谐振频率点附近选择合适的工作频率，提出恒频PWM控制策略[35]。他指出这种控制策略充分利用了谐振效应，大大减小了原边电流，且不存在失控问题。但是这种控制并不适合变参数场合，输出电压传输比变化明显，原边环流较大。
可见，高阶谐振网络的多解性融合系统应用场合所决定的耦合系数及负载变化特性，使得变频控制和恒频PWM控制均存在某一方面的弊端，无法兼顾系统的高效性和可靠性。对此，文献[36]提出的PWM+PLL控制融合了以上两种控制方式的优点，能够使TETS的可靠、高效的运行。
③ PWM+PLL控制。脉宽调制(PWM)调节占空比保证输出电压稳定，控制特性始终单调；锁相环(PLL)可实现开关管ZVS，提高变换器效率，同时调节频率，适应变参数特性。PWM+PLL控制是采用一级式的控制策略，兼顾了TETS由变参数引起的可控性差和非接触变压器带来的传输能力差的问题。其突出特点是在任意耦合系数条件下，负载变化时变换器频率始终能够锁定在与负载无关的增益交点附近。PWM+PLL的频率控制特性如图11所示。
图中vAB为变换器的输入电压，其基波分量为vs。θ为输入电压基波分量和原边电流i1之间的相位角，反映了变换器的输入阻抗特性，电路频率越高，感性越强，θ越大；频率越低，感性越弱，θ越小。原边电流检测信号经过零比较器，得到一个数字信号iD，iD和vAB之间通过锁相控制保持固定不变的相位角θ0。当输入电压变高或负载减轻时，PWM使占空比减小，vAB和i1的相位差减小，锁相芯片为保持两者之间的相位角θ0不变，将输出更高的频率，加至PWM移相控制芯片的同步端，使变换器的工作频率升高，感性增强，输入电压和原边电流之间的相位差增大，最终保持相位角θ0不变；占空比增大时也有同样的频率入锁结果。在低压满载时占空比最大，此时谐振变换器的输入电压电流基本同相位，系统效率达到最高。
4.2 非接触变压器结构的研究
目前谐振式TETS变换器效率普遍偏低，而非接触变压器耦合系数较低是非接触电能传输系统效率不高的根本原因[37]，文献[36]进行的损耗测试和分析结果表明60W的非接触变换器满载时，损耗的73%都来自于变压器部分；Chun-Hung Hu等人的论文明确指出，要提高TETS的效率，除了采用合理的谐振变换器对变压器的大漏感、小激磁电感进行补偿，必须尽量提高变压器的耦合系数[38]。
文献[39]对非接触变压器的研究指出，大气隙引起的Ra/RL较大是非接触变压器耦合系数小的根本原因。文章还给出了非接触变压器的磁路模型及耦合系数计算公式。如图12，式(1)所示。
              (1)
从式(1)可知，当气隙固k定时，可增大L以提高非接触变压器的耦合系数。
基于增大L的思路，日本学者B.H.Cho研制的人工心脏用60W变换器中，变压器采用POT66/56磁芯[30]，L=30.2mm，重量达到550g，10mm气隙时耦合系数为0.39，变换器最高效率为77%。日本东北大学的Hidekazu Miura制作的原、副边非对称结构的非接触变压器如图13所示。变压器采用锰锌铁氧体磁芯，体外部分外径90mm，体内部分50mm，变换器在20mm气隙时传输27.4W的功率，最高效率达到85.5%[40]。
利用已知的变压器尺寸及其耦合系数验证式(1)发现计算和实际测量结果吻合较差，说明磁路模型以及耦合系数计算公式具有一定的局限性。
由于尺寸L的增大使得变压器的体积、重量大大增加了，这对体内移植是非常不利的，文献[41]以提高耦合系数同时减小体积重量的目标，对非接触变压器的磁芯结构以及绕组布置方式进行了深入研究。
首先选择U型磁芯，保证L增大的同时，体积重量较小。从磁通分布角度对非接触变压器的结构进行了分析，将U型磁芯产生的磁通分为三个部分：漏磁通、完全耦合磁通、部分耦合磁通，如图14所示。
文章指出，需尽量增大完全耦合磁通的比例，减小漏磁通的比例，以最大限度提高耦合系数。基于磁通分块思路，文章给出了精确磁阻模型及耦合系数计算公式，如图15，式(2)所示。

文章最后对非接触变压器结构进行了优化，提出新型的边沿扩展、平面U型非接触变压器，如图16所示。60W的新型非接触变压器磁芯重量为60g，10mm气隙条件耦合系数达到0.6。变换器满载变换效率为88.5%。
此外，还有学者提出了其他结构的新型变压器[42]，以缓解病人在活动时磁芯错位引起的变参数问题。
4  结束语
谐振式非接触能量传输系统具有传输功率大、效率高的优点，在人工心脏等大功率能量供给的研究中为各国科研学者所青睐。但是，变参数和高阶补偿导致的控制复杂和非接触变压器耦合系数较低等若干关键理论和技术问题尚未得到彻底解决，本文对已有的研究成果进行了总结，分析了各种控制方式的利弊，并对非接触变压器的研究现状及优化方法进行了总结。
参考文献
[1] H. Oman， Articial hearts， batteries， and electric vehicles， IEEE Aerospace and Electronics Systems Magazine. 2002， 17(8): 34-39.
[2] 尹邦良， 人工心脏的历史及研究现状. 中国医师杂志， 2002， 4(7): 678-680.
[3] Yawen Chan， Meng M.Q.H， Xiaona Wang. A prototype design of wireless capsule endoscope. IEEE International Conference on Mechatronics and Automation， Canada， 2005: 400-403.
[4] Michael Arndt. 电疗技术方兴未艾(聂风，周洁). 商业周刊， 2005， (4).
[5] Wei X J， Liu J. Power sources and electrical recharging strategies for implantable medical devices. Frontiers of Energy and Power Engineering in China， 2008: 1-13.
[6] 中国医学科学院中国协和医科大学心血管病研究所， 我国心脏起搏器临床应用现状， 中国循环杂志， 1996， (11): 172-173.
[7] 韦晓娟. 植入式微型医疗器械供电方法研究. [博士学位论文]， 中国， 中国科学院研究生院， 2008年.
[8] Szczesny S.， Jetzki S.， Leonhardt S.， Review of current actuator suitability for use in medical implants， 28th Annual International Conference of the IEEE Digital Object Identifier， USA ，2006: 5956-5959.
[9] http://en.wikipedia.org/wiki/Artificial_heart， 2009. 12. 1.
[10] V. S. Mallela， V Ilankumaran， N. S. Rao， Trends in cardiac pacemaker batteries， Indian Pacing and Electrophysiology Journal， 2004， (4): 201-212.
[11] Guozheng Yan， Peng Zan， Dongdong Ye， et al， Design of Transcutaneous Energy Transmission System for Artificial Anal Sphincter， Proceedings of the 2007 IEEE International Conference on Mechatronics and Automation， China， 2007: 1434-1438.
[12] Lim H.G.， Yoon Y.H.， Lee C.W.， et al， Implementation of a transcutaneous charger for fully implantable middle ear hearing device. Proc. IEEE Engineering in Medicine and Biology 27th Annual Conference， China， 2005: 6813-6816.
[13] N. Chaimanonart， K. R. Olszens， M. D. Zimmerman， et al， Implantable RF power converter for small animal in vivo biological monitoring， Proc. IEEE Conference of Engineering in Medicine and Biology， China， 2005: 5194-5197.
[14] T. Takura， H. Ishiai， F. Sato， et al， Basic evaluation of signal transmission coil in transcutaneous magnetic telemetry system for articial hearts， IEEE Transactions on Magnetics， 2005， 41(10)， 4173-4175.
[15] K. Iwawaki， M. Watada， S. Takatani， et al， The design of core-type transcutaneous energy transmission systems for artificial heart. Proc. 30th Annual Conference of the IEEE Industrial Electronics Society， Korea， 2004: 948-952.
[16] W. Ying， Y. Luguang， and X. Shangang， Modeling and performance analysis of the new contactless power supply system， Proceedings of the 8th International Conference on ICEMS， 2005: 1983-1987.
[17] Shinsuke Arai， Hidekazu Miura， Fumihiro Sato， et al， Examination of Circuit Parameters for Stable High Efficiency TETS for Artificial Hearts， IEEE Transactions on magnetic， 2005， 40(10): 4170-4172.
[18] S. Suzuki， T. Katane， H. Saotome， et al， A proposal of electric power generating system for implanted medical devices， IEEE Transactions on Magnetics， 1999， 35(5): 3586-3589.
[19] J. Weber， K. Potje-Kamloth， F. Haase， et al， Coin-size coiled-up polymer foil thermoelectric power generator for wearable electronics， Sensors and Actuators A: Physics， 2006， (132): 325-330.
[20] S. Suzuki， T. Katane， H. Saotome， et al， Electric power-generating system using magnetic  coupling for deeply implanted medical， IEEE Transactions on Magnetics， 2002， 38(5): 3006-3008.
[21] J. Kymissis， C. Kendall， J. Paradiso， et al， Parasitic power harvesting in shoes. Proceeding of the Second IEEE International Conference on Wearable Computing， USA， 1998: 132-139.
[22] P. J. Glynne， S. P. Beeby， N. M.White， Towards a piezoelectric vibration-powered microgenerator， IEEE Proceedings on Science Measurement and Technology， 2001: 68-72.
[23] J. Kymissis， C. Kendall， J. Paradiso， et al， Parasitic power harvesting in shoes. Proceeding of the Second IEEE International Conference on Wearable Computing， USA， 1998: 132-139.
[24] G. Wang， W. Liu， M. Sivaprakasam， et al， Design and analysis of an adaptive transcutaneous power telemetry for biomedical implants， IEEE Transactions on Circuits and Systems I， Regular Papers， 2005， 52(10): 2109-2117.
[25] 梁俊睿， 赵春宇， 一种经皮能量传输电路的设计方法. 电子技术应用， 2007， (4): 87-89.
[26] Watada M.， Iwawali K， Tamada T.， et al， The development of core-type transcutaneous energy transmission system for artificial heart. IEEE Engineering in Medicine and Biology 27th Annual Conference， China， 2005: 3849-3852.
[27] C. Fernandez， O. Garcia， R. Prieto， et al. Overview of different alternatives for the contactless transmission of energy. IEEE 28th Annual Conference of the Industrial Electronics Society. 2002: 1318-1323.
[28] C.M. Zierhofer， E.S. Hochmair， High-efficiency coupling-insensitive transcutaneous power and data transmission via an inductive link， IEEE Transcations on Biomedical Engineering. 1990， 37(7): 716-722.
[29] T.H.Nishimura， K.Hirachi， YMaejima， et al. Characteristics of a Novel Energy Transmission for a Rechargeable Cardiac Pacemaker by Using a Resonant DC-DC Converter. Proceedings of the International Conference on Industrial Electronics， Control and Instrumentation. USA， 1993: 875-880.
[30] G. B. Joung and B. H. Cho. An energy transmission system for an artificial heart using leakage inductance compensation of transcutaneous transformer. IEEE Transactions on Power Electronics， 1998， 13(6): 1013-1022.
[31] Xun Liu， Hui S. Y.， Simulation Study and Experimental Verification of a Universal Contactless Battery Charging Platform With Localized Charging Features， IEEE Transactions on Power Electronics， 2007， 22(6): 2202-2210.
[32] Yugang Su， Chunsen Tang， Shuping Wu， et al， Research of LCL Resonant Inverter in Wireless Power Transfer System， International Conference on Power System Technology， China， 2006: 1-6.
[33] Mangesh Borage， Sunil Tiwari， Swarna Kotaiah， Analysis and Design of an LCL-T Resonant Converter as a Constant-Current Power Supply， Industrial Electronics， IEEE Transactions on Industrial Electronics， 2005， 52(6): 1547-1554.
[34] Chwei-Sen Wang， Oskar H. Stielau， Grant Covic， Design considerations for a contactless electric vehicle battery charger， IEEE Transactions on Industrial Electronics， 2005， 52(5): 1308-1314.
[35] C.G. Kim and B.H. Cho. Transcutaneous Energy Transmission with Double Tuned Duty Cycle Control. Proceedings of the 31st Intersocietsy Energy Conversion Engineering Conference. USA， 1996: 587-591.
[36] Qianhong Chen， Siu Chung Wong， Chi K. Tse， et al. Analysis， Design and Control of a Transcutaneous Power Regulator for Artificial Hearts. IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems， 2009， 3(1): 23-31.
[37] Shinsuke Arai， Hidekazu Miura， Fumihiro Sato， et al， Examination of Circuit Parameters for Stable High Efficiency TETS for Artificial Hearts. IEEE Transactions on magnetic， 2005， 40(10): 4170-4172.
[38] Chun-Hung Hu， Ching-Mu Chen， Ying-Shing Shiao， et al， Development of a Universal Contactless Charger for Handheld Devices， IEEE International Symposium on Industrial Electronics. UK， 2008: 99-104.
[39] Toshi Hiro Nishimura， Tetsuji Eguchi， Katsuya Hirachi， et al， A Large Air Gap Flat Transformer for A Transcutaneous Energy Transmission System， Power Electronics Specialists Conference， Taiwan， 1994.
[40] Hidekazu Miura， Shinsuke Arai， Yasuyuki Kakubari， et al. Improvement of the Transcutaneous Energy Transmission