芮小博，李 航，韓欣欣，陳 瑜

(1.天津大學(xué)精密測試技術(shù)及儀器全國重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，天津 300072；2.北京科技成果轉(zhuǎn)化服務(wù)中心，北京 100048)

隨著移動電子設(shè)備的激增和物聯(lián)網(wǎng)時代的到來，適用于交互通訊的傳感器的數(shù)量急劇增長，關(guān)于能量供應(yīng)的研究越來越受到重視，而目前的技術(shù)多采用電池實(shí)現(xiàn)。這些電子器件的功耗很低但數(shù)量巨大，且要求長時間處于工作狀態(tài)，只用電池來驅(qū)動整個傳感器網(wǎng)絡(luò)是不現(xiàn)實(shí)的，這會帶來電池的更換和回收難題，如果電池泄露還會造成環(huán)境的污染[1]。因此，對這些低功耗電子器件的能量供應(yīng)成為了制約物聯(lián)網(wǎng)發(fā)展的關(guān)鍵因素，我們急需一種能夠獨(dú)立地為低功耗電子器件持續(xù)供電的新型能源[2]。能量收集技術(shù)的出現(xiàn)為解決這一難題提供了新的思路，通過收集環(huán)境中儲量豐富的機(jī)械能，將其轉(zhuǎn)化為電能為電子器件供電，便可以突破能源供應(yīng)瓶頸，使得低功耗電子器件成為自供能系統(tǒng)[3-4]。

環(huán)境中的能源來源廣泛，包括太陽能、風(fēng)能、潮汐能、機(jī)械振動和人體運(yùn)動能量等，在這其中，人體運(yùn)動能量具備獨(dú)特的優(yōu)勢，當(dāng)環(huán)境中的能量受自然條件影響難以利用時，我們可以從自己的身體中獲取能量以供應(yīng)小型電子設(shè)備。研究表明，人體運(yùn)動時各部分機(jī)械能都是較為可觀的[5]，運(yùn)動時四肢的功率可超過50 W，為收集人體運(yùn)動能量，研究人員設(shè)計(jì)了多種能量收集器，以實(shí)現(xiàn)為可穿戴設(shè)備供能的目標(biāo)。

目前，能量收集原理主要分為:靜電式[6]、壓電式[7]、電磁式[8]以及摩擦式[9]等，電磁式能量收集器不需要額外的驅(qū)動電源，且具有輸出阻抗低、可靠性高等優(yōu)點(diǎn)，從而成為研究熱點(diǎn)[10]。帶寬和輸出功率是集能器的兩個重要且相互矛盾的指標(biāo)，為了在保證一定的輸出功率前提下，拓寬頻帶特性，研究人員提出了非線性和多穩(wěn)態(tài)等方法。蘇州大學(xué)的Liu等[11]針對人體上下肢的擺動設(shè)計(jì)了一款收集低頻和不規(guī)則運(yùn)動的非共振旋轉(zhuǎn)電磁能量收集器，該集能器利用四個定子線圈和一個旋轉(zhuǎn)磁鐵的相對運(yùn)動，在8 Hz 的激勵下可以產(chǎn)生10.4 mW 的輸出。杜克大學(xué)的Mann 等[12]提出一種新的單穩(wěn)態(tài)能量收集裝置，該裝置使用磁力使得振蕩中心磁鐵懸浮，通過對非線性系統(tǒng)的頻率響應(yīng)進(jìn)行研究，發(fā)現(xiàn)利用系統(tǒng)的非線性響應(yīng)可以提高收集的能量。他們還在此基礎(chǔ)上研究了具有雙穩(wěn)態(tài)的電磁集能器[13]，在振蕩中心位置周圍布置了四個磁鐵，它們與中心磁鐵存在斥力從而阻礙中心磁鐵運(yùn)動，形成能量勢阱，使得該能量收集器具有兩個穩(wěn)態(tài)，通過理論分析和振動實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，該結(jié)構(gòu)通過將能量收集器改為雙穩(wěn)態(tài)結(jié)構(gòu)有效擴(kuò)大了諧振頻率范圍。Struwig 等[14]開發(fā)了一種針對下肢運(yùn)動的磁懸浮式集能器，將下肢運(yùn)動進(jìn)行分解，建立了運(yùn)動模型與機(jī)電耦合模型，對集能器的關(guān)鍵參數(shù)進(jìn)行設(shè)計(jì)。不僅如此，這種磁懸浮式結(jié)構(gòu)也演變出來多種配置，包括單線圈單懸浮磁鐵[15]、多線圈單懸浮磁鐵[12]、單線圈多懸浮磁鐵[2]等。同時，殼體形狀也在不斷發(fā)生變化，從圓柱形演化出矩形[12]；磁鐵也演變出圓形、塊狀、環(huán)形，具有導(dǎo)向系統(tǒng)[10]，堆疊排列的磁鐵填充間隔片[16]等方式。

針對人體運(yùn)動低頻、隨機(jī)性強(qiáng)和周期性強(qiáng)激勵等特點(diǎn)，本文設(shè)計(jì)了一種基于電磁原理的磁懸浮式能量收集器，中心磁鐵的支撐方式為采用了磁性彈簧的磁懸浮式結(jié)構(gòu)來替代傳統(tǒng)的機(jī)械彈簧結(jié)構(gòu)，具備易于加工調(diào)整、可靠性高的優(yōu)點(diǎn)。通過單軸振動激勵實(shí)驗(yàn)和人體運(yùn)動激勵實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了設(shè)計(jì)的能量收集器效果，在最優(yōu)化激勵條件下輸出功率不低于1.92 mW，輸出有效電壓3.5 V，具備為可穿戴設(shè)備供能的潛力。

1 基于慣性傳感器的人體運(yùn)動特征分析

1.1 人體運(yùn)動特征分析系統(tǒng)搭建

為設(shè)計(jì)能量收集器，首先需要明確激勵源——人體運(yùn)動的特征，本文采用WT901SDCL 九軸姿態(tài)傳感器，它可以測量三維加速度信息，最小分辨力為0.01 gn，最高采樣頻率為200 Hz，可以滿足人體運(yùn)動加速度采集的需求。

本文將裝置分別固定在人體的手臂、手腕、腿部和腳腕處進(jìn)行加速度數(shù)據(jù)采集，如圖1 所示。加速度數(shù)據(jù)的x方向?yàn)檫\(yùn)動的前進(jìn)方向，y方向沿肢體方向向上，z方向與x、y方向組成笛卡爾坐標(biāo)系。

圖1 慣性傳感器安裝位置

1.2 人體運(yùn)動加速度數(shù)據(jù)分析

1.2.1 時域分析

實(shí)驗(yàn)人員在空曠的場地進(jìn)行走路和跑步兩種不同的運(yùn)動，總共得到八組數(shù)據(jù)。

對采集到的加速度數(shù)據(jù)進(jìn)行時域分析，圖2 所示為在走路情景下的腳腕和腿部的加速度數(shù)據(jù)，可以看出處于肢體末端的腳腕相較于處于肢體中部的腿部加速度更大，更具備能量收集價值。同時，在走路情景下，由于腳跟落地時與地面沖擊較小，x軸加速度較y軸相比更大。

圖2 走路時下肢加速度數(shù)據(jù)

圖3 所示為跑步時下肢加速度數(shù)據(jù)，通過對比可以看出，相較于走路情況下，各個方向的加速度不僅在峰值處數(shù)據(jù)增大，其y軸數(shù)據(jù)更是產(chǎn)生了非常明顯變化，腳腕處峰值超過了15 gn。原因是在跑步過程中，腳跟與地面沖擊較大，導(dǎo)致沿腿骨方向反作用力變大，從而使y軸加速度較走路時產(chǎn)生較大增長。

圖3 跑步時下肢加速度數(shù)據(jù)

與下肢激勵相比，上肢處的激勵明顯幅值要小很多，在任何運(yùn)動情境下，基本不會超過5 gn，如圖4、圖5 所示。因此，得出結(jié)論:四個關(guān)鍵位置處，腳腕激勵最強(qiáng)，擬設(shè)置為能量收集器的擺放位置。

圖4 走路時上肢加速度數(shù)據(jù)

圖5 跑步時上肢加速度數(shù)據(jù)

為了明確腳腕處的激勵特征，將加速度數(shù)據(jù)與運(yùn)動姿態(tài)相匹配，可以得知不同階段加速度產(chǎn)生的原因，進(jìn)而有針對性地對某一動作進(jìn)行能量收集[17]。人跑步或行走過程主要分為沖擊和擺動兩個部分，沖擊過程是指腳部落地時與地面的撞擊過程，擺動過程是指運(yùn)動時肢體的擺動。圖6 所示數(shù)據(jù)為跑步時腳腕處x和y方向的加速度，它們的峰值可達(dá)8 gn，均出現(xiàn)在沖擊過程，并且在沖擊過程中，激勵具有單方向性(一個方向的加速度達(dá)到峰值，另一個方向加速度為零)，類似于單軸激勵；而在擺動過程中，加速度數(shù)據(jù)較小，在4 gn以內(nèi)波動，且方向具有隨機(jī)性。因此，對于人體運(yùn)動時的能量收集應(yīng)該針對沖擊過程，因?yàn)檫@個過程蘊(yùn)含能量更高，且方向單一更易收集。

圖6 人體運(yùn)動姿態(tài)與加速度數(shù)據(jù)匹配圖

1.2.2 頻域分析

為了得知加速度數(shù)據(jù)的頻率特性，對采集到的加速度數(shù)據(jù)進(jìn)行快速傅里葉變換，便可以知道激勵的主頻率和頻譜峰值。圖7 所示為腳腕處加速度數(shù)據(jù)分為x、y、z三個方向進(jìn)行快速傅里葉變換后得到的頻譜圖。

圖7 腳腕處加速度數(shù)據(jù)頻譜圖

由頻譜圖可以得出在不同運(yùn)動狀態(tài)下腳腕的加速度在x、y、z方向的主頻率，根據(jù)激勵源主頻率和對應(yīng)的頻譜峰值繪制出如圖8 所示的柱狀-折線圖。

圖8 腳腕處加速度特征

由跑步主頻率折線可以看出在跑步狀態(tài)下加速度數(shù)據(jù)的主頻率在1.5 Hz～2 Hz，這與沖擊過程的頻率相近，這也驗(yàn)證了時域分析中人體能量收集應(yīng)針對沖擊過程的正確性。

由頻域分析獲得的激勵源特征如下:腳腕處的加速度最大，不論是在走路還是跑步狀態(tài)下，其激勵主頻率均為低頻，不超過3 Hz；x、y方向的激勵強(qiáng)度較高，高于z方向。

由于激勵源頻率較低，能量收集裝置不能在共振模式下連續(xù)工作，因此，在進(jìn)行能量收集器設(shè)計(jì)時要采用非共振式結(jié)構(gòu)。

2 能量收集器的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)與樣機(jī)搭建

2.1 能量收集器的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

本文設(shè)計(jì)的能量收集器為柱狀結(jié)構(gòu)，圖9 為能量收集器示意圖。它由一個兩端固定著兩塊端磁鐵的空心管、一個在管內(nèi)移動的中心磁鐵和纏繞在管上的線圈組成。在靜止?fàn)顟B(tài)下，中心磁鐵受到自身重力和端磁鐵的斥力而處于懸浮狀態(tài)，不需要外界能量的維持。

圖9 能量收集器示意圖

所設(shè)計(jì)的集能器對沿著其軸向方向的激勵具有最佳的響應(yīng)，因此非常適合針對人體運(yùn)動過程中方向單一的沖擊過程進(jìn)行能量收集。而對于其他方向的激勵，集能器也可工作，只要激勵含有沿著集能器軸向的分量，中心磁鐵便會產(chǎn)生振蕩，使得通過閉合線圈的磁通量發(fā)生變化從而產(chǎn)生電壓。線圈中產(chǎn)生的感應(yīng)電壓可以由法拉第電磁定律確定:

式中:VL是線圈中的感應(yīng)電壓，N是線圈匝數(shù)，Bz是磁感應(yīng)強(qiáng)度，l是一圈繞組的長度，z是磁鐵和線圈之間的相對位移。

電磁式振動能量收集器的電路模型可以由一個一階LR 電路表示[18]，由于電磁式集能器內(nèi)阻相對于負(fù)載較小，故將其忽略，電路模型如下所示:

式中:Le為線圈自感，RL為電路負(fù)載，i為電路中電流。

將式(2)與式(1)聯(lián)立后，等式兩邊同乘RL/Le，便可得到如下表達(dá)式:

式中:δc＝NBzl為轉(zhuǎn)換系數(shù)；ωc＝RL/Le為特征截止頻率。

下面對能量收集器的動力學(xué)模型進(jìn)行建模。本文設(shè)計(jì)的集能器符合基本的振動模型，因此可以用彈簧-質(zhì)量塊-阻尼模型建模，忽略磁鐵自身重力，可得如下振動方程:

式中:m為中心磁鐵質(zhì)量，k為磁性彈簧剛度，d表示機(jī)械阻尼，α＝NBzl/RL為電磁耦合系數(shù)，慣性系統(tǒng)由y(t)＝Y(jié)0sin(ωt)表示的外部機(jī)械振動激勵，其中Y0是外部激勵的振幅，ω是外部激勵的頻率。

將式(3)、式(4)聯(lián)立，經(jīng)過拉普拉斯變換后可得到如下表達(dá)式:

式中:s為拉普拉斯變量，Z為質(zhì)量塊位移，V為輸出電壓，Y為質(zhì)量塊加速度。

求解式(5)得到輸出電壓的解如下:

將拉普拉斯變量s＝j(luò)ω代入，在輸入諧波為＝Y(jié)0ejωt的頻域中，負(fù)載RL消耗的功率可以寫為:

由此得出了對系統(tǒng)施加正弦激勵時的電壓與功率輸出，由第一章對人體運(yùn)動的頻域分析可知，人體運(yùn)動包含若干個主要頻率，通過將各自頻率激勵下的輸出疊加便可以模擬真實(shí)的人體運(yùn)動能量轉(zhuǎn)化與收集過程。

由式(1)可知，線圈匝數(shù)是影響輸出電壓的顯著因素，匝數(shù)越大，輸出電壓越大。因此，在滿足設(shè)計(jì)指標(biāo)的同時，可適當(dāng)提高線圈匝數(shù)來獲得更高的輸出電壓；由式(6)可知，磁性彈簧的剛度k越小，輸出電壓越大，因此設(shè)計(jì)時應(yīng)適當(dāng)減小兩端固定磁鐵的磁力和尺寸。

設(shè)計(jì)出集能器的核心參數(shù)如表1 所示。

表1 能量收集器參數(shù)

2.2 能量收集器樣機(jī)的搭建

按照表1 所示的設(shè)計(jì)尺寸搭建了兩款樣機(jī)，它們在中心磁鐵支撐方式上存在差異，如圖10 所示。

圖10 能量收集器樣機(jī)

圖10(a)所示為雙端固定磁鐵支撐的方式，這種結(jié)構(gòu)不會受擺放方位的影響，在任何角度下都能正常工作，因此可以用這種方式來收集x或y方向的能量。

圖10(b)所示為單端固定磁鐵的支撐方式，另一端采用封口膠進(jìn)行緩沖。由線圈產(chǎn)生的感應(yīng)電壓公式(1)可知，中心磁鐵移動速度會顯著影響輸出電壓大小，由于少了一個方向端磁鐵斥力約束，單端固定磁鐵的方式中的中心磁鐵移動速度更快，輸出能量更高。但這種方式也有顯著的缺點(diǎn)，它在不同方向的能量收集存在明顯的差異性，例如，在收集水平方向的振動能量時，中心磁鐵的運(yùn)動受阻尼影響較大，使得輸出效果不理想。因此，要對兩款集能器進(jìn)行能量收集實(shí)驗(yàn)來做出最優(yōu)選擇。

3 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

3.1 單軸振動激勵實(shí)驗(yàn)

由1.2.1 的加速度時域分析可知，人體運(yùn)動時的x、y方向加速度數(shù)據(jù)類似于單軸振動，故可采用單軸振動激勵集能器的方式來驗(yàn)證能量收集效果。

3.1.1 電容充電實(shí)驗(yàn)

集能器產(chǎn)生的是交流電，要想實(shí)現(xiàn)為可穿戴器件供能的目標(biāo)必需要進(jìn)行整流并存貯在儲能設(shè)備，如電容中，在可穿戴器件需要供電時為其供能。單軸振動激勵集能器，采用低壓降的肖特基二極管組成橋式整流電路，對其產(chǎn)生的交流電整流。整流前后輸出電壓如圖11 所示。

圖11 兩款能量收集器整流前后輸出波形

整流前，在相同激勵下，單端固定磁鐵的集能器輸出電壓峰值、有效值更高。經(jīng)過整流后，兩款集能器樣機(jī)輸出整流電壓均超過10 V，但單端固定磁鐵的集能器的輸出整流有效電壓略高。

經(jīng)過整流后，進(jìn)行電容充電實(shí)驗(yàn)，為330 μF 的電容充電。圖12 是電容充電實(shí)驗(yàn)中電容兩端的電壓波形圖，從中可以看出，兩款集能器測試結(jié)果相似，電容兩端最高電壓為10 V，且充電時間較短，1 s左右電容兩端電壓趨于穩(wěn)定。

圖12 電容充電實(shí)驗(yàn)中電容兩端電壓

3.1.2 點(diǎn)亮LED 小燈實(shí)驗(yàn)

衡量集能器輸出功率的指標(biāo)之一是其可以點(diǎn)亮的LED 小燈數(shù)量[4]。在手搖激勵下，分別將集能器通過整流電橋與多個LED 燈相連，如圖13 所示。

圖13 能量收集器點(diǎn)亮LED 小燈

兩款集能器測試結(jié)果相同，均最多可點(diǎn)亮六盞LED 小燈。經(jīng)過測試，實(shí)驗(yàn)中點(diǎn)亮一個LED 小燈最低功率約為0.32 mW。因此，在手搖激勵下，集能器通過整流電橋后輸出峰值功率不低于1.92 mW。

3.2 人體能量收集實(shí)驗(yàn)

3.2.1 實(shí)驗(yàn)裝置設(shè)計(jì)

人體能量收集實(shí)驗(yàn)裝置由加速度計(jì)、AD 采集卡和能量收集器構(gòu)成，AD 采集卡具有存儲功能，可在電腦端查看電壓和加速度數(shù)據(jù)曲線，實(shí)驗(yàn)裝置如圖14 所示。

圖14 人體能量收集實(shí)驗(yàn)裝置

3.2.2 實(shí)驗(yàn)及結(jié)果分析

實(shí)驗(yàn)人員分別在圖15 所示的水平安裝和垂直安裝的條件下，以走路(1 Hz)和跑步(1.5 Hz)兩種不同運(yùn)動狀態(tài)進(jìn)行激勵，意在分別收集x、y方向的能量，采集運(yùn)動過程中集能器產(chǎn)生的電壓，共采集到八組電壓數(shù)據(jù)和其對應(yīng)的加速度數(shù)據(jù)。

圖15 人體能量收集裝置的安裝

圖16 所示為跑步時兩款集能器垂直安裝產(chǎn)生的開路電壓和對應(yīng)的加速度數(shù)據(jù)。從加速度數(shù)據(jù)可以看出跑步激勵與單軸振動激勵相似，激勵頻率為1.5 Hz，在沖擊過程中，電壓數(shù)據(jù)達(dá)到其峰值；在擺動過程中，由于激勵水平的下降，集能器的輸出電壓呈現(xiàn)阻尼式下降。由此可見，如時域分析中所述，這兩款集能器能夠針對人體運(yùn)動時的沖擊過程進(jìn)行能量收集，與傳統(tǒng)的由定子磁鐵和轉(zhuǎn)子線圈構(gòu)成的旋轉(zhuǎn)式集能器不能進(jìn)行單軸振動能量收集的缺點(diǎn)相比，體現(xiàn)出在人體運(yùn)動能量收集的獨(dú)特優(yōu)勢。

圖16 能量收集器產(chǎn)生的電壓數(shù)據(jù)與對應(yīng)的加速度數(shù)據(jù)

實(shí)驗(yàn)過程中采集到的電壓數(shù)據(jù)如圖17 所示。其中圖17(a)所示為兩款集能器水平安裝時，分別在走路和跑步兩種不同激勵下產(chǎn)生的電壓數(shù)據(jù)；圖17(b)所示為兩款集能器垂直安裝時，分別在走路和跑步兩種不同激勵下產(chǎn)生的電壓數(shù)據(jù)。

圖17 能量收集器產(chǎn)生的電壓數(shù)據(jù)

可以看出在收集x方向能量(即水平安裝)時，雙端磁鐵的集能器輸出電壓峰值更高；而采用單端磁鐵的方式，不僅輸出電壓峰值較小，且在一個發(fā)電周期內(nèi)有效發(fā)電時間較短，在激勵較小的情景下(如走路)，只能產(chǎn)生微弱的電壓輸出，由此可見單端固定磁鐵的結(jié)構(gòu)方式不適合收集x方向的能量，對其結(jié)構(gòu)進(jìn)行分析，在激勵的水平分量較大時，中心磁鐵運(yùn)動至無磁鐵一端時，由于不受到端磁鐵的斥力作用，無法快速回到中心位置導(dǎo)致發(fā)電中斷，因此，單端固定磁鐵的結(jié)構(gòu)方式不適合收集水平分量較大方向的能量。

在收集y方向能量(即垂直安裝)時，單端磁鐵的集能器輸出電壓峰值更高，在一個周期內(nèi)有效發(fā)電時間更長，這是由于垂直安裝時，豎直分量較大，從而使中心磁鐵在運(yùn)動至無磁鐵端時能夠受到重力作用返回中心位置從而順利開始下一個發(fā)電周期。

為了比較兩款集能器在不同運(yùn)動狀態(tài)下、不同擺放角度(收集不同方向的能量)下的發(fā)電性能，比較其在能量收集過程中產(chǎn)生電壓的均方根值(Root Mean Square，RMS)的方法。計(jì)算結(jié)果如圖18 所示。

圖18 收集器的性能比較

可以看出在不同安裝方向下，兩款集能器表現(xiàn)各有優(yōu)劣。由此可以得出結(jié)論:采用雙端磁鐵的集能器適合水平安裝、收集x方向的能量；采用單端固定磁鐵的集能器適合垂直安裝、收集y方向的能量。這與對電壓數(shù)據(jù)的峰值進(jìn)行比較得出的結(jié)論相同。

為進(jìn)一步確定安裝方向和集能器的選型，將兩款集能器在各自的最佳安裝方向下輸出有效電壓做比較，在走路情景下，單端固定磁鐵方式RMS 為1.14 V，高出雙端固定磁鐵方式0.31 V；在跑步情景下，單端固定磁鐵方式RMS 為3.51 V，高出雙端固定磁鐵方式1.18 V。

由此，最終確定采用單端固定磁鐵的能量收集器垂直安裝的方式，收集腳腕處y方向的能量，在最優(yōu)化激勵條件下可獲得3.5 V 的有效電壓。表2 列出了一些同類型的電磁式集能器的參數(shù)指標(biāo)，可見本文所設(shè)計(jì)的集能器具備更好的性能。

表2 與發(fā)表的電磁式集能器的參數(shù)比較

4 結(jié)論

本文針對基于電磁原理的人體運(yùn)動能量收集器進(jìn)行研究，通過采集人體運(yùn)動加速度數(shù)據(jù)的方法明確了激勵源特征；設(shè)計(jì)了能量收集器的結(jié)構(gòu)參數(shù)并搭建了兩款不同中心磁鐵支撐方式實(shí)驗(yàn)樣機(jī)，陸續(xù)開展了電容充電實(shí)驗(yàn)和點(diǎn)亮LED 小燈實(shí)驗(yàn)，其輸出功率不低于1.92 mW，驗(yàn)證了為可穿戴設(shè)備供電的可行性；最后，進(jìn)行了人體實(shí)驗(yàn)，通過對兩款集能器收集不同方向能量時產(chǎn)生的電壓數(shù)據(jù)進(jìn)行分析處理，進(jìn)而最終確定采用單端固定磁鐵的能量收集器，以垂直安裝的方式實(shí)現(xiàn)人體運(yùn)動能量的收集。所設(shè)計(jì)的集能器在最優(yōu)化激勵條件下可獲得3.5 V 的有效電壓。能量指標(biāo)已表明該集能器具備為低功耗傳感器供能的能力，當(dāng)進(jìn)一步明確應(yīng)用場景后，可以縮小集能器的體積，以更好地減小對人體的束縛，甚至集成到可穿戴設(shè)備中，或者可以通過提高線圈匝數(shù)和品質(zhì)因數(shù)、增大磁鐵的磁強(qiáng)度來提升輸出功率，以滿足實(shí)際需要。