高效率醫(yī)療植入式刺激裝置無(wú)線充電系統(tǒng)

醫(yī)療植入式刺激裝置在疾病治療中發(fā)揮著越來(lái)越重要的作用。醫(yī)療植入式刺激裝置包括植入式心臟起搏器、腦起搏器、胃腸電刺激器、迷走神經(jīng)刺激器、脊髓刺激器等。
腦起搏器在醫(yī)學(xué)術(shù)語(yǔ)上稱“腦深部刺激系統(tǒng)(DBS)”。DBS用于治療帕金森病、震顫和肌張力障礙等。DBS的脈沖發(fā)生器持續(xù)發(fā)出高頻脈沖電刺激，抑制不正常的腦核團(tuán)放電，消除帕金森病癥狀。但脈沖發(fā)生器電池容量是一定的，一般可供使用3~7年。如電池耗完，則需要更換脈沖發(fā)生器。
膠囊內(nèi)窺鏡、植入式醫(yī)用膠囊可以窺探人體消化道或腸道的健康狀況，幫助醫(yī)生對(duì)病人進(jìn)行診斷。內(nèi)窺鏡攜帶的攝像頭可提供一些影響腸道或消化道的潰瘍、異常的增長(zhǎng)以及出血等癥狀。膠囊內(nèi)窺鏡靠膠囊內(nèi)的電池供電，但電池容量是一定的[1]。
參考文獻(xiàn)[2]針對(duì)人工心臟起搏器無(wú)線能量供電而設(shè)計(jì)的松耦合變壓器，其罐狀鐵芯式結(jié)構(gòu)的二維面積為72 mm×13 mm，最佳工作頻率為100 kHz，氣隙間距為5 mm，對(duì)于植入式醫(yī)療裝置來(lái)說(shuō)，這樣結(jié)構(gòu)的松耦合變壓器體積有些偏大，氣隙間距偏小。
參考文獻(xiàn)[3]提出RF無(wú)線遙控型能量植入式設(shè)備。該設(shè)備基于生物學(xué)組織中的無(wú)線能量傳輸?shù)碾娏餮芯浚捎诮M織吸收損耗趨向于工作在10 MHz以下，如此大的頻率導(dǎo)致需要更大的接收天線。該文獻(xiàn)評(píng)估和公式推導(dǎo)出接收能量和組織吸收之間折衷頻率大概在1 GHz。值入深度從1 cm增大到6 cm，傳輸效率從10-1數(shù)量級(jí)減小到10-4數(shù)量級(jí)。對(duì)于其他一些植入式刺激醫(yī)療設(shè)備來(lái)說(shuō)，這樣的傳輸效率太低，很難滿足需要。
針對(duì)小型植入式醫(yī)療裝置(如無(wú)線膠囊內(nèi)窺鏡)的電池使用時(shí)間的限制，參考文獻(xiàn)[4]提出一種計(jì)算經(jīng)皮耦合無(wú)線能量傳輸效率的方法。通過(guò)該方法計(jì)算得出變壓器的串聯(lián)諧振電路，在頻率500 kHz，次級(jí)線圈的尺寸是5 mm×20 mm。氣隙間距為100 mm時(shí)，能夠達(dá)到的最高傳輸效率為33.1%。這樣的傳輸效率對(duì)于某些植入式醫(yī)療裝置來(lái)說(shuō)偏低。
針對(duì)醫(yī)療植入式刺激裝置的松耦合變壓器，通過(guò)ANSYS對(duì)其在各種電路情況下的傳輸效率進(jìn)行仿真分析，得到一種較為優(yōu)秀的松耦合變壓器結(jié)構(gòu)并制作了相應(yīng)的電路，對(duì)其傳輸效率進(jìn)行測(cè)試并對(duì)比分析。
1 系統(tǒng)模型和工作原理
醫(yī)療植入式刺激裝置無(wú)線充電系統(tǒng)的模型主要由體外和體內(nèi)兩部分組成。系統(tǒng)的模型如圖1所示。

體外部分包括電源模塊、高頻逆變驅(qū)動(dòng)模塊和松耦合變壓器的初級(jí)線圈；體內(nèi)部分包括次級(jí)線圈、整流濾波模塊、穩(wěn)壓電源模塊、電源管理模塊和可充電電池。
醫(yī)療植入式刺激裝置無(wú)線充電系統(tǒng)的工作原理為：直流電源模塊經(jīng)過(guò)高頻逆變驅(qū)動(dòng)模塊把直流電逆變?yōu)楦哳l的交流電供給松耦合變壓器初級(jí)線圈，體內(nèi)的次級(jí)線圈感應(yīng)出高頻的交流電經(jīng)過(guò)整流模塊，從而把交流電整流成直流電，整流出的直流電經(jīng)過(guò)穩(wěn)壓電源模塊穩(wěn)壓供給電源管理芯片，對(duì)體內(nèi)的電池進(jìn)行充電。松耦合變壓器由于氣隙的存在，其耦合系數(shù)變低，磁動(dòng)勢(shì)主要降落到氣隙的磁阻上，導(dǎo)致松耦合變壓器的效率很低。所以，如何提高能量傳輸效率是無(wú)線能量傳輸系統(tǒng)研究的關(guān)鍵[5]。
2 高效率松耦合變壓器磁路仿真與實(shí)測(cè)
無(wú)線充電系統(tǒng)中，松耦合變壓器負(fù)責(zé)能量的直接傳輸，所以它是影響該系統(tǒng)中供電效率的關(guān)鍵因素。本文以松耦合變壓器作為研究對(duì)象，通過(guò)ANSYS軟件分析松耦合變壓器影響傳輸效率的因素和無(wú)功補(bǔ)償電路仿真以及實(shí)驗(yàn)分析[6-7]。
2.1 松耦合變壓器磁路結(jié)構(gòu)仿真對(duì)比
松耦合變壓器中將其原邊和副邊分開(kāi)一定的距離進(jìn)行無(wú)限能量傳輸，由于氣隙的存在，其耦合系數(shù)變低，磁動(dòng)勢(shì)主要降落到氣隙的磁阻上，導(dǎo)致松耦合變壓器的效率很低。為了提高松耦合變壓器系統(tǒng)的耦合系數(shù)減小線圈的體積,一般采用鐵芯式線圈。由于本文中采用的工作頻率很高，為了減小鐵芯損耗,一般鐵芯采用MnZn 鐵氧體材料，而線圈則采用銅絞線以減小集膚效應(yīng)的影響。本設(shè)計(jì)選取了幾種結(jié)構(gòu)的松耦合變壓器進(jìn)行對(duì)比分析選取。有平板式鐵芯、罐狀鐵芯等。

通過(guò)比較圖3所示的結(jié)果可以發(fā)現(xiàn),隨著氣隙的增大,兩種結(jié)構(gòu)的變壓器耦合系數(shù)k均逐漸減小。但當(dāng)氣隙距離相等時(shí)，罐狀結(jié)構(gòu)的變壓器耦合系數(shù)相對(duì)較高，那么傳輸效率就相對(duì)偏高。因?yàn)樯矬w的特殊要求，除了變壓器耦合系數(shù)滿足要求之外，植入體內(nèi)的器件要求體積盡量小，結(jié)構(gòu)盡量簡(jiǎn)單。本文研究的松耦合變壓器針對(duì)的是醫(yī)療植入式刺激裝置的特殊場(chǎng)合，因此體外部分選擇罐狀結(jié)構(gòu)，體內(nèi)部分選擇平板式結(jié)構(gòu)。
2.2 高效率磁路的仿真與實(shí)測(cè)對(duì)比
磁芯設(shè)為線性導(dǎo)磁材料,相對(duì)磁導(dǎo)率定為2 500；不考慮渦流損耗；氣隙間距GAP=7 mm；初級(jí)電壓加幅值為6 V的正弦波，頻率為100 kHz~2 MHz；負(fù)載為100 Ω，初級(jí)、次級(jí)匝數(shù)比為1：1。根據(jù)上面的的分析，本文松耦合變壓器三種電路進(jìn)行仿真和實(shí)驗(yàn)。
第一種電路結(jié)構(gòu)是初級(jí)、次級(jí)都不加諧振時(shí)進(jìn)行仿真和實(shí)驗(yàn)，最高傳輸效率是14.5%，最低傳輸效率是1.2%。
第二種電路結(jié)構(gòu)是僅初級(jí)線圈加串聯(lián)諧振時(shí)進(jìn)行仿真和實(shí)驗(yàn),頻率在100 kHz~2 MHz范圍內(nèi)時(shí)，最高傳輸效率是35.0%，最低傳輸效率是15.1%。
第三種電路結(jié)構(gòu)是初級(jí)、次級(jí)均加串聯(lián)諧振時(shí)進(jìn)行仿真和實(shí)驗(yàn)。如圖4所示為第三種電路結(jié)構(gòu)的仿真?zhèn)鬏斝屎蛯?shí)際測(cè)量傳輸效率對(duì)比圖。

從圖4可以分析得出，頻率為1.5 MHz時(shí)的最大效率為61.13%。頻率在1.5 MHz~2 MHz之間，變壓器傳輸效率趨于穩(wěn)定在60%左右。
針對(duì)醫(yī)療植入式刺激裝置在臨床中的供電和供電效率的關(guān)鍵問(wèn)題，本文以無(wú)線能量傳輸系統(tǒng)中的松耦合變壓器作為研究對(duì)象。通過(guò)對(duì)各種磁路結(jié)構(gòu)的對(duì)比，選擇醫(yī)療植入式刺激裝置最適合的變壓器磁路結(jié)構(gòu)。在實(shí)際應(yīng)用條件下，對(duì)松耦合變壓器的傳輸效率進(jìn)行仿真和實(shí)驗(yàn)，仿真實(shí)驗(yàn)中，氣隙距離為7 mm，頻率在100 kHz~2 MHz范圍內(nèi)，初次級(jí)均加串聯(lián)諧振線圈的最大傳輸效率為61.13%，仿真實(shí)驗(yàn)證明可以滿足高效率醫(yī)療植入式刺激裝置的供電需求。
參考文獻(xiàn)
[1] PANESCU D.An imaging pill for gastrointestinal endoscopy[J].IEEE Engineering in Medicine and Biology Magazine. 2005，24(4)：12-14.
[2] Ma Jimei，Yang Qingxin，Chen Haiyan.Transcutaneous energy and information transmission system with optimized transformer parameters for the artificial heart[J].IEEE Trans.Applied Superconductivity 2010，20(3)：798-801.
[3] POON A S Y，DRISCOLL SO，MENG T H.Optimal frequency for wireless power transmission into dispersive tissue[J]. IEEE Transactions on Antennas and Propagation，2010，58(5)：1739-1750.
[4] SHIBA K，MORIMASA A，HIRANO H.Design and development of low-loss transformer for powering small implantable medical devices[J].IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems，2010，4(2)：77-85.
[5] JOAQUIN J.Casanova，et al.A loosely coupled planar wireless power system for multiple receivers[J].IEEE Transactions on Industrial Electronics，2009，56(8)：3060-3068.
[6] YU X J，CHENG J M.Leakage inductance compensation for loosely coupled transformer considering parasitic resistance[J].Electronics Letters，2010，46(10)：717-719.
[7] YOUSSEF M Z，JAIN P K.Series-Parallel resonant converter in self-sustained oscillation mode with the high-frequency transformer-leakage-inductance effect：analysis，modeling，and design[J].IEEE Transactions on Industrial Electronics，2007，54(3)：1329-1340.