【作 者】劉博，吳開杰，吳小貝，柴新禹

上海交通大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程，上海市，200240

近年來(lái)，科學(xué)家正在研究、探索用視覺(jué)假體替代視網(wǎng)膜功能，進(jìn)行視覺(jué)修復(fù)的有效手段。視覺(jué)假體是一種可取代視網(wǎng)膜功能，將光信息進(jìn)行人工處理、編碼，通過(guò)植入的電子微刺激器對(duì)視覺(jué)神經(jīng)系統(tǒng)作用，使盲人恢復(fù)視力的人造器官[1,2]。視覺(jué)假體主要包括體外圖像信息收集和處理部分，體內(nèi)刺激器和微電極部分[3]。體內(nèi)外的無(wú)線能量和數(shù)據(jù)傳輸是視覺(jué)假體中的關(guān)鍵技術(shù)之一。它為植入體內(nèi)裝置提供穩(wěn)定的電源和實(shí)時(shí)的數(shù)據(jù)通訊，避免因有線傳輸帶來(lái)的病人不適和感染風(fēng)險(xiǎn)，同時(shí)又滿足這類醫(yī)療設(shè)備全植入式的要求。

無(wú)線能量與數(shù)據(jù)的傳輸解決方案之一，是通過(guò)兩對(duì)耦合線圈分別傳輸能量和數(shù)據(jù)[4]，用低頻的載波傳輸能量，容易獲得較高的能量傳輸效率；用高頻的載波傳輸數(shù)據(jù)，可以獲得較高的數(shù)據(jù)碼率。采用這種設(shè)計(jì)方案，能量傳輸線圈和數(shù)據(jù)傳輸線圈需要同軸放置，以利于手術(shù)植入，但是能量和數(shù)據(jù)傳輸會(huì)相互干擾，從而增加了電路設(shè)計(jì)的復(fù)雜度。本文采用了通過(guò)一對(duì)耦合線圈同時(shí)傳輸能量和數(shù)據(jù)的方法。數(shù)字信號(hào)通過(guò)深度為25%的幅移鍵控調(diào)制(Amplitude Shift Keying, ASK)后，再通過(guò)耦合線圈傳輸至體內(nèi)。調(diào)制深度為25%，這樣可以保證能量的持續(xù)供應(yīng)。因?yàn)榈皖l的載波下容易獲得較高的能量傳輸效率，而高頻的載波可以獲得較高的數(shù)據(jù)碼率，所以載波頻率要在兩者之間折中選取。本文采用了10 MHz的載波頻率。

在無(wú)線傳輸中，發(fā)射線圈的驅(qū)動(dòng)電路是體外裝置的關(guān)鍵部分。本文采用E類功率放大器（Class-E）驅(qū)動(dòng)發(fā)射線圈、傳輸能量，因?yàn)镋類功率放大器有能量轉(zhuǎn)換效率高（理想狀態(tài)下為100%）、結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單等優(yōu)點(diǎn)[5]。此外，在E類功率放大電路中加入簡(jiǎn)單的調(diào)制電路，可以實(shí)現(xiàn)上述的ASK調(diào)制。

1 總體設(shè)計(jì)

無(wú)線能量與數(shù)據(jù)傳輸系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。在體外發(fā)射端，信號(hào)處理系統(tǒng)將處理和編碼后的數(shù)字信號(hào)傳送至調(diào)制電路，經(jīng)過(guò)調(diào)制后的信號(hào)再通過(guò)E類功率放大器驅(qū)動(dòng)體外線圈發(fā)射。本文采用調(diào)制深度為25%的ASK，如圖2所示。在這種情況下，無(wú)論數(shù)據(jù)是0還是1，接收線圈都能產(chǎn)生一定幅度的耦合電壓，保證了能量的持續(xù)供應(yīng)。這樣能量與數(shù)據(jù)就可以通過(guò)一對(duì)線圈進(jìn)行傳輸。

在體內(nèi)接收端，耦合至體內(nèi)的電壓經(jīng)過(guò)整流濾波電路恢復(fù)能量，作為體內(nèi)裝置的能源；另一路通過(guò)ASK解調(diào)電路恢復(fù)原來(lái)的數(shù)據(jù)，控制刺激器輸出刺激電流，作用神經(jīng)組織。

圖2 ASK調(diào)制Fig.2 ASK modulation

2 體外發(fā)射電路

體外發(fā)射電路由E類功率放大器和ASK調(diào)制電路組成。E類功率放大器的作用是驅(qū)動(dòng)體外線圈傳輸能量，調(diào)制電路的作用是將數(shù)據(jù)調(diào)制成深度為25%的ASK信號(hào)。

2.1 E類功率放大器

E類功率放大器[5,6]由MOS管M和負(fù)載網(wǎng)絡(luò)等組成，如圖3所示。該圖中L0為高頻扼流線圈，理想狀態(tài)下只允許恒定的直流電流流過(guò)，C0為MOS管輸入電容和外接電容之和，L1C1為諧振回路（L1為體外線圈的電感），Rload為等效負(fù)載。在激勵(lì)信號(hào)的作用下，MOS管呈現(xiàn)開關(guān)工作狀態(tài)。E類放大器要保持高效工作，負(fù)載網(wǎng)絡(luò)的瞬變響應(yīng)必須滿足下列條件：

圖3 E類功率放大器Fig.3 Class-E Power Ampli fi er

1） MOS管D極和S極兩端的電壓VC0必須延遲到MOS管斷開后才開始上升；

2） MOS管導(dǎo)通時(shí)，VC0及其對(duì)時(shí)間的導(dǎo)數(shù)必須都為零(假定MOS管的飽和壓降為0)，即ZVS(zero-voltage switching)和ZDS(zero-derivative switching)條件。

在激勵(lì)信號(hào)是占空比為50%的方波時(shí)，E類功率放大器的參數(shù)設(shè)計(jì)方法如下：

在內(nèi)外線圈耦合的情況下，電路的負(fù)載為Rload，則：

其中，L1，L2為體外、體內(nèi)線圈的電感，Rin為體內(nèi)裝置的等效阻抗。通過(guò)實(shí)驗(yàn)可以測(cè)得L1，L2的互感M，從而可以得到耦合系數(shù)k：

電路的品質(zhì)因數(shù)Q：

其中，f為激勵(lì)信號(hào)的頻率。一般在工程設(shè)計(jì)中，取Q=5～20。如果Q值不滿足上述條件，則需調(diào)整發(fā)射線圈。C0，C1的值可通過(guò)以下公式得到：

2.2 ASK調(diào)制電路

數(shù)字調(diào)制就是將數(shù)字信號(hào)變成適合于信道傳輸?shù)牟ㄐ蝃7]。所用載波一般是正弦或余弦信號(hào)，調(diào)制信號(hào)為數(shù)字基帶信號(hào)。ASK調(diào)制（幅移鍵控）就是把頻率、相位作為常量，而把振幅作為變量，信息比特是通過(guò)載波的幅度來(lái)傳遞的。這相當(dāng)于將原基帶信號(hào)頻譜搬到了載波的兩側(cè)。如圖2所示，輸入數(shù)據(jù)的高低電平控制發(fā)射信號(hào)的幅度，高電平對(duì)應(yīng)的正弦波形幅度比低電平低25%，即調(diào)制深度為25%。

為了實(shí)現(xiàn)上述ASK波形，可以通過(guò)控制E類功率放大器的直流供電電壓變化實(shí)現(xiàn)，因?yàn)镋類功率放大器的輸出電壓與其供電電壓成正比[8]。圖4是ASK調(diào)制電路原理圖，M1、M2為NMOS管，Q1為三極管，L1為發(fā)射線圈的自感，Rload為體內(nèi)裝置在傳輸時(shí)在體外電路耦合產(chǎn)生的等效負(fù)載。采用頻率為10 MHz、占空比為50%的方波信號(hào)控制E類功率放大器的M1開關(guān)，以產(chǎn)生10 MHz的載波頻率。數(shù)據(jù)輸入的高低電平控制M2導(dǎo)通狀態(tài)，從而控制Q1發(fā)射極電位的高低變化。例如，當(dāng)數(shù)據(jù)輸入為1時(shí)，Q1的發(fā)射極電位是6V，當(dāng)數(shù)據(jù)輸入為0時(shí)，Q1的發(fā)射極電位是8V，從而實(shí)現(xiàn)深度為25%的ASK調(diào)制。R1和R2的比值決定了調(diào)制深度，改變R1和R2的阻值可以改變數(shù)據(jù)的傳輸碼率，阻值越小，可達(dá)到的數(shù)據(jù)傳輸碼率越大。

圖4 ASK調(diào)制電路Fig.4 ASK modulation circuit

3 體內(nèi)接收電路

體內(nèi)接收裝置包括能量恢復(fù)和數(shù)據(jù)恢復(fù)兩個(gè)部分。能量恢復(fù)部分通過(guò)整流濾波電路，將體內(nèi)線圈的感應(yīng)電動(dòng)勢(shì)轉(zhuǎn)化為穩(wěn)定的直流供電，為整個(gè)體內(nèi)裝置提供能量。數(shù)據(jù)恢復(fù)部分即ASK解調(diào)電路，將調(diào)制后的ASK波形恢復(fù)成原來(lái)的數(shù)字信號(hào)。

3.1 能量恢復(fù)電路

能量恢復(fù)電路采用橋式整流和電容濾波電路，如圖5所示。其中，L2是體內(nèi)線圈的電感，C2為諧振電容，C3為濾波電路電容，D5為穩(wěn)壓二極管，Rdc為體內(nèi)裝置的等效直流阻抗（在該電路中，與其等效交流阻抗近似相等）。根據(jù)計(jì)算可得，L2、C2和Rdc滿足公式(6)時(shí)，體內(nèi)線圈接收到的能量為最大[9]：

在實(shí)際應(yīng)用過(guò)程中，C2選用可變電容。斷開穩(wěn)壓二極管D5，調(diào)節(jié)C2，直到接收線圈產(chǎn)生到最大的電壓，這時(shí)電路達(dá)到諧振狀態(tài)，接收線圈能夠接收到最大的功率。

圖5 整流濾波電路Fig.5 Recti fi er and fi lter circuit

3.2 ASK解調(diào)電路

ASK信號(hào)的解調(diào)分為以下幾個(gè)步驟：先對(duì)高頻信號(hào)進(jìn)行包絡(luò)檢波，把信號(hào)從頻帶中搬回到基帶；經(jīng)過(guò)包絡(luò)檢波后，信號(hào)一般還會(huì)有高頻成分，所以還需把載波徹底濾除，使信號(hào)曲線變得“光滑”；最后對(duì)信號(hào)整形，恢復(fù)得到較理想的數(shù)字信號(hào)。

圖6為ASK解調(diào)電路原理圖：D6、C4和R3組成二極管包絡(luò)檢波器，得到ASK信號(hào)的包絡(luò)；R4和C5構(gòu)成一個(gè)RC低通濾波器，其截止頻率小于10 MHz，目的是濾除包絡(luò)中含有的高頻成分；濾波后的包絡(luò)經(jīng)過(guò)C6去除直流成分，最后用施密特觸發(fā)器對(duì)其整形，恢復(fù)到較理想的數(shù)字信號(hào)。

圖6 ASK解調(diào)電路Fig.6 ASK demodulation circuit

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

4.1 能量傳輸

根據(jù)上述電路的原理，設(shè)計(jì)基于E類功率放大器的能量傳輸電路。體內(nèi)外線圈繞成平面螺線型。因?yàn)樵诰€圈外徑和匝數(shù)相同的情況下，平面螺線型線圈的耦合系數(shù)更高，而且該線圈對(duì)位置相對(duì)不敏感，可以產(chǎn)生更穩(wěn)定的感應(yīng)電壓[10]。發(fā)射線圈線徑為0.42 mm，外徑3.2 cm，匝數(shù)6匝；接收線圈線徑為0.38 mm，外徑2.2 cm，匝數(shù)10匝。接收端負(fù)載Rdc為1.98 kΩ，兩線圈距離為7 mm左右。計(jì)算得到兩線圈耦合系數(shù)為0.13，所以Rdc在發(fā)射端耦合產(chǎn)生的等效電阻Rload=26Ω。經(jīng)計(jì)算和調(diào)試后可得E類功率放大器及整流電路具體參數(shù)，如表1所示。

表 1 E類功率放大器和整流電路參數(shù)Tab.1 Class-E power ampli fi er and recti fi er circuit speci fi cation

在不加穩(wěn)壓二極管D5的情況下，接收端負(fù)載測(cè)量到16V的電壓，故接收到功率為130 mW。測(cè)得E類功率放大器電源電壓為8V，輸出電流為47mA。所以，能量的傳輸效率η= Pin/Pout= 130/(47х8)= 34.4%。在實(shí)際應(yīng)用中，通過(guò)調(diào)整Vdd改變發(fā)射功率，從而改變體內(nèi)接收功率的大小。

4.2 數(shù)據(jù)傳輸

在上述能量傳輸系統(tǒng)的基礎(chǔ)上加入數(shù)據(jù)的ASK調(diào)制電路，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的調(diào)制。當(dāng)電路的電源為10 V時(shí)，不加穩(wěn)壓二極管D5，在1.98 kΩ等效電阻兩端測(cè)到電壓為17.75 V，接收端得到的功率為160 mW。

傳輸?shù)臄?shù)據(jù)為不歸零碼NRZ(Non-return to zero encoding)，數(shù)據(jù)傳輸結(jié)果如圖7所示，ASK調(diào)制電路將輸入數(shù)字信號(hào)調(diào)制成深度為25%的ASK信號(hào)。圖8為接收信號(hào)波形與解調(diào)數(shù)據(jù)波形，接收端得到正確的解調(diào)輸出，同時(shí)信號(hào)的最短碼元寬度為0.5μs，故NRZ數(shù)據(jù)的傳輸碼率可達(dá)2M bps。

圖7 ASK調(diào)制波形Fig.7 Measured ASK modulation waveforms

圖8 接收的ASK波形與解調(diào)數(shù)據(jù)Fig.8 Measured ASK waveforms and demodulation data

通過(guò)該無(wú)線傳輸裝置連接16通道微刺激器，測(cè)試裝置的工作性能。微刺激器得到正確的輸出電流，如圖9所示。該結(jié)果表明該無(wú)線傳輸裝置能夠?yàn)槲⒋碳て鞅ＷC足夠的能量供應(yīng)和數(shù)據(jù)碼率。

圖9 刺激器輸出波形Fig.9 Output waveforms of micro-stimulator

5 總結(jié)與討論

本文介紹了一種用于視覺(jué)假體的無(wú)線傳輸裝置，實(shí)現(xiàn)了能量與數(shù)據(jù)的同時(shí)傳輸。傳輸?shù)墓β士筛鶕?jù)具體需要進(jìn)行調(diào)整，當(dāng)發(fā)射端供電電壓為10 V時(shí)，接收端得到160 mW的能量，NRZ數(shù)據(jù)傳輸碼率可達(dá)2M bps。能量和數(shù)據(jù)通過(guò)一對(duì)耦合線圈傳輸，減小了裝置的體積，提高了可植入性。該裝置在能量和數(shù)據(jù)傳輸率上能夠滿足目前階段視覺(jué)假體中16通道微刺激器的要求。

由于采用的載波頻率較高，為10 MHz，所以能量的傳輸效率相對(duì)較低。因?yàn)轳詈暇€圈在高頻下的趨膚效應(yīng)和鄰近效應(yīng)更加明顯，使線圈的等效阻抗增加，從而增加了能量損耗。此外，在高頻下，E類功率放大電路中MOS管的導(dǎo)通和關(guān)斷延遲使E類功率放大電路沒(méi)有工作在最理想狀態(tài)，也增加了電路的能量損耗。

未來(lái)的工作需進(jìn)一步改進(jìn)發(fā)射電路，加入閉環(huán)控制模塊以控制E類功率放大器的工作狀態(tài)[11]，提高能量傳輸效率；同時(shí)優(yōu)化線圈設(shè)計(jì)，采用勵(lì)磁線降低線圈的趨膚效應(yīng)和鄰近效應(yīng)，以減小線圈的等效阻抗[12]。在數(shù)據(jù)傳輸方面，不歸零碼的傳輸率可達(dá)到2M bps，隨著微刺激器通道數(shù)增加，則需要改進(jìn)數(shù)據(jù)傳輸電路，滿足更高數(shù)據(jù)傳輸碼率的要求。

[1] P.E.K. Donaldson. Engineering Visual Prostheses[J]. Engineering in Medicine and Biology Magazine, 1983, 2 (2): 14 - 18.

[2] M. Piedade, J. Gerald, L. A. Sousa, G. Tavares, P. Tomas. Visual neuroprosthesis: A non invasive system for stimulating the cortex[J]. IEEE Transactions on Circuits and Systems I-Regular Papers, 2005, 52(12): 2648-2662.

[3] W. T. Liu, K. Vichienchom, M. Clements, et al. A neuro-stimulus chip with telemetry unit for retinal prosthetic device[J]. IEEE Journal of Solid-State Circuits, 2000,35(10): 1487-1497.

[4] G. X. Wang, W. T. Liu, M. Sivaprakasam, et al. A dual band wireless power and data telemetry for retinal prosthesis[A],presented at the 28th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society[C], New York, 2006.

[5] 胡長(zhǎng)陽(yáng). D類和E類開關(guān)模式功率放大器[M]. 北京: 高等教育出版社. 1985

[6] N. O. Sokal, Class-E switching-mode high-efficiency tuned RF/microwave power amplifier: Improved design equations[A].presented at the 2000 IEEE Mtt-S International Microwave Symposium Digest[C], Boston, 2000

[7] 孫青華, 鄭艷萍, 張星. 數(shù)字通信原理[M]. 北京: 北京郵電大學(xué)出版社. 2007

[8] Marian Kazimierczk. Collector amplitude modulation of the class E tuned power amplifier[J]. IEEE Transactions on Circuits and Systems. 1984, 31(6): 543 - 549.

[9] N. D. Donaldson, T. A. Perkins. Analysis of resonant coupled coils in the design of radio frequency transcutaneous links[J]. Med Biol Eng Comput, 1983, 21(5): 612-27.

[10] C. M. Zierhofer, E. S. Hochmair. Geometric approach for coupling enhancement of magnetically coupled coils[J]. IEEE Trans Biomed Eng, 1996, 43(7): 708-14.

[11] P. R. Troyk, M. A. Schwan. Closed-loop class E transcutaneous power and data link for microimplants[J]. IEEE Trans Biomed Eng,1992, 39(6): 589-99.

[12] G. A. Kendir, W. T. Liu, G. X. Wang, M. et al. An optimal design methodology for inductive power link with class-E amplifier[J].IEEE Transactions on Circuits and Systems I-Regular Papers, 2005,52(5): 857-866.