文獻標識碼： A
文章編號： 0258-7998(2013)07-0127-04
通常植入人體用于心臟起搏的永久性心臟起搏器中,，將電池和控制電路密封在鈦合金外殼內(nèi),，起搏器采用心內(nèi)膜電極、電極和導線制成管狀,，經(jīng)靜脈插入心臟,，在電池耗盡時需手術切開囊袋更換起搏器。
已有學者提出用于心臟起搏器供電的非接觸電能傳輸系統(tǒng)[1],可實現(xiàn)電能從體外電源向體內(nèi)心臟起搏器的無接觸傳遞,，為心臟起搏器提供持續(xù)的電能供給。但其研究成果均沒有備用的體外供電裝置,，一旦出現(xiàn)供電電池欠壓,、某些元件失效等現(xiàn)象，將危及病人的生命,。
本文提出一種雙路互備非接觸式心臟起搏器電源,，該系統(tǒng)設有一個體內(nèi)電能接收裝置，兩個體外供電裝置,。兩個體外供電裝置互相通信,，當其中一個體外供電裝置電壓過低或過高時，另一個體外供電裝置將立即切換到工作狀態(tài),，該供電方式能防止因單電源供電失效而造成起搏器停止工作并危及人身安全的事故,，提高了供電可靠性。
兩個體外供電裝置的供電線圈分別安裝于病人的左前胸和左后背,，均可獨立向體內(nèi)電能接收裝置的線圈供電,。體外供電裝置采用直流電源、市電電源或蓄電池供電,，可隨身攜帶在腰間,。
心臟起搏器非接觸供電系統(tǒng)采用高頻電磁耦合方式供電，當體外供電裝置向體內(nèi)能量拾取裝置供電的有效距離大約為0.2 m(頻率為58 kHz),。當頻率提高到10~30 MHz時,，供電距離會增加到1 m以上。
1 雙路互備非接觸供電系統(tǒng)分析
心臟起搏器非接觸供電系統(tǒng)的原理圖如圖1所示,。兩個體外供電裝置和體內(nèi)電能接收裝置均采用內(nèi)嵌增強型8051核的無線模塊CC2530控制,。無線模塊具有基于ZigBee協(xié)議的雙向無線通信功能,通信頻率為2.4 GHz。兩個體外供電裝置的硬件功能相同,，本文以第一體外供電裝置為例介紹電路的功能,。
用直流電感L1D提高第一體外供電裝置直流側的電能傳送能力,使得從直流電源UDC1輸出的電流更穩(wěn)定[1]。
在第一體外供電裝置中,，分裂電感L11,、L12與開關管S11、S12構成諧振型變換器,，這種電路效率高,、成本低,、尺寸小，推挽振蕩產(chǎn)生幾十千赫的交流電壓,，向供電電感線圈Lp1提供能量,。
開關管S13串聯(lián)在主電路中，負責開通與切斷電路,，當?shù)谝粺o線模塊輸出控制信號為1時,，通過光耦隔離與驅動電路使電子開關管(IRF840)導通，諧振型變換器[2-4]電路工作,，供電電感線圈Lp1向受電電感線圈Ls以電磁場耦合方式傳遞電能,，受電電感線圈Ls感應到電能，經(jīng)二倍壓整流電路(由VD1,、VD2,、C1、C2,、Cd,、Ld組成)整流得到直流電壓，再由LM2596穩(wěn)壓電路得到穩(wěn)定的直流電壓,，并供給起搏器,。當無線模塊輸出控制信號為0時，諧振型變換器電路停止工作,，供電電感線圈Lp1斷電,。
補償電容Cp1、Cs分別用來補償供電電感線圈和受電電感線圈的無功功率損耗,，提高從供電電感線圈到受電電感線圈的電磁場耦合能量的傳輸距離,。通常用P表示并聯(lián)補償，在本文中使用全橋拓撲結構并選用PP補償電路（第一,、二個字母分別表示給供電電感線圈和受電電感線圈補償）,。心臟起搏器內(nèi)置非接觸供電系統(tǒng)示意圖如圖2所示。
通過對直流電源UDC1取樣,，采用LM358運算放大器濾波,，檢測到穩(wěn)定的模擬量，由無線模塊自帶的A/D轉化為數(shù)字量,，經(jīng)過數(shù)字濾波(采樣4次后去平均值)后,，根據(jù)該數(shù)字量的大小判斷直流電源UDC1是否欠壓。如果欠壓,，且第一無線模塊輸出控制信號為0時,，則將檢測結果發(fā)給第二無線模塊，第二無線模塊自動投入供電。
當?shù)谝惑w外供電裝置過流時,，電路自動切斷12 V和3.3 V輔助電源,，光耦斷開，開關管S13由于驅動電路斷電而自動斷開,，供電電感線圈Lp1斷電,。第一無線模塊的供電電源來源于3.3 V輔助電源，此時第一無線模塊斷電并停止通信,。當檢測不到第一無線模塊的信號時,，第二無線模塊自動投入供電。
2 非接觸供電原理分析
設供電電感線圈Lp1兩端連接的電路為純阻性,。供電電感線圈的電流為IP1,，兩端電壓為UP1，受電電感線圈Ls的電流為Is,。jωMIP1為供電電感線圈電流Ip1在受電電感線圈的感應電壓值，jωMIs為受電電感線圈電流Is在供電電感線圈的感應電壓值,。在相互感應電壓的過程中,，實現(xiàn)了能量的傳遞[5-6]。
圖3為體內(nèi)受電裝置的等效電路圖,。穩(wěn)態(tài)條件下電感Ld的平均電壓值為0,，Vd的平均電壓將始終等于直流輸出電壓。當電感Ld處于連續(xù)導通模式時,，電容Cs至二倍壓整流電路輸入的交流電壓有效值Vs是理想的正弦波源,電壓Vd和電壓Vs的關系可以用以下等式表述：
可見,，在體外供電裝置和體內(nèi)能量拾取電路中有升壓過程。因此,，在耦合系數(shù)k小于0.1的條件下,，適當選擇Q值，仍然可以使負載獲得較高的功率[7],。
3 軟件功能分析
兩個體外供電裝置和體內(nèi)電能接收裝置之間的無線通信選用物聯(lián)網(wǎng)協(xié)議棧工作模式,。圖4為第一無線模塊的軟件簡化流程圖。
將第一,、第二無線模塊設為路由器,第三無線模塊設為協(xié)調器,。協(xié)調器負責建立ZigBee網(wǎng)絡；第一,、第二無線模塊之間的通信都要經(jīng)過第三無線模塊中繼,。
將第一無線模塊的I/O接口稱為第一I/O口；第二無線模塊的I/O口稱為第二I/O口,。
第一無線模塊上電時先判斷電源是否欠壓,，如欠壓則向第二無線模塊發(fā)送第一直流電源欠壓信息并向第一I/O口寫0。如電壓正常再判斷與第二無線模塊是否通信成功，如不成功,，則向第一I/O口寫1,；如成功，則進一步判斷電源UDC2電壓是否正常,。如果電源UDC2欠壓,，則向第一I/O口寫1；如電源UDC2電壓正常,，再判斷第一I/O口是否為1,，如果第一I/O口為1且第三無線模塊確認，則向第一I/O口寫1,，否則寫0,，然后將第一I/O口的狀態(tài)、電源UDC1電源電壓的采樣值發(fā)到第二無線模塊,；然后無限循環(huán),。
無線模塊的I/O口輸出1時，經(jīng)過隔離與轉換,，得到10~15 V的高電平驅動開關管S13,，這時開關管S13閉合；反之,，開關管S13斷開,，諧振型變換器斷電。
當通信剛成功時,，如果電源UDC1,、UDC2電壓均正常，則第一無線模塊向第一I/O口寫1,；第二無線模塊向第二I/O口寫0,。除此之外，兩個體外供電裝置的流程圖相同,。
第三無線模塊除了用于控制起搏器以及傳輸生理信號外,，還用于檢測輸出電壓信號UL。當?shù)谝?、二無線模塊的直流電源UDC1,、UDC2電壓均正常，其中一個體外供電裝置投入后,，輸出電壓信號UL低于一定值而不能滿足負載需要時,，第三無線模塊通知另一個無線模塊立即啟動，使其控制的體外供電裝置自動投入,。
當無線模塊CC2530工作在無線通信狀態(tài)時,耗電達到毫安級,；不在通信狀態(tài)時則可進入待機狀態(tài)，無線模塊的耗電低至0.6 μA。待機狀態(tài)時無線模塊的A/D檢測,、I/O控制由DMA通道完成,，此時無線模塊和起搏器的總耗電量僅為幾十微安，功率<200 μW,，發(fā)熱量極微小,。可見有必要減少通信次數(shù),，一般設定為1次/s,，或1次/10 s較為合適。
CC2530芯片自帶溫度測量功能,，由于植入人體的器械的允許溫升為2℃,，當病人發(fā)燒導致電路過熱時，可采用體外供電裝置分時供電的辦法,，斷電時依靠電容Cd的儲能為起搏器供電,，無線模塊則一直處于待機狀態(tài)。此時如果起搏器有欠壓現(xiàn)象,，需要切換體外供電裝置,，由DMA通道觸發(fā)中斷喚醒無線模塊。
4 仿真和實驗結果
選用基于Zigbee協(xié)議的無線模塊CC2530用于控制與通信,體外供電裝置直流電源UDC1,、UDC2電壓為18 V，受電裝置輸出直流電壓UL=3 V,。使用仿真軟件PSPICE進行模擬驗證,，并制作了樣機。
試驗數(shù)據(jù)表明,，當諧振頻率f=58.82 kHz,，體外供電裝置的電源電壓設定在18 V，最大電壓設定為36 V,。體外供電裝置的電源電流保護動作值設定為100 mA,。正常的心臟起搏器用電電流僅為幾十μA。實驗波形如圖5所示,。
本文提出了雙路互備非接觸式心臟起搏器電源系統(tǒng),，該系統(tǒng)設置一個體內(nèi)電能接收裝置，兩個體外供電裝置,。兩個體外供電裝置均可獨立向體內(nèi)電能接收裝置供電,。采用無線單片機模塊控制體外供電裝置，使其互為備用,、欠壓自動切換,、互相檢測低電量和故障狀態(tài)。當?shù)谝弧⒌诙o線模塊的直流電源UDC1,、UDC2電壓均正常,，其中一個體外供電裝置投入后，輸出電壓信號UL低于一定值而不能滿足負載需要時,，第三無線模塊通知另一個無線模塊立即啟動,，使其控制的體外供電裝置自動投入，這種方法進一步提高了供電的可靠性,。
參考文獻
[2] PARADISO J A,，STARNER T． Energy scavenging for mobile and wireless electronics[J]. IEEE Pervasive Comput，2005,，4(1)：18-27．
[3] CATRYSSE M,， HERMANS B, PUERS R． An inductive power system with integrated bi-directional data transmission[J].Sensors and Actuators A：Physical，2004,，115(9)：221-229．
[4] SONNTAG C L,，LOMONOVA E A，DUARTE J L． Power transfer stabilization of the three-phase contact-less energy transfer desktop by means of coil commutation[C]．The 4th IEEE Young Researchers Symposium in Electrical Engineering,， 2008：1-6．
[1] SI P,，HU A P，BUDGETT D,，et al． Stabilizing the operating frequency of a resonant converter for wireless power transfer to implantable biomedical sensors[C]．Proc．1st International Conference on Sensing Technology,，2005．
[5] HU A P, HUSSMANN S． Improved power flow control for contact-less moving sensor applications[J]．IEEE power Electronics Letters,2004，2(4):135-138．
[6] 周成虎,，甕嘉民,，陳冰洋,等．電動汽車無線反饋非接觸充電電路設計[J]．電力電子技術，2012,，46(5)：20-21．
[7] 周成虎,，甕嘉民，張昆．一種無接觸供電的無線鼠標[J]．電子技術應用,2011,，37(9)：142-148．