视觉假体中基于E类功率放大电路的无线能量与数据传输

【作 者】刘博，吴开杰，吴小贝，柴新禹

上海交通大学生物医学工程，上海市，200240

近年来，科学家正在研究、探索用视觉假体替代视网膜功能，进行视觉修复的有效手段。视觉假体是一种可取代视网膜功能，将光信息进行人工处理、编码，通过植入的电子微刺激器对视觉神经系统作用，使盲人恢复视力的人造器官[1,2]。视觉假体主要包括体外图像信息收集和处理部分，体内刺激器和微电极部分[3]。体内外的无线能量和数据传输是视觉假体中的关键技术之一。它为植入体内装置提供稳定的电源和实时的数据通讯，避免因有线传输带来的病人不适和感染风险，同时又满足这类医疗设备全植入式的要求。

无线能量与数据的传输解决方案之一，是通过两对耦合线圈分别传输能量和数据[4]，用低频的载波传输能量，容易获得较高的能量传输效率；用高频的载波传输数据，可以获得较高的数据码率。采用这种设计方案，能量传输线圈和数据传输线圈需要同轴放置，以利于手术植入，但是能量和数据传输会相互干扰，从而增加了电路设计的复杂度。本文采用了通过一对耦合线圈同时传输能量和数据的方法。数字信号通过深度为25%的幅移键控调制(Amplitude Shift Keying, ASK)后，再通过耦合线圈传输至体内。调制深度为25%，这样可以保证能量的持续供应。因为低频的载波下容易获得较高的能量传输效率，而高频的载波可以获得较高的数据码率，所以载波频率要在两者之间折中选取。本文采用了10 MHz的载波频率。

在无线传输中，发射线圈的驱动电路是体外装置的关键部分。本文采用E类功率放大器（Class-E）驱动发射线圈、传输能量，因为E类功率放大器有能量转换效率高（理想状态下为100%）、结构简单等优点[5]。此外，在E类功率放大电路中加入简单的调制电路，可以实现上述的ASK调制。

1 总体设计

无线能量与数据传输系统总体框图如图1所示。在体外发射端，信号处理系统将处理和编码后的数字信号传送至调制电路，经过调制后的信号再通过E类功率放大器驱动体外线圈发射。本文采用调制深度为25%的ASK，如图2所示。在这种情况下，无论数据是0还是1，接收线圈都能产生一定幅度的耦合电压，保证了能量的持续供应。这样能量与数据就可以通过一对线圈进行传输。

在体内接收端，耦合至体内的电压经过整流滤波电路恢复能量，作为体内装置的能源；另一路通过ASK解调电路恢复原来的数据，控制刺激器输出刺激电流，作用神经组织。

图2 ASK调制Fig.2 ASK modulation

2 体外发射电路

体外发射电路由E类功率放大器和ASK调制电路组成。E类功率放大器的作用是驱动体外线圈传输能量，调制电路的作用是将数据调制成深度为25%的ASK信号。

2.1 E类功率放大器

E类功率放大器[5,6]由MOS管M和负载网络等组成，如图3所示。该图中L0为高频扼流线圈，理想状态下只允许恒定的直流电流流过，C0为MOS管输入电容和外接电容之和，L1C1为谐振回路（L1为体外线圈的电感），Rload为等效负载。在激励信号的作用下，MOS管呈现开关工作状态。E类放大器要保持高效工作，负载网络的瞬变响应必须满足下列条件：

图3 E类功率放大器Fig.3 Class-E Power Ampli fi er

1） MOS管D极和S极两端的电压VC0必须延迟到MOS管断开后才开始上升；

2） MOS管导通时，VC0及其对时间的导数必须都为零(假定MOS管的饱和压降为0)，即ZVS(zero-voltage switching)和ZDS(zero-derivative switching)条件。

在激励信号是占空比为50%的方波时，E类功率放大器的参数设计方法如下：

在内外线圈耦合的情况下，电路的负载为Rload，则：

其中，L1，L2为体外、体内线圈的电感，Rin为体内装置的等效阻抗。通过实验可以测得L1，L2的互感M，从而可以得到耦合系数k：

电路的品质因数Q：

其中，f为激励信号的频率。一般在工程设计中，取Q=5～20。如果Q值不满足上述条件，则需调整发射线圈。C0，C1的值可通过以下公式得到：

2.2 ASK调制电路

数字调制就是将数字信号变成适合于信道传输的波形[7]。所用载波一般是正弦或余弦信号，调制信号为数字基带信号。ASK调制（幅移键控）就是把频率、相位作为常量，而把振幅作为变量，信息比特是通过载波的幅度来传递的。这相当于将原基带信号频谱搬到了载波的两侧。如图2所示，输入数据的高低电平控制发射信号的幅度，高电平对应的正弦波形幅度比低电平低25%，即调制深度为25%。

为了实现上述ASK波形，可以通过控制E类功率放大器的直流供电电压变化实现，因为E类功率放大器的输出电压与其供电电压成正比[8]。图4是ASK调制电路原理图，M1、M2为NMOS管，Q1为三极管，L1为发射线圈的自感，Rload为体内装置在传输时在体外电路耦合产生的等效负载。采用频率为10 MHz、占空比为50%的方波信号控制E类功率放大器的M1开关，以产生10 MHz的载波频率。数据输入的高低电平控制M2导通状态，从而控制Q1发射极电位的高低变化。例如，当数据输入为1时，Q1的发射极电位是6V，当数据输入为0时，Q1的发射极电位是8V，从而实现深度为25%的ASK调制。R1和R2的比值决定了调制深度，改变R1和R2的阻值可以改变数据的传输码率，阻值越小，可达到的数据传输码率越大。

图4 ASK调制电路Fig.4 ASK modulation circuit

3 体内接收电路

体内接收装置包括能量恢复和数据恢复两个部分。能量恢复部分通过整流滤波电路，将体内线圈的感应电动势转化为稳定的直流供电，为整个体内装置提供能量。数据恢复部分即ASK解调电路，将调制后的ASK波形恢复成原来的数字信号。

3.1 能量恢复电路

能量恢复电路采用桥式整流和电容滤波电路，如图5所示。其中，L2是体内线圈的电感，C2为谐振电容，C3为滤波电路电容，D5为稳压二极管，Rdc为体内装置的等效直流阻抗（在该电路中，与其等效交流阻抗近似相等）。根据计算可得，L2、C2和Rdc满足公式(6)时，体内线圈接收到的能量为最大[9]：

在实际应用过程中，C2选用可变电容。断开稳压二极管D5，调节C2，直到接收线圈产生到最大的电压，这时电路达到谐振状态，接收线圈能够接收到最大的功率。

图5 整流滤波电路Fig.5 Recti fi er and fi lter circuit

3.2 ASK解调电路

ASK信号的解调分为以下几个步骤：先对高频信号进行包络检波，把信号从频带中搬回到基带；经过包络检波后，信号一般还会有高频成分，所以还需把载波彻底滤除，使信号曲线变得“光滑”；最后对信号整形，恢复得到较理想的数字信号。

图6为ASK解调电路原理图：D6、C4和R3组成二极管包络检波器，得到ASK信号的包络；R4和C5构成一个RC低通滤波器，其截止频率小于10 MHz，目的是滤除包络中含有的高频成分；滤波后的包络经过C6去除直流成分，最后用施密特触发器对其整形，恢复到较理想的数字信号。

图6 ASK解调电路Fig.6 ASK demodulation circuit

4 实验结果

4.1 能量传输

根据上述电路的原理，设计基于E类功率放大器的能量传输电路。体内外线圈绕成平面螺线型。因为在线圈外径和匝数相同的情况下，平面螺线型线圈的耦合系数更高，而且该线圈对位置相对不敏感，可以产生更稳定的感应电压[10]。发射线圈线径为0.42 mm，外径3.2 cm，匝数6匝；接收线圈线径为0.38 mm，外径2.2 cm，匝数10匝。接收端负载Rdc为1.98 kΩ，两线圈距离为7 mm左右。计算得到两线圈耦合系数为0.13，所以Rdc在发射端耦合产生的等效电阻Rload=26Ω。经计算和调试后可得E类功率放大器及整流电路具体参数，如表1所示。

表 1 E类功率放大器和整流电路参数Tab.1 Class-E power ampli fi er and recti fi er circuit speci fi cation

在不加稳压二极管D5的情况下，接收端负载测量到16V的电压，故接收到功率为130 mW。测得E类功率放大器电源电压为8V，输出电流为47mA。所以，能量的传输效率η= Pin/Pout= 130/(47х8)= 34.4%。在实际应用中，通过调整Vdd改变发射功率，从而改变体内接收功率的大小。

4.2 数据传输

在上述能量传输系统的基础上加入数据的ASK调制电路，实现数据的调制。当电路的电源为10 V时，不加稳压二极管D5，在1.98 kΩ等效电阻两端测到电压为17.75 V，接收端得到的功率为160 mW。

传输的数据为不归零码NRZ(Non-return to zero encoding)，数据传输结果如图7所示，ASK调制电路将输入数字信号调制成深度为25%的ASK信号。图8为接收信号波形与解调数据波形，接收端得到正确的解调输出，同时信号的最短码元宽度为0.5μs，故NRZ数据的传输码率可达2M bps。

图7 ASK调制波形Fig.7 Measured ASK modulation waveforms

图8 接收的ASK波形与解调数据Fig.8 Measured ASK waveforms and demodulation data

通过该无线传输装置连接16通道微刺激器，测试装置的工作性能。微刺激器得到正确的输出电流，如图9所示。该结果表明该无线传输装置能够为微刺激器保证足够的能量供应和数据码率。

图9 刺激器输出波形Fig.9 Output waveforms of micro-stimulator

5 总结与讨论

本文介绍了一种用于视觉假体的无线传输装置，实现了能量与数据的同时传输。传输的功率可根据具体需要进行调整，当发射端供电电压为10 V时，接收端得到160 mW的能量，NRZ数据传输码率可达2M bps。能量和数据通过一对耦合线圈传输，减小了装置的体积，提高了可植入性。该装置在能量和数据传输率上能够满足目前阶段视觉假体中16通道微刺激器的要求。

由于采用的载波频率较高，为10 MHz，所以能量的传输效率相对较低。因为耦合线圈在高频下的趋肤效应和邻近效应更加明显，使线圈的等效阻抗增加，从而增加了能量损耗。此外，在高频下，E类功率放大电路中MOS管的导通和关断延迟使E类功率放大电路没有工作在最理想状态，也增加了电路的能量损耗。

未来的工作需进一步改进发射电路，加入闭环控制模块以控制E类功率放大器的工作状态[11]，提高能量传输效率；同时优化线圈设计，采用励磁线降低线圈的趋肤效应和邻近效应，以减小线圈的等效阻抗[12]。在数据传输方面，不归零码的传输率可达到2M bps，随着微刺激器通道数增加，则需要改进数据传输电路，满足更高数据传输码率的要求。

[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] 胡长阳. D类和E类开关模式功率放大器[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] 孙青华, 郑艳萍, 张星. 数字通信原理[M]. 北京: 北京邮电大学出版社. 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.