心臟起搏器用無線充電器設(shè)計(jì)

1、心臟起搏器用無線充電系統(tǒng)設(shè)計(jì)自從1932年第一臺(tái)心臟起搏器問世以來，人類不斷在心臟起搏理論與實(shí)踐基 礎(chǔ)上開拓創(chuàng)新，歷經(jīng)幾代人的努力，心臟起搏器已經(jīng)成為了一項(xiàng)成熟可靠的醫(yī)療 技術(shù)。自1960年起，全世界已有約200萬人接受了心臟起搏器植人手術(shù)。目前， 心臟起搏器主要采用內(nèi)置電池作為動(dòng)力源，這種電池通常有510年的工作壽命， 可是一旦能量接近耗盡，就需要?jiǎng)佑檬中g(shù)更換電池，然而患者對起搏器何時(shí)電量 耗盡并沒有把握。甚至需要在使用年限的前1 -2年內(nèi)定期赴醫(yī)院接受檢查。這無 疑會(huì)造成一些年老病人的不便。隨著近20年來科技突飛猛進(jìn)的發(fā)展，許多新技術(shù) 被應(yīng)用于解決起搏器的動(dòng)力源。例如，核動(dòng)力起搏器和“生物

2、熱電池”相繼問世。 最近幾年，無線充電技術(shù)成為熱門的發(fā)展方向之一，如將其運(yùn)用于起搏器則無需 手術(shù)取出舊電池。即可為體內(nèi)心臟起搏器充電，一旦起搏器內(nèi)的電池電力耗盡， 可在身體外用一臺(tái)特制充電器為其充電，從而極大地節(jié)約了患者的費(fèi)用，減少了 痛苦。1功能需求分析目前為止，將無線充電技術(shù)應(yīng)用于心臟起搏器還處于方案設(shè)計(jì)和樣機(jī)試制階 段，根據(jù)相關(guān)的醫(yī)療儀器標(biāo)準(zhǔn)，本文介紹的應(yīng)用于心臟起搏器的無線充電設(shè)備應(yīng) 具備以下功能需求：植人體內(nèi)的接收端部分的體積力求盡可能小，以避免造成病人的不便。 因此，最好采用貼片元器件和集成電路芯片，部分元器件的使用也需要考慮到相 關(guān)醫(yī)療標(biāo)準(zhǔn)。工作電壓采用1215V直流電，減小病人

3、由于設(shè)備漏電而可能受到高電壓 傷害的可能。設(shè)備工作溫度盡量低以防造成病人的不適，因此在組建放大電路時(shí)。要 考慮三極管等元器件的工作溫度，或者采用集成電路來代替散熱大的元器件。設(shè)備可以在5cm以內(nèi)穩(wěn)定供電。以發(fā)射端工作時(shí)可以不接觸到皮膚為最 佳。為了確保病人的安全，在可能的情況下設(shè)計(jì)了電壓和電流保護(hù)電路.確 保萬無一失。電路中采用漏電保護(hù)和抗干擾設(shè)計(jì)措施。2實(shí)現(xiàn)方案實(shí)現(xiàn)無線充電主要通過三種方式，即電磁感應(yīng)、無線電波以及共振作用。本 文采用的是電磁感應(yīng)方式，整個(gè)設(shè)備的工作原理是通過初級和次級線圈感應(yīng)產(chǎn)生 電流，將能量從傳輸端轉(zhuǎn)移到接收端。這樣選擇技術(shù)方案的優(yōu)點(diǎn)是制造成本較低， 結(jié)構(gòu)簡單，技術(shù)可靠。

4、電磁感應(yīng)的能量傳輸原理并不復(fù)雜，本質(zhì)上就是電能和磁 能隨著電場與磁場的周期性變化，以電磁波的形式向空間傳播。如果需要產(chǎn)生電 磁波，首先要有電磁振蕩，電磁波的頻率越高其向空間輻射能量就越大。在通常 情況下電磁振蕩的頻率至少要高于100kHz。才會(huì)有足夠的電磁輻射且使傳輸效 率至少可以達(dá)到50%。因此，如圖1所示在設(shè)計(jì)中將無線發(fā)射端分為三個(gè)模塊： 振蕩電路、放大電路和主線圈。接收端也分為三個(gè)模塊：充電電路、整流電路 和副線圈。線圈的匝數(shù)和直徑等參數(shù)主要根據(jù)以下公式來計(jì)算和選擇：T31.6N2ri2I12m=6ri + 9L + 10(r2 - r)式中，Lm電感(uH)； N總匝數(shù)；孔主線圈半徑(

5、mm)； r2副線圈半徑(mm) ； L線圈長度(mm)*圖1無線充電器原理圖3主要電路設(shè)計(jì)圖2無線充電系統(tǒng)電路圖無線充電系統(tǒng)的發(fā)射端電路搭建如圖2所示。HCF4000系列的CMOS電路的 極限電壓為18V, 12V交流電壓整流濾波后的空載電壓可能會(huì)超過18V，所以 HCF4069的電源電壓由三端穩(wěn)壓集成電路7805提供。晶體振蕩器跨接在兩個(gè)門電 路之間，電路能夠穩(wěn)定工作。振蕩電路可以選擇用CMOS電路六反相器HCF4069的晶體振蕩電路、高速 CMOS電路四與非門74HC00的晶體振蕩電路或多諧振蕩器。這三種電路各有特 點(diǎn)，其中由高速CMOS電路搭建的晶體振蕩電路應(yīng)用廣泛，它起振容易，特別在

6、 高頻段的特性較好。多諧振蕩電路設(shè)計(jì)簡單且有多種方法構(gòu)建，最常見的是由 CMOS門組成的電路，簡單而省電。本文選用的是由晶體管組成的多諧振蕩電路， 其中石英晶體工作頻率為12MHz。用晶體管做多諧振蕩器可以有兩種電路選 擇，第一種是集電極一基極耦合多諧振蕩器，其低頻段特性較好，而高頻段無法 運(yùn)用，因?yàn)榧姌O一基極耦合多諧振蕩器輸出信號的上升沿較差，為了使輸出幅 度穩(wěn)定，兩只晶體三極管必須工作在飽和狀態(tài).因而使電路的最高工作頻率受到 限制。第二種是發(fā)射極一基極耦合多諧振蕩器，它可以克服前一種振蕩器的缺點(diǎn)， 兩只晶體三極管工作在非飽和狀態(tài)，提高了開關(guān)速度，可以得到更高振蕩頻率， 接在發(fā)射極上的耦合

7、電容器能夠改善輸出波形。最后選用了后者，亦稱射極耦合 振蕩器。放大電路的設(shè)計(jì)需要適合在高頻段工作，根據(jù)設(shè)計(jì)要求，放大后的輸出是用 于能量功率而非信號傳輸，因此輸出波形失真并不重要，而且電路還要簡單，能 夠提供足夠的振幅。這里選用比較常見的場效應(yīng)管IRF549N組成放大電路。高功 率放大電路的負(fù)載是主線圈，接在集電極和漏極之間。在接收器一端，副線圈接受的電磁波是高頻電磁波，將高頻交變電流整流為 直流電流不能使用普通整流二極管，將普通整流二極管用于高頻電流不但效率 低，而且會(huì)迅速發(fā)熱燒毀。影響高頻整流效率的主要因素是二極管的反向恢復(fù)時(shí) 間和結(jié)電容，特別是反向恢復(fù)時(shí)間影響最大，因此在接收端的整流電路

8、中，本文 需要采用硅高速開關(guān)二極管1N4148，其突出特點(diǎn)為反向恢復(fù)時(shí)間為4ns，正向?qū)?通電壓為0. 4V。是低功耗、高速半導(dǎo)體元器件，其整流電流為150mA，可以設(shè) 計(jì)成橋式整流電路。使整流電流達(dá)到200mA，在小電流的無線充電設(shè)備中應(yīng)用綽 綽有余。在試驗(yàn)過程中，整機(jī)的電源采用次級為12V的交流電源變壓器供電。4測試與試驗(yàn)結(jié)果分析在測試過程中，給電路提供穩(wěn)定的12V直流電，同時(shí)提供5V工作電壓給 HCF4069。無線充電系統(tǒng)的接收端暫時(shí)由整流二極管、濾波電容和發(fā)光二極管代 替，只要能看到二極管發(fā)光.就可以得知振蕩電路和高頻功率放大電路是否能正 常工作。為了進(jìn)一步了解實(shí)際輸出功率，可以先并聯(lián)

9、更多的發(fā)光二極管.再在電 路中串聯(lián)電流表測定電流，了解充電情況。同時(shí)，在電源供應(yīng)端串接電流表測定 電流，以了解充電時(shí)電路的效率，還可以防止功率場效應(yīng)管過流過熱現(xiàn)象。本文 所提供的如表1所示測試數(shù)據(jù)是多次試驗(yàn)中等效消耗的數(shù)據(jù)，在不同的外界條件 下，會(huì)有所差異。在表1中，充電電流的變化與前面提到的影響實(shí)驗(yàn)效果的因素如振蕩電路的 類型、振蕩輸出波形、振蕩電路的輸出和高頻功率放大電路的耦合電路、高頻功 率放大電路的諧振電容大小、發(fā)射和接收線圈的耦合程度等方面有關(guān)。振蕩器獲 得的實(shí)際輸出波形，方波很規(guī)則，上升沿和下降沿都很陡。經(jīng)過放大電路以后的 實(shí)際波形，波形雖然略有失真，但振蕩頻率和振幅都處在可以接受

10、的范圍內(nèi)，并 不影響傳輸效果。.序號距離主線圈電壓副線圈電壓發(fā)光管電壓傳輸效率發(fā)光管電流 (mA)12rnrr7J3,655.250.4710L525mm7.72.603.5303475.1317J2d02.80.2638.2415mm7.71.852.50.2421,5520m ni7J1352.050.187.76?5mm7J0.80L80.101.5730n】m發(fā)光二極管翌滅，電邃小r i.5v表1不同距離下的測試數(shù)據(jù)以上為采用18匝銅線圈獲得的測試數(shù)據(jù)，發(fā)光二極管被點(diǎn)亮。說明距離在 25mm以內(nèi)的無線電力傳輸方案是成功的。由表1中的數(shù)據(jù)可以看出，隨著主副線 圈之間的距離不斷增大，傳輸效

11、率降低，最大傳輸效率約為50%，最大傳輸功率 約為0. 5W，基本符合心臟起搏器的電力要求。這說明采用電磁感應(yīng)原理的無線 能量傳輸在短距離內(nèi)基本可以應(yīng)用于心臟起搏器的能量供給。當(dāng)然，在測試過程中也發(fā)現(xiàn)了一些問題。例如有時(shí)電源電路電流很大而充電 電流很小，無法達(dá)到預(yù)期效果，其原因包括：驅(qū)動(dòng)電路中的直流成分太多，直流 功耗比例大，可用電容器隔離；輸出波形太差，諧波成分多，轉(zhuǎn)換效率低?？梢?從改變振蕩電路類型，改變振蕩電路元件參數(shù)，改變高頻功率放大電路的諧振電 容大小等方面來考慮。還有一個(gè)問題是由于放大三極管長時(shí)間在高頻環(huán)境下工 作，短時(shí)間內(nèi)會(huì)積累大量熱量，因此需要加裝散熱器以防止在充電過程中燙傷皮 膚，并且在設(shè)計(jì)PCB時(shí)也需要考慮到散熱效果。本設(shè)計(jì)主要以電路結(jié)構(gòu)簡單和低成本為主，并且還極大地利用空間。5結(jié)束語目前，世界各地已有不少病人安裝了心臟起搏器或電驅(qū)動(dòng)“胰島素泵”等小型 植入式電子醫(yī)療器械。這樣可明顯改善病人的生活質(zhì)量、延長病人的生命。但是， 盡管現(xiàn)在的植入式心臟起搏器已使用了 57年的長壽電池，但有些病人年紀(jì)較 輕.故電池一旦用完則必須進(jìn)行手術(shù)更換新電池。對于安裝電動(dòng)胰島素泵的糖尿 病人，由于電子泵的耗電量較大，通常得將電池導(dǎo)線穿透皮膚露出皮外，以便隨 時(shí)充電。這樣，病人的皮膚破損處容易被細(xì)菌感染，甚至弓1起敗血癥等致命性 疾病。近年，國內(nèi)心臟起搏器植