人工肛門括約肌無線供能系統(tǒng)設(shè)計(jì)與優(yōu)化

吳昌建， 姜志華， 顏國正， 周澤潤， 王志武 趙 凱， 韓 玎， 姜萍萍

(1. 上海交通大學(xué) 電子信息與電氣工程學(xué)院，上海 200240； 2. 上海市計(jì)量測試研究院，上海 201203)

肛門失禁(Fecal Incontinence, FI)指的是人體失去了對(duì)糞便的控制能力，是臨床上一種較為常見的病癥.目前針對(duì)肛門失禁的治療主要有括約肌修補(bǔ)術(shù)[1-2]、括約肌重建術(shù)[3]、結(jié)腸造口[4]和骶神經(jīng)刺激[5]等方法.由于肛門失禁病因的復(fù)雜性，現(xiàn)有療法不能滿足每一位患者的需求，并且其手術(shù)難度大，并發(fā)癥發(fā)病率高，長期治療效果并不理想.近年來，人工肛門括約肌成為學(xué)者們的研究熱點(diǎn)，它的出現(xiàn)為治療肛門失禁提供了一種全新的思路，為徹底解決肛門失禁難題提供了可能.

ABS(Artificial Bowel Sphincter)短期治療效果顯著，但長期臨床試驗(yàn)表明，其存在并發(fā)癥發(fā)病率、故障率高等問題.此外，因其無需供電，采用純手動(dòng)的擠壓手動(dòng)泵，長期按壓將導(dǎo)致水泵周圍組織產(chǎn)生潰爛[6].日本東北大學(xué)提出了一種新型的人工肛門括約肌機(jī)構(gòu)AS-SMA(Artificial Sphincter-Shape Memory Alloy)[7]，引入無線供能系統(tǒng)，但控便效果較差.

穩(wěn)定的能量保障對(duì)人工肛門括約肌系統(tǒng)在體內(nèi)長期正常工作起到至關(guān)重要的作用，其供電方式主要分2種：體外電源與體內(nèi)儲(chǔ)能.體外電源接入體內(nèi)的方式目前尚無成功案例；體內(nèi)環(huán)境復(fù)雜，該方法極易對(duì)人體造成損傷.文獻(xiàn)[8-9]表明無線供能適用于人體植入裝置.文獻(xiàn)[10-13]中應(yīng)用于人工心臟的無線供能系統(tǒng)有較高傳輸效率及接收功率，但接收線圈尺寸過大，直徑為 51.8～72 mm，無法應(yīng)用于人工肛門括約肌系統(tǒng).

基于以上問題，筆者所在的研究團(tuán)隊(duì)提出一種人工肛門括約肌系統(tǒng)[14]，依靠無線供能作為能量保障，通過可充電鋰電池進(jìn)行儲(chǔ)能.該系統(tǒng)位于患者腹腔皮下，當(dāng)鋰電池電量不足時(shí)，體外無線供能發(fā)射端及腹腔皮下接收端對(duì)體內(nèi)鋰電池進(jìn)行充電，保證系統(tǒng)能夠長時(shí)間正常運(yùn)作.

本文基于該系統(tǒng)對(duì)其無線供能系統(tǒng)的參數(shù)進(jìn)行建模分析，并優(yōu)化發(fā)射頻率，進(jìn)而設(shè)計(jì)了鋰電池充電電路，以期為人工肛門括約肌系統(tǒng)提供穩(wěn)定的能量保障.

1 無線供能系統(tǒng)分析

依據(jù)文獻(xiàn)[15]所建立的經(jīng)皮能量傳輸(Transcutaneous Energy Transfer, TET)等效鏈路模型，無線供能系統(tǒng)采用LC串聯(lián)結(jié)構(gòu)，如圖1所示.圖中：C1，R1，L1分別為初級(jí)線圈的諧振電容值，等效電阻值，發(fā)射線圈電感值；C2，R3，L2分別為次級(jí)線圈的諧振電容值，等效電阻值，接收線圈電感值；M為互感；R2為負(fù)載電阻.當(dāng)發(fā)射頻率為ω，初、次級(jí)回路處于全諧振狀態(tài)時(shí)，TET的耦合傳輸效率為

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無線供能系統(tǒng)的初級(jí)、次級(jí)線圈規(guī)格相同，如圖2所示.線圈、鐵氧體參數(shù)見表1.

發(fā)射線圈與接收線圈距離10 mm時(shí)，測得接收線圈兩端電壓(Ur)隨發(fā)射線圈兩端電壓(Ut)的變化規(guī)律如圖3所示.圖中線段斜率即為鏈路耦合系數(shù)k，近似值為 0.29.

表1 線圈及鐵氧體參數(shù)

圖3 線圈接收端電壓隨發(fā)射端電壓的變化

通過HIOKI-3528-50型號(hào)阻抗分析儀測得發(fā)射線圈在不同頻率下的電感L，品質(zhì)因數(shù)Q以及阻抗Z.因接收端與負(fù)載端采用相同線圈，所以Q1=Q2=Q.L,Q,Z以及(kQ)2的具體數(shù)值見表2.

通過MATLAB仿真得到傳輸效率與α和(kQ)2的關(guān)系如圖4所示.可以看出，當(dāng)負(fù)載因子α較小時(shí)，(kQ)2對(duì)傳輸效率的影響較??；當(dāng)負(fù)載因子α減小時(shí)，傳輸效率升高.結(jié)合表2及圖4可知：在低頻區(qū)，當(dāng)工作頻率升高時(shí)，線圈阻抗升高；負(fù)載因子α減小，傳輸效率升高.

表2 不同頻率下線圈參數(shù)

圖4 傳輸效率仿真圖

2 無線供能系統(tǒng)設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)主要由發(fā)射端、接收端、充電模塊及執(zhí)行機(jī)構(gòu)組成，如圖5所示.

圖5 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖

2.1 發(fā)射端設(shè)計(jì)

系統(tǒng)發(fā)射端主要由穩(wěn)壓模塊、方波發(fā)生模塊以及全橋驅(qū)動(dòng)模塊構(gòu)成，如圖6所示.穩(wěn)壓模塊用于給系統(tǒng)其他模塊提供芯片電源以及參考電壓.方波發(fā)生模塊產(chǎn)生一定頻率與幅值的方波，方波占空比為50%.全橋驅(qū)動(dòng)模塊通過全橋逆變電路，4個(gè)場效應(yīng)管分時(shí)導(dǎo)通.電壓電流檢測電路采用低功耗雙運(yùn)算放大器，完成對(duì)全橋發(fā)射電壓電流的檢測.全橋逆變電路輸出端通過LC串聯(lián)調(diào)諧電路與發(fā)射線圈相連，經(jīng)過濾波，使得輸出信號(hào)近似于正弦波.

圖6 發(fā)射端結(jié)構(gòu)框圖

2.2 接收端設(shè)計(jì)

接收端主要由整流濾波和穩(wěn)壓模塊構(gòu)成.將整流后的交流電通過濾波電容得到直流電.現(xiàn)有5 V線性穩(wěn)壓芯片為LT1763，由于穩(wěn)壓輸入端與輸出端壓差較大，造成芯片發(fā)熱，所以本文改用DC/DC穩(wěn)壓芯片SD8910，以解決芯片發(fā)熱問題.

2.3 充電設(shè)計(jì)

充電模塊采用TI公司電源管理芯片BQ24072.該芯片集成了鋰離子線性充電器功能以及系統(tǒng)動(dòng)態(tài)功率路徑管理(Dynamic Power Path Management，DPPM)功能，DPPM系統(tǒng)能夠同時(shí)進(jìn)行系統(tǒng)供電及電池充電.

電源管理模塊原理如圖7所示，采用5 V穩(wěn)壓充電.引腳EN1與EN2控制最大輸入電流大小，引腳設(shè)置與最大輸入電流(Imax)關(guān)系見表3.本系統(tǒng)采用模式2(EN1=1,EN2=0),設(shè)置最大輸入電流為500 mA.ISET引腳電阻值可控制快充電流大小，引腳OUT接體內(nèi)執(zhí)行機(jī)構(gòu).

圖7 電源管理模塊原理圖

表3 引腳EN1與EN2設(shè)置

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

3.1 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

實(shí)驗(yàn)平臺(tái)主要由安捷倫34410A 6位半高性能數(shù)字萬用表、HIOKI-3528-50型號(hào)阻抗分析儀、發(fā)射端、接收端以及負(fù)載構(gòu)成，如圖8所示.其中阻抗分析儀用于檢測無線供能電路中阻抗角是否在±10°之間，以此確認(rèn)無線供能發(fā)射端與接收端處于全諧振狀態(tài).萬用表用于測試負(fù)載兩端電壓.

圖8 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)圖

3.2 頻率測試

通過設(shè)置C8051芯片內(nèi)部寄存器，改變方波頻率，使其在40～100 kHz之間變化(間隔10 kHz).接收端經(jīng)過整流濾波后接負(fù)載R2(26.7 Ω).在全諧振的情況下，根據(jù)發(fā)射端全橋電壓Ut、電流I以及萬用表所測負(fù)載兩端電壓Ur，計(jì)算在不同頻率及不同全橋電壓下線圈之間的傳輸效率，發(fā)射端與接收端加入調(diào)諧電容，即發(fā)射端與接收端全諧振條件下，由阻抗分析儀測得的阻抗角在±10°之間.在此全振諧條件及發(fā)射線圈與接收線圈間距為10 mm條件下，測得傳輸效率以及接收端電壓與發(fā)射端電壓的關(guān)系如圖9所示.由圖9(a)可知：發(fā)射端全橋電壓一定時(shí)，傳輸效率隨著頻率的升高而提高，符合實(shí)驗(yàn)之前的理論分析；頻率為100 kHz，發(fā)射端全橋電壓為 1.5 V時(shí)，傳輸效率達(dá)到最高，為60%.初步預(yù)測頻率為120 kHz時(shí)，傳輸效率會(huì)繼續(xù)提高.實(shí)驗(yàn)測得頻率為120 kHz時(shí)傳輸效率及接收端電壓與發(fā)射端全橋電壓的關(guān)系如圖10所示.當(dāng)發(fā)射頻率為120 kHz時(shí)，最高傳輸效率為 59.44%，此時(shí)發(fā)射端與接收端功率分別為120與 71.3 mW；當(dāng)發(fā)射端全橋電壓為 6.5 V，電流為 0.3 A(功率 1.95 W)時(shí)，傳輸效率為 57.47%，接收端功率為 1.12 W(負(fù)載電阻為 26.7 Ω)，此時(shí)滿足充電條件以及括約肌執(zhí)行機(jī)構(gòu)功率要求.由圖9(a)與(b)可知，方波頻率為80 kHz，發(fā)射電壓大于4 V時(shí)，傳輸效率與接收端電壓有所下降，這是由發(fā)射端調(diào)諧電容造成的.當(dāng)發(fā)射端電壓升高時(shí)，因調(diào)諧電容耐壓值較小，造成電容發(fā)熱，從而對(duì)接收端電壓產(chǎn)生影響，進(jìn)而影響傳輸效率.

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圖9 不同頻率下傳輸效率及接收電壓與發(fā)射電壓的關(guān)系

圖10 120 kHz時(shí)傳輸效率與接收電壓與發(fā)射電壓的關(guān)系

3.3 充電測試

充電電池采用額定電壓 3.7 V，容量為 1 620 C的聚合物鋰電池.該電池安全穩(wěn)定，體積較小，可循環(huán)次數(shù)大于 1 000 次.充電平臺(tái)如圖11所示.

電池完全放電后，加入執(zhí)行機(jī)構(gòu).設(shè)置無線供能輸入端全橋電壓為 6.7 V，電流為 0.42 A，發(fā)射端頻率為120 kHz.以5 min為時(shí)間間隔，30 min為總充電時(shí)間，測得2次電池電壓(Ub)隨充電時(shí)間的變化規(guī)律如圖12所示.從圖中可知，兩次電池充電都正常，且前10 min電池充電相對(duì)較快，后20 min充電緩慢.

圖11 充電測試平臺(tái)

圖12 電池電壓隨時(shí)間變化圖

4 結(jié)語

針對(duì)人工肛門括約肌系統(tǒng)采用的無線供能系統(tǒng)進(jìn)行建模分析.結(jié)果表明：發(fā)射頻率在40～120 kHz時(shí)，傳輸效率隨發(fā)射頻率的升高而提高；發(fā)射頻率為120 kHz，發(fā)射線圈與接收線圈相距10 mm且處于全諧振狀態(tài)時(shí)，最高傳輸效率為 59.44%，接收端功率可達(dá) 1.12 W，滿足充電條件以及括約肌執(zhí)行機(jī)構(gòu)功率要求.

當(dāng)發(fā)射線圈與接收線圈之間發(fā)生偏移或距離過大時(shí)，傳輸效率降低，導(dǎo)致接收功率降低，無法滿足執(zhí)行機(jī)構(gòu)功率要求.因此，后續(xù)的研究將進(jìn)一步優(yōu)化線圈參數(shù).