植入式微電子神經(jīng)信道橋接系統(tǒng)體內(nèi)無線供電模塊設(shè)計及實(shí)驗(yàn)

李貴陽 呂曉迎* 趙海濤 龔 鑫 王志功（東南大學(xué)生物電子學(xué)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，南京 20096）

2（東南大學(xué)射頻與光電集成電路研究所，南京 210096）

引言

隨著作為信息技術(shù)基礎(chǔ)的微電子技術(shù)持續(xù)高速發(fā)展，國內(nèi)外很多研究機(jī)構(gòu)開展了微電子技術(shù)應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的研究。目前，集成規(guī)模從VLSI發(fā)展到了系統(tǒng)芯片（system on chip，SOC），微芯片上的器件密度已達(dá)到人腦中神經(jīng)元密度水平。隨著系統(tǒng)芯片的出現(xiàn)，使得植入式電子器件成為國內(nèi)外的一個研究熱點(diǎn)［1-5］。在植入式電子器件研究中，BION器件、深部腦刺激器、消化道診療膠囊等研究已趨于成熟，并被部分應(yīng)用于臨床［6-9］。

神經(jīng)損傷的研究及其功能恢復(fù)是一個古老但常新的課題。傳統(tǒng)的神經(jīng)功能修復(fù)多采用手術(shù)治療和物理訓(xùn)練的方法，但實(shí)際效果受到諸多影響。2004年，東南大學(xué)和南通大學(xué)在國際上率先提出了神經(jīng)信道上下行有源橋接、神經(jīng)信號再生和功能重建的設(shè)想，并開展了利用微電子學(xué)的方法修復(fù)中樞神經(jīng)損傷的研究［4］，包括探測電極設(shè)計、檢測和激勵電路設(shè)計、供能系統(tǒng)研究、神經(jīng)信號分析和動物實(shí)驗(yàn)等。

對于植入式電子器件的供能，通常有導(dǎo)線導(dǎo)入、植入式電池供電和無線經(jīng)皮電磁耦合3種方式。無線經(jīng)皮電磁耦合供能方式與體內(nèi)植入電池的供能方式相比，具有無需手術(shù)更換電池、無泄露危險的優(yōu)點(diǎn)；而與導(dǎo)線供能方式相比，具有無需外接導(dǎo)線、無感染危險的優(yōu)點(diǎn)。因此，“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”計劃采用無線經(jīng)皮電磁耦合的供能方式。這種供能方式的基本方法是：將一個由體外電池供電的射頻振蕩器的輸出經(jīng)射頻功率放大器加至體外初級射頻線圈，該線圈貼在皮膚表面，植入系統(tǒng)的小型次級感應(yīng)線圈則平行置于體表線圈之下，并從中感應(yīng)出射頻電壓。該射頻電壓經(jīng)整流、濾波、穩(wěn)壓后，產(chǎn)生穩(wěn)定的直流電壓，給后續(xù)電路提供工作電壓，或?qū)w內(nèi)的電池充電。供能系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 無線經(jīng)皮電磁耦合系統(tǒng)結(jié)構(gòu)Fig.1 Transcutaneous energy transmission system scheme

目前，國內(nèi)外許多研究機(jī)構(gòu)對無線經(jīng)皮供能已進(jìn)行了一些相關(guān)的研究，如日本東北大學(xué)利用不同粗細(xì)的利茲線設(shè)計制作了應(yīng)用于人工心臟供能的帶斜角線圈，重慶大學(xué)利用銅線設(shè)計制作了應(yīng)用在遠(yuǎn)程控制膠囊中的圓柱形線圈等［10-13］。從2004年起，本課題組在開展“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”研究的同時，按照課題的特殊要求，也開始進(jìn)行無線經(jīng)皮供能的研究。

本課題研究的前期目標(biāo)在于實(shí)驗(yàn)確定體內(nèi)外無線射頻能量傳遞的可行性，即發(fā)射裝置和接收芯片在尺寸都可以接受的情況下，體內(nèi)植入模塊能夠得到電路工作所需要的電壓和功率。鑒于這種情況，本課題設(shè)計制作了用于“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”的體內(nèi)能量接收模塊，包括接收線圈、整流芯片及穩(wěn)壓芯片，并利用動物組織進(jìn)行了模擬植入情況的“包埋式”能量傳輸實(shí)驗(yàn)。這項(xiàng)研究的創(chuàng)新在于“整合創(chuàng)新”，即綜合運(yùn)用信息技術(shù)與生物實(shí)驗(yàn)的方法來解決植入式微電子神經(jīng)橋芯片系統(tǒng)的供電問題。

1 材料和方法

1.1 無線經(jīng)皮供能發(fā)射模塊

課題組在前期設(shè)計制作了用于無線經(jīng)皮供能的發(fā)射模塊，包括振蕩器、E類放大器和漆包線發(fā)射線圈，發(fā)射頻率調(diào)諧在13.56MHz上，其實(shí)物如圖2所示［14］。

圖2 無線經(jīng)皮供能發(fā)射模塊。（a）正面；（b）反面Fig.2 The transmitting module for transcutaneous energy transmission system.（a）obverse；（b）reverse

1.2 無線經(jīng)皮供能接收模塊

無線經(jīng)皮供能接收模塊由接收線圈、整流芯片和穩(wěn)壓芯片組成，接收模塊同樣調(diào)諧在13.56MHz上。

1.2.1 接收線圈

對接收線圈的要求主要有兩點(diǎn)［15］：一是線圈尺寸盡量小，以便植入體內(nèi)；二是有足夠高的效率，以便接收到足夠的能量，保證系統(tǒng)正常工作。文獻(xiàn)［16］指出，當(dāng)線圈內(nèi)徑約為外徑的一半時，可以獲得最大的傳輸效率。按照這一結(jié)論，本研究設(shè)計的PCB線圈內(nèi)徑約為外徑的一半［17］。線圈內(nèi)徑與磁場的關(guān)系可以表述為

式中，H為最大磁場強(qiáng)度，I為發(fā)射線圈中的電流，N為線圈匝數(shù)，R為發(fā)射線圈的半徑，x為線圈中心軸方向與線圈中心的距離。

在x為常數(shù)、同時假定I不變的情況下，如果改變R，就可以根據(jù)x與R之間的確定關(guān)系得到H。這意味著：對于每種經(jīng)皮供能系統(tǒng)的發(fā)射線圈作用距離，都對應(yīng)有一個最佳線圈半徑R。對H求導(dǎo)，計算其零點(diǎn)，從而有

線圈雖然內(nèi)外徑較大，但中央有約2.5cm2的空白面積，足以將電路部分置于線圈中央，以減小整個系統(tǒng)的面積，便于植入人體。線圈設(shè)計的幾何參數(shù)如表1所示。接收線圈采用PCB工藝制作的平面螺旋線圈來實(shí)現(xiàn)，其實(shí)物如圖3所示。

圖3 單層接收線圈實(shí)物圖Fig.3 Picture of single layer receiving coil

單層PCB接收線圈制作完成后，將其按圖4所示分別進(jìn)行串聯(lián)和并聯(lián)，組成雙層接收線圈，兩層線圈間距為1.4mm，其中a和b為線圈引出端。

圖4 雙層線圈連接方法。（a）串聯(lián)線圈；（b）并聯(lián)線圈Fig.4 Double layer coil connection scheme.（a）series coil；（b）parallel coil

1.2.2 整流芯片

當(dāng)發(fā)射線圈發(fā)出正弦波時，接收線圈接收到的電壓波形仍是正弦波，需要對其進(jìn)行整流而得到單極性電壓。傳統(tǒng)的整流電路有半波整流和全波整流。由于橋式整流電路屬于全波整流，與半波整流電路相比，有輸出電壓大、紋波電壓小的特點(diǎn)，故本研究選擇了橋式整流電路［18］。

在前期工作中，采用華潤上華0.6μm CMOS工藝，利用Hspice、華大九天等EDA設(shè)計工具，設(shè)計了兩種改進(jìn)型的橋式整流電路，并成功進(jìn)行了芯片制造，如圖5所示。

圖5 整流芯片F(xiàn)ig.5 Picture of rectifier chip

1.2.3 穩(wěn)壓芯片

整流器輸出的單向電壓仍是波動和不穩(wěn)定的，會受到線圈耦合強(qiáng)弱、負(fù)載、環(huán)境溫度等變化的影響。為了輸出穩(wěn)定的直流電壓，必須在整流器后面加接直流穩(wěn)壓電路［19-20］。低壓差穩(wěn)壓器（low dropout regulator，LDO）屬于DC/DC變換器中的降壓變換器，其優(yōu)點(diǎn)為結(jié)構(gòu)簡單、功耗低、尺寸小且外圍元件少，因而廣泛應(yīng)用于便攜式電子產(chǎn)品以及噪聲性能要求比較高的場合［21］。

在前期工作中，采用華潤上華0.5μm CMOS工藝，利用Hspice、Cadence等EDA設(shè)計工具，設(shè)計了低壓差穩(wěn)壓電路，輸出固定電壓為3.3V，并成功進(jìn)行了芯片制造［17］，如圖6所示。經(jīng)測試，其轉(zhuǎn)換效率為84.8％。

圖6 低壓差穩(wěn)壓芯片F(xiàn)ig.6 Picture of LDO chip

1.2.4 接收模塊

利用板上芯片封裝（chip on board，COB）技術(shù)，將上述制造好的整流芯片與穩(wěn)壓芯片鍵合在能量接收線圈PCB上，組成體內(nèi)供電模塊，如圖7所示。

圖7 體內(nèi)供電模塊Fig.7 Picture of in-vivo power supply module

1.3 “包埋式”能量傳輸實(shí)驗(yàn)

在“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”植入人體后，由于發(fā)射和接收線圈之間存在人體組織（主要是皮膚和脂肪），所以對電磁波有一定的吸收作用。本研究利用豬皮等動物組織進(jìn)行了“包埋式”能量傳輸實(shí)驗(yàn)。雖然豬肉實(shí)驗(yàn)跟豬活體實(shí)驗(yàn)還有很大的差距，但由于生物組織的電磁學(xué)特性，將隨著離體時間的增加而逐漸變化，而并非“一旦離體，就完全變化”，故實(shí)驗(yàn)中所選豬肉均為新鮮豬肉，具有一定的代表性，力求接近植入后的實(shí)際情況。對植入活動物體進(jìn)行實(shí)驗(yàn)是研究工作的下一步目標(biāo)。

前期的實(shí)驗(yàn)表明，串聯(lián)接收線圈能夠獲得更高的電壓［17］，所以本實(shí)驗(yàn)使用了串聯(lián)線圈作為接收線圈。經(jīng)調(diào)諧可知，其諧振電容為5pF。實(shí)驗(yàn)所用的發(fā)射模塊如文中1.1節(jié)中所述。在實(shí)驗(yàn)中用到的測試儀器包括：KIKUSUI公司的Regulated DC power supply PMR18-1.3TR數(shù)字電源、Agilent公司的33220A任意波形發(fā)生器、Agilent公司的DSO6014A示波器。

實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備過程如下：選取長約15cm、寬約10cm、厚約5cm的長方體新鮮帶皮豬肉1塊（見圖8（a）），將上方1cm厚的皮膚和脂肪層切開（圖8（b））；然后，將接收線圈用密封袋密封，引出引線，放置于切開的豬皮下，合上豬皮（見圖8（c））。至此，完成包埋過程。在豬皮表面標(biāo)示接收線圈的位置，以便確定其和發(fā)射線圈間的位置關(guān)系。將發(fā)射線圈置于豬皮之上，進(jìn)行能量傳輸實(shí)驗(yàn)（見圖8（d）），包括位移特性實(shí)驗(yàn)、組織厚度特性實(shí)驗(yàn)和負(fù)載特性實(shí)驗(yàn)。

圖8 “包埋式”實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備過程。（a）用于實(shí)驗(yàn)的豬皮和脂肪；（b）切開豬皮；（c）放置接收線圈；（d）放置發(fā)射模塊Fig.8 Preparation process of“embedded-style”energy transfer experiments.（a）animal tissue；（b）cut pig skin；（c）placing the receiving coil；（d）placing the transmitting module

1.3.1 位移特性實(shí)驗(yàn)

在系統(tǒng)植入人體后，發(fā)射線圈與接收線圈間的中心位置可能存在一定范圍的偏離，所以需要進(jìn)行兩線圈間的位移特性實(shí)驗(yàn)，以檢驗(yàn)位移變化時接收模塊的工作情況。

實(shí)驗(yàn)過程如下：在豬皮內(nèi)外保持兩線圈所在的平面平行，改變圖9中線圈中心軸間的距離d（0～5cm），測量穩(wěn)壓電路輸出節(jié)點(diǎn)的電壓變化。

1.3.2 組織厚度特性實(shí)驗(yàn)

當(dāng)系統(tǒng)植入不同患者的體內(nèi)時，由于患者體型的差異，皮膚和組織的厚度會有所不同，所以體內(nèi)外發(fā)射線圈和接收線圈間的距離也會有所不同，故需要進(jìn)行組織厚度特性實(shí)驗(yàn)。

實(shí)驗(yàn)過程如下：將豬皮及脂肪切成多個5mm厚的薄片，在豬皮內(nèi)外保持兩線圈中心對準(zhǔn)，通過增減豬皮及脂肪薄片的數(shù)量來改變圖10中豬皮和脂肪的厚度h，測量穩(wěn)壓電路輸出節(jié)點(diǎn)的電壓變化。

圖9 位移特性實(shí)驗(yàn)示意Fig.9 Scheme of displacement characteristics experiment

圖10 厚度特性實(shí)驗(yàn)示意Fig.10 Scheme of thickness characteristics experiment

1.3.3 負(fù)載特性實(shí)驗(yàn)

為達(dá)到植入式微電子神經(jīng)橋芯片中不同數(shù)量神經(jīng)信號探測或激勵電路的工作要求，需要進(jìn)行負(fù)載特性實(shí)驗(yàn)，以檢驗(yàn)負(fù)載變化時接收模塊的工作情況。

實(shí)驗(yàn)過程如下：保持發(fā)射線圈和接收線圈中心對準(zhǔn)，豬皮內(nèi)外線圈間距為1cm，改變穩(wěn)壓輸出端負(fù)載電阻的阻值，測量穩(wěn)壓電路輸出節(jié)點(diǎn)的電壓變化。

2 結(jié)果與分析

2.1 位移特性實(shí)驗(yàn)

穩(wěn)壓后的輸出電壓曲線如圖11所示。當(dāng)線圈中心軸間距d從0開始增加時，輸出電壓首先增大；到1cm左右時，輸出電壓達(dá)到最大值。此后，輸出電壓隨d的增大而減?。划?dāng)發(fā)射線圈和接收線圈的中心軸間距為3cm時，輸出電壓為1.8V（圖11的虛線所示；而當(dāng)d＞4cm時，輸出電壓顯著下降。

2.2 厚度特性實(shí)驗(yàn)

厚度特性實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖12所示。當(dāng)動物組織厚度h從2～47mm逐漸增加時，輸出電壓從1.932～1.474V逐漸減小，兩者之間基本呈現(xiàn)出線性關(guān)系。需要說明的是，由于手工切割的原因，豬皮及脂肪可能存在1mm左右的誤差以及厚度不太均勻的情況。

圖11 輸出電壓隨線圈中心軸間距d的變化Fig.11 The relationship between output voltage and d

圖12 輸出電壓隨動物組織厚度h的變化Fig.12 The relationship between output voltage andh

2.3 負(fù)載特性

圖13 輸出電壓隨負(fù)載電阻的變化Fig.13 The relationship between output voltage and the load resistor

負(fù)載特性實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表2所示。穩(wěn)壓后的輸出電壓曲線如圖13所示，對應(yīng)負(fù)載電阻上的電流和功率分別如圖14和圖15所示。圖13表明，當(dāng)負(fù)載電阻值逐漸減小時，負(fù)載電阻上的電壓也隨之減??；當(dāng)負(fù)載電阻減小到470Ω時，輸出電壓突然下降到0。圖14表明，當(dāng)負(fù)載電阻減小時，負(fù)載電阻上的電流逐漸增大；當(dāng)負(fù)載電阻減小到470Ω時，電流突然下降到0。圖15表明，當(dāng)負(fù)載電阻減小時，負(fù)載電阻上的功率逐漸減小；當(dāng)負(fù)載電阻減小到470Ω時，功率突然下降到0。

表2 負(fù)載特性實(shí)驗(yàn)結(jié)果Tab.2 Load characteristics experiment result

圖14 輸出電流隨負(fù)載電阻的變化Fig.14 The relationship between output current and the load resistor

圖15 輸出功率隨負(fù)載電阻的變化Fig.15 The relationship between output power and the load resistor

由圖13～圖15可見，由于通過電磁感應(yīng)獲得的能量有限，所以如果負(fù)載過重，將導(dǎo)致負(fù)載上分得的電壓過小，而電路不能正常工作。對于本研究中的電路，前級是穩(wěn)壓器，應(yīng)考慮其輸出電阻，后級是負(fù)載，應(yīng)考慮其輸入電阻；即負(fù)載電阻本身的值。負(fù)載電阻為470和430Ω時，由于該值過小（即重負(fù)載），其兩端電壓將很小，以至于影響了電路的正常工作。換句話說，此時電路并未工作，所以才出現(xiàn)了輸出電壓為0的情況。

由于課題組中前期設(shè)計的神經(jīng)信號探測和激勵電路，從其電源端看進(jìn)去的直流阻抗是6.25kΩ，6路并行電路的阻抗則約為1kΩ。從表2中實(shí)驗(yàn)結(jié)果可知，負(fù)載為1kΩ電阻時，供電電路的輸出電壓為1.913V；該輸出可以再經(jīng)過一級效率達(dá)到95％以上的開關(guān)穩(wěn)壓電路，獲得1.8V電壓的輸出，從而為后級的六路神經(jīng)信號探測和激勵電路供電。之所以特別強(qiáng)調(diào)1.8V，是因?yàn)?.8V是典型的低功耗電路的供電電壓，將來“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”的神經(jīng)信號探測或激勵電路有可能使用1.8V的電源供電。

從能量的角度來講，供電電路在負(fù)載為1kΩ時，能夠獲得3.66mW的功率輸出，而此時供能發(fā)射模塊的輸入功率為140mW，無線經(jīng)皮供能系統(tǒng)的整體傳輸效率約為3％。由發(fā)射模塊的測試可知，輸入功率約1/4損耗在振蕩器電路當(dāng)中，而且E類功放電路的實(shí)際效率只有70％左右，所以加載在發(fā)射模塊的發(fā)射線圈兩端的功率僅有70mW左右。由于空氣間隙和豬皮介質(zhì)的存在，使得在接收線圈上耦合到的功率有很大的衰減表明，能量的大部分損耗也就出現(xiàn)在松耦合的無線傳輸過程中。接收線圈上的功率經(jīng)過整流芯片和穩(wěn)壓芯片的轉(zhuǎn)換，再次損耗一部分的能量，其輸出則最終為負(fù)載供能。

3 結(jié)論

本研究設(shè)計和制作了用于“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”的體內(nèi)供電模塊，包括接收線圈、整流芯片和穩(wěn)壓芯片，并配合課題組前期制作的體外發(fā)射模塊，進(jìn)行了豬皮“包埋式”的模擬實(shí)驗(yàn)。雖然生物組織對能量傳輸?shù)男视杏绊?，但如果提?.8V的電壓，在發(fā)射線圈和接收線圈中心軸間距小于3cm或埋置深度小于1.7cm時，模塊提供的能量仍能保證電路正常工作：供能模塊在輸出電壓為1.8V時，可以提供2mA左右的電流，為后級的6通道神經(jīng)信號探測和激勵電路供電。此外，體內(nèi)模塊的尺寸對于實(shí)際應(yīng)用還是過大，在今后的研究設(shè)計中，應(yīng)考慮多層串聯(lián)線圈、添加磁芯等方法來減少體內(nèi)模塊的尺寸。雖然本研究設(shè)計制作的體內(nèi)模塊還沒有應(yīng)用到“植入式微電子神經(jīng)橋芯片”當(dāng)中，但初步驗(yàn)證了該芯片植入人體后無線供電的可行性，為將來整個芯片系統(tǒng)的植入提供了可能。

本研究所設(shè)計的體內(nèi)供電模塊，還可以用于其他植入式電子器件，尤其是低壓差穩(wěn)壓芯片，也可以單獨(dú)用于其他電子產(chǎn)品，作為其電源組成的一部分。

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