CN105610248B

CN105610248B - 植入式电子生物传感器的耦合供电电路及方法

Info

Publication number: CN105610248B
Application number: CN201610056808.0A
Authority: CN
Inventors: 卢小冬; 张锋; 刘昱; 张海英; 李生辉
Original assignee: Institute of Microelectronics of CAS
Current assignee: Ruili Flat Core Microelectronics Guangzhou Co Ltd
Priority date: 2016-01-27
Filing date: 2016-01-27
Publication date: 2018-10-19
Anticipated expiration: 2036-01-27
Also published as: CN105610248A

Abstract

一种植入式电子生物传感器的耦合供电电路，包括接收线圈、接收线圈调谐电路、温度检测单元和控制器单元，控制器单元根据温度检测单元输出的温度检测数值控制接收线圈调谐电路，如果温度检测数值偏高，则降低所述无线电能信号的调谐频率；以及一种植入式电子生物传感器的耦合供电方法。本发明的供电电路及方法能为无干扰的生理体征参数提供安全的连续测量和监护手段，并结合可变调谐网络、变占空比控制、植入式芯片的温度测量、历史数据比对、变占空比植入式芯片温度监控、磁耦合接收网络电路熔断等手段，最大限度地减轻植入式传感器工作、环境或者遭到攻击时对植入式宿主的伤害。

Description

植入式电子生物传感器的耦合供电电路及方法

技术领域

本发明涉及植入式电子生物传感器和供电技术领域，更具体地涉及一种植入式电子生物传感器的耦合供电电路及方法。

背景技术

体液、血液的成分和浓度，体内压力等生物信号的测量一直是相关领域的技术难题：对于体液和血液的成分、浓度测量，采用取样的方法，一方面，有创会给测量对象带来痛苦；另一方面，获取的样品和空气的成分相互作用可能影响测量结果的准确性。对于体内压力的测量，采用有创的方式来传递压力，同样给患者带来了痛苦，而无创方法也存在体内压力和体外压力等效等问题。无论有创还是无创的方法，都不适合生理参数的连续监测。

通过应用合适的工作原理，可以将待测量的生物信号转换为电子电路器件的参数测量，比如电阻值、电感量或者电容值。应用这些原理制作传感器，植入式生物体内，既避免了无创测量方法的外部干扰，又能避免多次有创操作带来的痛苦，可以实现连续的生物信号监测。

这样的植入式传感器，比如电容类型，传感器的电容值随被测量的生物信号变化而变化。可以在传感器的制作过程中，为电容传感器并联一个合适的电感，这样，当传感器的电容值因为被测的生物信号变化偏离初值的时候，传感器电容和并联电感的网络谐振频率就会发生变化。通过体表的谐振网络特性测量装置，就可以通过监测植入式传感器谐振频率的变化得到生物信号的变化。

进一步，可以把传感器的电阻、电感、电容敏感元件等测量的电路通过集成电路设计、加工，集成电路封装等方式和敏感元件做在一起，植入式到生物体内。这类植入式传感器除了敏感元件、测量电路，还包括电源电路、通信电路等。传感器植入式生物体内之后，就可以在电源驱动下，连续工作，持续测量生物信号，并将信号传输到体外。由于测量电路和敏感元件的集成，极大的简化了体外测量装置。

生物信号的植入式传感器可以极大的降低有创测量技术带来的伤害和测量过程中环境干扰的影响，但是植入式传感器也存在特有的需要解决的问题才能获得更好的应用，例如植入式生物传感器和生物体的生物兼容性、电能供应等。

植入式生物传感器的生物兼容性和材料相关。这种生物兼容性也存在于其他的植入式技术领域，目前已有很好的解决。

在植入式生物传感器的电能供应方面，有几种解决方案。包括：电池、生物电池、磁耦合电能/数据传输等。其中电池方法已经获得应用，比如心脏起博、植入式耳蜗等领域，但是用于生理参数的检测并不理想，存在的问题包括电池的有限寿命、体积对于一些应用过于庞大、电池的密封和毒害等。也可以采用生物电池，比如采用ATP等发电。目前生物电池的体积过于庞大，能提供的电能过低，而且难以保障连续供电，因此还不成熟。在当前集成电路先进工艺和电路设计、加工技术飞速发展的今天，采用磁耦合方式可能为植入式生物传感器的供电带来突破。

磁耦合方式为植入式生物传感器供应电能的研究主要有两个方向：无线电能传输(WPT)和近程无线通信(NFC)。对于体表下一定深度的植入式生物传感器，无线电能传输因为频率低(小于100kHz)，信号衰减主要是行波传输过程中的材料吸收、散射等，因而能量传输效率较高，可以达到80％以上。近程无线通信的频率较高，典型的为13.56MHz，其特性是环路电流激励磁场的自然衰减，因此和无线电能传输技术相比，效率较低，只有千分之几到百分之几。无线电能传输和近程无线通信技术在各自的领域发展都比较成熟，广泛的用于工业生产和消费类电子领域。近程无线通信技术的电流环路激励磁场既用于电能传输，也用于信号的双向发送，因此在微功耗的植入式生物传感器的场合，可能具有更好的前景。磁耦合射频识别技术已经广泛用于宠物的识别管理。

采用NFC兼容的技术，在植入式生物传感器的应用一个典型的特征是传感器(对应NFC系统的标签)端的物理尺寸小。NFC系统标签典型的尺寸在4～8厘米，这个尺寸植入式人体是不可想象的。如图1所示的人工晶体，它是眼压监控植入式传感器的很好载体，可以使用的最大尺寸在直径6mm的圆，还需要避开中心区域1.5～5mm的瞳孔区域，这就对植入式传感器的线圈天线尺寸有很大的限制。而传感器的天线参数决定了传感器从访问设备获得电能的能力。简单来说，线圈天线的匝数越多，获得能量的能力越大；线圈天线的截面积越大，获得能量的能力越大；线圈天线的内阻越小，线圈天线网络的品质因素越高，获得能量的能力越大。反之，线圈天线获得能量的能力就小。

但是和无线电能传输技术、近程无线通信的一般应用不同，对于植入式到生物体内的传感器，其能量供应水平、输出电压等有很多限制；和宠物管理的射频识别技术也不一样，植入式传感器可能需要对生理参数进行连续的长期监测。植入式传感器在工作中，从体外的设备获得能量、驱动本地的传感器和电路工作，获得感兴趣的生物信号对应的数字测量结果，并通过通信电路将测量结果传输出来。

以当前NFC标准为例，阅读设备天线的激励场强在0.15～5.0和1.5～7.5A/m两个范围，保护场强一般至少要达到12A/m。植入式传感器既需要在低的激励场强下能够稳定的工作，又不能因为获取过量的能量导致植入式患者身体受到不良影响，包括：传感器的工作电流不能超过人体的安全电流，传感器在工作过程中产生的热不能导致生物体产生不合适的温升，传感器耦合能量系统不应产生超过人体安全电压的信号，等等。

除了正常的植入式传感器测量设备，磁耦合能量传输还在生活的各个方面出现，比如超市的磁EAS防盗系统；车站、机场的手持金属危险品安检设备产生耦合的激励场；公交车辆的智能卡阅读设备等。这些设施的正常使用不应对植入式磁耦合生物传感器的人员产生不利的影响。NFC技术的普及，植入式生物传感器的磁耦合能量传输系统还应能抗恶意的攻击。

以人体为例，人体的安全电压为36V，安全电流为10mA，人体组织的温升不能超过0.5℃，等等。甚至，植入式生物传感器的安全实现要比这些指标更为苛刻，才能保障长期的监测是可行的。

发明内容

有鉴于此，本发明的主要目的在于提供一种植入式电子生物传感器的耦合供电电路及方法，以便在提供生物传感器正常工作和数据通信所需要能量前提下，无论是正常工作、生活，还是恶意的磁耦合能量攻击，都能保障植入式人员的安全。

为实现上述目的，作为本发明的一个方面，本发明提供了一种植入式电子生物传感器的耦合供电电路，包括：

接收线圈，用于接收无线电能信号；

接收线圈调谐电路，通过调节所述接收线圈调谐电路谐振频率偏离激励磁场的频率来调节所述接收线圈接收电能的能力。

作为优选，所述耦合供电电路还包括：

温度检测单元，用于输出所述植入式电子生物传感器的温度检测数值；

控制器单元，用于根据所述温度检测单元输出的温度检测数值控制所述接收线圈调谐电路，如果所述温度检测数值偏高，则降低所述接收线圈调谐电路的调谐频率。

作为优选，所述控制器单元还包括时钟信号电路，用于根据所述温度检测单元输出的温度检测数值控制所述接收线圈处于工作调谐状态和非工作调谐状态的占空比，如果温度检测数值偏高，则降低所述接收线圈处于工作调谐状态的占空比。

作为优选，所述耦合供电电路还包括：

熔断保险电路，用于在所述温度检测单元输出的温度检测数值超过最高阈值时，根据所述控制器单元的自毁指令将所述耦合供电电路的回路彻底破坏。

作为本发明的另一个方面，本发明还提供了一种植入式电子生物传感器的耦合供电方法，包括以下步骤：

步骤S1：温度检测单元输出所述植入式电子生物传感器的温度检测数值；

步骤S2：控制器单元判断所述温度检测单元输出的温度检测数值是否大于41℃，如果是，则向熔断保险电路发出自毁信号；

步骤S3：控制器单元每隔一段时间获取一次所述温度检测单元输出的温度检测数值，并计算所述温度检测数值的升幅；如果所述温度检测数值的升幅大于一定阈值，则控制接收线圈调谐电路，使无线电能信号的调谐频率降低；或者，控制接收线圈处于工作调谐状态和非工作调谐状态的占空比，使所述接收线圈处于工作调谐状态的占空比降低；

步骤S4：控制器单元判断所述温度检测单元输出的温度检测数值是否在持续升温，如果否，则返回到步骤S1。

基于上述技术方案可知，本发明的磁耦合植入式传感器的供电电路及方法能够为无干扰的生理体征参数提供安全的连续测量和监护手段，并结合可变调谐网络、变占空比控制、植入式芯片的温度测量、历史数据比对、变占空比植入式芯片温度监控、磁耦合接收网络电路熔断等手段，最大限度地减轻植入式传感器工作、环境或者遭到攻击时对植入式宿主的伤害。

附图说明

图1示出了典型的人工晶状体及其几何尺寸的示意图；

图2示出了典型的磁耦合阅读器天线和标签天线系统的示意图；

图3示出了典型的磁耦合通信无源接收端的等效电路的示意图；

图4示出了典型的磁耦合传感器的回路天线及内部电路的示意图；

图5示出了本发明的磁耦合植入式传感器的回路天线、能量供应和控制电路的示意图；

图6示出了典型的磁耦合接收端CMOS整流电路的示意图；

图7示出了本发明的磁耦合植入式传感器的CMOS整流电路及温度保护电路的示意图；

图8示出了本发明的一个磁耦合植入式传感器调谐电路占空比调整的流程图；

图9示出了本发明的一个磁耦合植入式传感器温度测量和保护的控制流程图。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本发明作进一步的详细说明。

本发明通过可变的接收线圈调谐电路，在满足植入式传感器测量和通信输出测量结果的基础上，尽可能降低植入式传感器非工作期间从体外访问设备获得能量，从而降低因植入式传感器给宿主带来的热能；通过可变的接收线圈工作调谐状态、非工作调谐的占空比调节，可以灵活实现不同的测量间隔控制；结合片上温度传感器测量结果、时间-体温的历史纪录、变占空比调节下的温度测量、一次性熔断保险丝和控制电路，为患者提供终极的植入式传感器应用保护。

本发明的植入式电子生物传感器的耦合供电电路，包括：

接收线圈，用于接收无线电能信号；

接收线圈调谐电路，通过调节接收线圈调谐电路谐振频率偏离激励磁场的频率来调节接收线圈接收电能的能力。

作为优选，该耦合供电电路还包括：

温度检测单元，用于输出植入式电子生物传感器的温度检测数值；

控制器单元，用于根据温度检测单元输出的温度检测数值控制接收线圈调谐电路，如果温度检测数值偏高，则降低接收线圈调谐电路的调谐频率。

作为优选，该控制器单元还包括时钟信号电路，用于根据温度检测单元输出的温度检测数值控制接收线圈处于工作调谐状态和非工作调谐状态的占空比，如果温度检测数值偏高，则降低接收线圈处于工作调谐状态的占空比。

作为优选，温度检测数值偏高指的是温度检测数值升幅超过0.5℃。

作为优选，该耦合供电电路还包括：

熔断保险电路，用于在温度检测单元输出的温度检测数值超过最高阈值时，根据控制器单元的自毁指令将该耦合供电电路的回路彻底破坏。

作为优选，熔断保险电路为熔断保险丝，或者

熔断保险电路包括PMOS管、电子熔丝和NMOS管，构成CMOS全桥整流电路，当接收到控制器单元的自毁指令时使该CMOS全桥整流电路彻底无法工作，否则，使该CMOS整流电路正常工作。

作为优选，该熔断保险电路如下所示：PMOS管M2和PMOS管M4的栅极通过电子熔丝F1、F2分别与NMOS管M1和NMOS管M3相连，构成CMOS全桥整流电路；电子熔丝F1、F2还分别与地通过NMOS管M5和NMOS管M7相连；电子熔丝F1、F2还分别与Vdh通过PMOS管M6和PMOS管M8相连；NMOS管M5和NMOS管M7的栅极由自毁信号Cot控制，自毁信号Cot通过反相器INV1和INV2控制所述PMOS管M6和PMOS管M8；正常情况下，电子熔丝F1和F2导通，CMOS整流桥正常工作；当接收到所述控制器单元的自毁指令时电子熔丝F1和F2熔毁，使所述CMOS全桥整流电路彻底无法工作。

本发明还公开了一种植入式电子生物传感器的耦合供电方法，包括以下步骤：

作为优选，在步骤S3中所述的一定阈值为0.5℃。

作为优选，在步骤S3所述控制器单元每隔一段时间获取一次所述温度检测单元输出的温度检测数值的步骤中，还包括将所述温度检测数值储存作为历史数据的步骤。

下面将参照附图更加详细地描述本发明的优选实施方式，在附图中展示了本发明的优选实施例。

对于激励场为B₀的磁耦合能量传输，如图2所示，接收端线圈的耦合电压V₀：

V₀＝2πfQNSB₀cosα；

f是激励磁场的频率，Q是接收线圈耦合回路的品质因素，N是接收线圈的匝数，S是接收线圈的面积，α是线圈和激励场的夹角。

可见，磁耦合接收端的信号和接收线圈的匝数、接收线圈的面积、接收线圈耦合回路的品质因数、接收线圈和激励场的夹角有关。

接收线圈耦合回路的品质因素Q和接收线圈的电感、调谐回路的电容、调谐回路的负载电阻有关。

一般的，磁耦合通信无源接收端等效为线圈电感La、并联调谐电容Ct和负载电阻Rl的并联电路，如图3所示。线圈电感La和并联调谐电容Ct决定了接收端的调谐频率f_osc：

对于非植入式类的磁耦合通信无源接收端，一般的电路结构是这样的，如图4所示：

电路的输入端是调谐电容Ct，和外接的线圈电感环路天线La并联，线圈电杆环路天线La和调谐两端Ct感生的电压信号V₀经过整流得到直流电源，进一步通过稳压电路得到电路工作的电源Vdd，Cvdd是电路电源的缓冲电容；电感环路天线La的任意一端通过耦合电路Cc输入时钟模块，输出稳定的、和耦合电场频率一致的时钟信号Clk，这个耦合电路Cc可以是电容、电阻或者其他晶体管构成的电路；电感环路天线La的任意一端通过PN结D整流得到V₀的包络，这个包络信号通过解调电路获得传递给耦合通信接收端的数据Din；时钟、数据和电源作为接收端本地电路控制信号的输入，经过处理之后，结合测量的传感器信号，产生应答信号Dout，通过调制电路和反馈负载Rl传输给发送端，反馈电阻Rl由开关晶体管Ms1控制。

这里，除了满足传感器测量和通信等电路工作需求之外，在电路工作的范围内，比如-20～80℃，并不考虑接收端电路的发热所带来的影响；在电路元器件耐压范围内，比如20V，也不考虑电感环路天线La两端的V₀的幅度。

如前面所说，如果采用磁耦合技术为人体植入式传感器连续监护提供电能和实施通信，就需要考虑人体的特殊情况，比如，美国药监局的建议表明，植入式的电类传感器功耗需要小于40mW，引起人体组织的局部温度升高不应超过0.5℃，等等。因此，磁耦合技术必须采取措施降低各种因素导致的传感器功耗超标或者人体局部温度升高带来的风险。

相应的，在本发明的植入式电子生物传感器的耦合供电电路和方法中，如图5所示，电路相应的增加了可控的安全调谐电容Cidle和片上温度检测电路，以及由温度检测电路控制的熔断保险丝。数字电路部分增加的占空比控制电路使用时钟Clk，结合其他控制信号产生占空比控制信号Cduty，占空比控制信号Cduty控制开关晶体管Ms2，开关晶体管Ms2控制安全调谐电容Cidle，从而改变耦合接收端电感回路网络的调谐频率f_osc和品质因素Q，从而控制耦合接收端从激励磁场中获得能量。

以人工晶体植入式为例，如果接收端采用的电感环路天线La直径为5.5mm，线圈匝数N＝12，导线的直径为20μm，则电感环路天线La的电感值约为2.8μH。换句话说，当并联的调谐电容为49.2pF的时候，耦合电压V₀有最大值，或者耦合能量传输效率最高。设定实际传感器电路的调谐电容Ct＝30pF，安全调谐电容Cidle＝49.2-30＝19.2pF，则当安全调谐电容Cidle断开的时候，磁耦合接收端的调谐频率为17.4MHz，耦合能量的效率大为降低；当则当安全调谐电容Cidle接入的时候，磁耦合接收端的调谐频率为13.56MHz，耦合能量的效率最高。

合理的调整安全调谐电容Cidle接入和断开的占空比，仅在植入式传感器测量，电路有较高的功耗的时候，才进入耦合效率高的模式，有助于降低传感器的功耗，实现安全的连续监测；进一步，对于激励场强更强或者恶意攻击的情况，可以进一步调整占空比，降低传感器实际获得的能量，如图8所示。

仅有占空比的调整还不能完全杜绝植入式传感器给宿主带来的伤害，在遭到恶意攻击的时候，终极的手段是彻底破坏植入式传感器的耦合供电回路，从而使耦合传感器在再强的激励场中，也不能耦合产生对人体伤害的能量。

图6示出了采用CMOS晶体管实现的耦合交流信号整流电路。La-1和La-2分别对应电感环路天线La的两端，NMOS晶体管M1和M3、PMOS管M2和M4构成了一个全桥整流电路。整流后的直流Vdh输出到稳压器，在输出到稳压器之前，由平滑电容Cfilt滤波。

如图7所示，通过在全桥整流电路的PMOS管M2和M4的栅极增加熔断机制，在突破人体生理界限的情况下，彻底破坏植入式传感器的耦合回路功能，从而消除植入式传感器可能对人体带来伤害的风险。植入式传感器则可以通过有创方法取出。

熔断机制进一步说明如下：

PMOS管M2和M4的栅通过电子熔丝F1、F2和NMOS管M1和M3相连，构成CMOS全桥整流电路。当综合判断不是恶意攻击或者传感器读出电路故障的情况下，电子熔丝F1和F2导通，CMOS整流桥正常工作。电子熔丝F1、F2还分别和地通过NMOS管M5和M7相连；和Vdh通过PMOS管M6和M8相连；NMOS管M5和M7的栅由自毁信号Cot控制，自毁信号Cot通过反相器INV1和INV2控制PMOS晶体管M6和M8。

一个可供参考的自毁方法见图9所示。

首先每次植入式传感器工作的时候，启动电路的温度传感器测量并记录宿主的体温，根据传感器阅读器提供的时间信息，生成宿主的体温历史信息。

当宿主的体温突破41℃，而且仍存在植入式传感器的激励场信号的时候，控制其产生自毁信号Cot彻底破坏植入式传感器的天线耦合回路，此时从Vdh经过M6、F1、M5对地短路，F1熔毁；同理Vdh经过M8、F2、M6对地短路，F2熔毁；相应的安全调谐电容Cidle总是从调谐回路断开的，因此接收端回路耦合能量信号的能力很弱，而且整个植入式传感器电路不再工作，没有欧姆热产生，从而实现安全。

考虑到人体一天的体温是变化的，因此，建立人体的体温数据对于防止风险误判是很重要的。此外，对于人体，还存在人体生理性的发热，比如发烧的情况。这里不讨论发低烧，因为体温降低不影响我们的判断。这里只判断体温持续升高的情况。当相连的连续监控体温差异大于0.5度的情形，植入式传感器通过改变占空比调整传感器工作-休眠的比例，进一步对体温的变化进行采集并作出判断，如果增大植入式传感器工作-休眠的占空比，仍然不改变温度持续升高的状况，则判定存在生理性的体温变化，通过植入式传感器的阅读设备提升宿主停止植入式传感器的监控；否则返回体温是否超过41度的判断。

以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，然而，本发明可以以各种形式实现而不应该理解为被这里阐述的实施例所限制，比如，在线圈调谐网络的动态调整中，是通过断开可变调谐电容Cidle实现的。实践中，也可以通过并入可变调谐电容来实现，尽管从电路面积上来讲，这个实现方法并不经济，但是完全可以实现调剂植入式传感器耦合能量效率的目标。相反，提供这些实施例是为了使本发明更加透彻和完整，并且，完全将本发明的范围传达给本领域的技术人员。所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims

1.一种植入式电子生物传感器的耦合供电电路，其特征在于，包括：

接收线圈，用于接收无线电能信号；

接收线圈调谐电路，通过调节所述接收线圈调谐电路谐振频率偏离激励磁场的频率来调节所述接收线圈接收电能的能力；

控制器单元，用于根据所述温度检测单元输出的温度检测数值控制所述接收线圈调谐电路，如果所述温度检测数值的升幅大于一定阈值，则降低所述接收线圈调谐电路的调谐频率；

熔断保险电路，用于在所述温度检测单元输出的温度检测数值超过最高阈值时，根据所述控制器单元的自毁指令将所述耦合供电电路的回路彻底破坏；所述熔断保险电路如下所示：PMOS管M2和PMOS管M4的栅极通过电子熔丝F1、F2分别与NMOS管M1和NMOS管M3相连，构成CMOS全桥整流电路；电子熔丝F1、F2还分别与地通过NMOS管M5和NMOS管M7相连；电子熔丝F1、F2还分别与Vdh通过PMOS管M6和PMOS管M8相连；NMOS管M5和NMOS管M7的栅极由自毁信号Cot控制，自毁信号Cot通过反相器INV1和INV2控制所述PMOS管M6和PMOS管M8；正常情况下，电子熔丝F1和F2导通，CMOS整流桥正常工作；当接收到所述控制器单元的自毁指令时电子熔丝F1和F2熔毁，使所述CMOS全桥整流电路彻底无法工作。

2.如权利要求1所述的耦合供电电路，其特征在于，所述控制器单元还包括时钟信号电路，用于根据所述温度检测单元输出的温度检测数值控制所述接收线圈处于工作调谐状态和非工作调谐状态的占空比，如果温度检测数值偏高，则降低所述接收线圈处于工作调谐状态的占空比。

3.如权利要求1或2所述的耦合供电电路，其特征在于，所述温度检测数值的升幅大于一定阈值指的是所述温度检测数值升幅超过0.5℃。

4.一种如权利要求1～3任一项所述的植入式电子生物传感器的耦合供电方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤S2：控制器单元判断所述温度检测单元输出的温度检测数值是否大于41℃，如果是，则向如权利要求1～3任一项所述的熔断保险电路发出自毁信号；

5.如权利要求4所述的耦合供电方法，其特征在于，在步骤S3中所述的一定阈值为0.5℃。

6.如权利要求4所述的耦合供电方法，其特征在于，在步骤S3所述控制器单元每隔一段时间获取一次所述温度检测单元输出的温度检测数值的步骤中，还包括将所述温度检测数值储存作为历史数据的步骤。