CN107659001A - 一种生物医用的无线能量传输系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种生物医用的无线能量传输系统，通过采用传输距离最远可达米极范围的磁耦合谐振式无线能量传输技术，满足了一般生物医用植入设备传输距离的需求，并通过实现可重构整流器在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式下运行，控制不同工作模式的占空比，实现不仅能够保证传输效率的同时，还能使得体内接收电路的输出功率可调；并考虑到不同工作模式下的整流器的输入电容不同会导致体内谐振电路的失谐问题，还引入谐振调节单元，保证体内外谐振电路在同一谐振频率，提高传输效率；另外还通过电压调整器和过压保护电路，使得生物医用植入式设备的供电电压安全稳定。

Description

一种生物医用的无线能量传输系统
技术领域
本发明涉及无线能量传输领域，特别是涉及一种生物医用的无线能量传输系统。
背景技术
随着半导体集成电路技术、无线信息技术、医疗电子技术的迅猛发展，电子、生物、医疗等诸多领域已相互融合、彼此促进。其中，对以生物医用为目的的生物医学微电子技术的研究已成为了一个新的热点研究领域。而信号传递和能量传输是生物医学微电子技术所涉及的两个最主要的领域，在生物医用无线信号传输技术不断发展和逐步成熟的同时，传统的微化学电池组供电方式已经不能满足植入式设备的使用需求，因而生物医用无线能量传输技术成为未来发展的着重点，引起了广泛关注。
目前，已有的生物用无线能量传输系统采用经皮无线能量传输和感应式无线能量传输技术，由于其输出距离近而在生物医用领域难以推广。2007年，虽然麻省理工学院Marin Soljacic等人提出磁耦合谐振式的无线能量传输技术可以解决传输距离的问题，但是这些已有的大量研究仅仅是针对特定的负载和传输距离情况下，优化系统传输效率和输出效率。在实际的生物医用领域，人的移动和体内环境复杂多变，会导致收发线圈之间的距离发生变化，甚至出现收发线圈对不准的情况，而发生能量传输效率大大下降和供电不足的问题。此外，对不同的生物医用植入式设备，所需的无线能量传输系统的输出功率也不同，如输出功率会在10mW～100mW这一范围内选取。
因此，为解决上述问题，亟需一种输出功率可调的高效率的生物医用无线能量传输系统。
发明内容
为解决上述现有技术的缺点和不足，本发明提供了一种生物医用的无线能量传输系统，能够调整输出功率，并保持较高的传输效率，为体内生物医用植入式设备，如各类植入式测量系统、植入式刺激器、植入式药疗装置、植入式人工器官及辅助装置等设备提供长效、稳定、安全、易微型化和便携的供能方式，满足不同生物医用植入式设备的供电需求和保证供电电压安全稳定。
一种生物医用的无线能量传输系统，包括体外发射电路和体内接收电路；
所述体外发射电路包括供电电源、死区时间发生器、栅极驱动电路、功率放大器和体外谐振电路；
所述供电电源的输出端分别与所述死区时间发生器、栅极驱动电路和功率放大器的电源输入端电连接；
所述死区时间发生器的输出端与栅极驱动电路的输入端电连接；
所述栅极驱动电路的输出端与所述功率放大器的输入端电连接；
所述功率放大器的输出端与所述体外谐振电路的输入端电连接；
所述体外谐振电路将由功率放大器输出的能量发射到所述体内接收电路；
以及，所述体内接收电路包括体内谐振电路、谐振调节单元、可重构整流器、电压调整器、微控制单元和过压保护控制电路；
所述体内谐振电路与所述体外谐振电路通过磁场耦合，接收由所述体外谐振电路发射的能量，且所述体内谐振电路的输出端与所述谐振调节单元的输入端电连接；
所述谐振调节单元的输出端与所述可重构整流器的输入端电连接，输出第一交流信号和第二交流信号；
所述可重构整流器的输出端与所述电压调整器的输入端电连接，输出直流信号；
所述电压调整器的第一输出端用于接入生物医用植入式设备，输出稳定的直流电压；且所述电压调整器的第二输出端与所述过压保护控制电路的第一输入端电连接，输出基准电压；
所述微控制单元的输入端与所述可重构整流器的输出端电连接，并接收所述直流信号；微控制单元的第一输出端与所述谐振调节单元的第一控制端电连接，输出第一控制信号；微控制单元的第二输出端和第三输出端分别与所述可重构整流器的第一模式控制端和第二模式控制端电连接，分别输出第一模式切换信号和第二模式切换信号；且，所述微控制单元通过第一模式切换信号和第二模式切换信号控制所述可重构整流器在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式之间切换，并通过控制不同工作模式的占空比，实现可重构整流器的输出端输出的功率可调；
所述过压保护控制电路的第一输入端与所述可重构整流器的输出端电连接，并接收所述直流信号；过压保护控制电路的第二输入端与所述电压调整器的第二输出端电连接，并接收所述基准电压；过压保护控制电路的输出端与所述谐振调节单元的第二控制端电连接，输出第二控制信号。
由此，本发明通过采用传输距离最远可达米极范围的磁耦合谐振式无线能量传输技术，满足了一般生物医用植入设备传输距离的需求，并通过实现可重构整流器在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式下运行，控制不同工作模式的占空比，实现了不仅能够保证传输效率的同时，还能使得体内接收电路的输出功率可调；并考虑到了不同工作模式下的整流器的输入电容不同会导致体内谐振电路的失谐问题，还引入了谐振调节单元，保证体内外谐振电路在同一谐振频率，提高传输效率；另外还通过电压调整器和过压保护电路，使得生物医用植入式设备的供电电压安全稳定。故本发明生物医用的无线能量传输系统，能够调整输出功率，并保持较高的传输效率，为体内生物医用植入式设备，如各类植入式测量系统、植入式刺激器、植入式药疗装置、植入式人工器官及辅助装置等设备提供长效、稳定、安全、易微型化和便携的供能方式，满足不同生物医用植入式设备的供电需求和保证供电电压安全稳定。
进一步，所述功率放大器为D类功率放大器，由一P型MOS管和一N型MOS管构成；所述P型MOS管和所述N型MOS管的栅极一同构成功率放大器的输入端，其源极分别接入供电电源和接地，其漏极相互串接；以及，所述体外谐振电路由一体外谐振电容和一体外谐振电感构成；所述体外谐振电容一端电连接于所述P型MOS管的漏极，另一端与所述体外谐振电感的一端串接；所述体外谐振电感的另一端与N型MOS管的源极共地。
进一步，所述可重构整流器包括栅极控制单元、第一MOS晶体管、第二MOS晶体管、第三MOS晶体管和第四MOS晶体管、第一滤波电容和第二滤波电容；
所述栅极控制单元的第一控制端和第二控制端分别为所述第一模式控制端和第二模式控制端，分别接入所述第一模式切换信号和第二模式切换信号；栅极控制单元的第一输入端和第二输入端接入所述第一交流信号和第二交流信号，第三输入端接入所述直流信号，第四输入端接入一节点电压，第五输入端接地；且栅极控制单元的四个输出端分别输出第一栅极控制信号、第二栅极控制信号、第三栅极控制信号和第四栅极控制信号；
所述第一MOS晶体管的栅极接入所述第一栅极控制信号，源极与第二MOS晶体管的源极共地，漏极与第三MOS晶体管的源极串接并接入所述栅极控制单元的第一输入端；
所述第二MOS晶体管的栅极接入所述第二栅极控制信号，漏极与第四MOS晶体管的源极串接，并接入所述栅极控制单元的第二输入端；
所述第三MOS晶体管的栅极接入所述第三栅极控制信号，漏极与第四晶体管的漏极串接并接入所述栅极控制单元的第三输入端；
所述第四MOS晶体管的栅极接入所述第四栅极控制信号，漏极为可重构整流器的输出端，输出所述直流信号；
所述第一滤波电容和第二滤波电容的一端相互串接，并输出所述节点电压；且所述第一滤波电容的另一端与所述第四MOS晶体管的漏极电连接，第二滤波电容接地。
进一步，所述栅极控制单元包括第一数据选择器、第二数据选择器、第三数据选择器、第四数据选择器、反相器、第一高速比较器和第二高速比较器；每一数据选择器为二选一数据选择器；
所述第一数据选择器的数据选择控制端接入所述第一模式切换信号，两输入端分别接入所述第二交流信号和所述直流信号，输出端输出所述第三栅极控制信号；
所述第二数据选择器的数据选择控制端接入所述第一模式切换信号，两输入端分别接入所述第一交流信号和所述直流信号，输出端输出所述第四栅极控制信号；
所述第三数据选择器的使能端通过所述反相器接入所述第一模式切换信号，数据选择控制端接入所述第二模式切换信号，两输入端分别接入所述节点电压和接地，输出端接入所述第二交流信号；
所述第一高速比较器的同相输入端接地，反相输入端接入所述第一交流信号，输出端输出所述第一栅极控制信号；
所述第二高速比较器的同相输入端接地，反相输入端接入所述第二交流信号，输出端输出所述第二栅极控制信号。
进一步，当第一模式切换信号的值为1时，所述第三栅极控制信号等于所述第二交流信号，所述第四栅极控制信号等于所述第一交流信号，所述第三数据选择器不工作，可重构整流器等效于全波整流器；当第一模式切换信号的值为0，且第二模式切换信号的值为1时，所述第三栅极控制信号和所述第四栅极控制信号都等于所述直流信号，所述第三数据选择器工作，且所述第二交流信号等于所述节点电压，可重构整流器等效于二倍倍压器；当第一模式切换信号的值为0，且第二模式切换信号的值为0时，所述第三栅极控制信号和所述第四栅极控制信号都等于所述直流信号，所述第三数据选择器工作，且所述第二交流信号等于地，可重构整流器等效于半波整流器。
进一步，所述第一MOS晶体管和第二MOS晶体管都为N型MOS晶体管，所述第三MOS晶体管和第四MOS晶体管都为P型MOS晶体管。
进一步，所述谐振调节单元包括第一调谐MOS晶体管、第二调谐MOS晶体管、第一补偿电容和第二补偿电容；
所述第一调谐MOS晶体管的栅极接入所述第二控制信号，源极与所述第二调谐MOS晶体管的源极串接并接入所述第二交流信号；
所述第二调谐MOS晶体管的栅极接入所述第一控制信号；
所述第一补偿电容和所述第二补偿电容的一端串接并接入所述第一交流信号，且第一补偿电容的另一端接入所述第一调谐MOS晶体管的漏极，第二补偿电容的另一端接入所述第二调谐MOS晶体管的漏极。
进一步，所述电压调整器为低压差线性稳压器，及，所述过压保护控制电路包括电压比较器、第一分压电阻和第二分压电阻；
所述低压差线性稳压器的第一输出端和地之间形成用于接入生物医用植入式设备的输出端；
所述电压比较器的反相输入端与所述低压差线性稳压器的第二输出端电连接，同相输入端通过所述第一分压电阻接入所述直流信号，并通过第二分压电阻接地；电压比较器的输出端输出所述第二控制信号。
进一步，当所述电压比较器的同相输入端输入的电压大于反相输入端输入的基准电压时，所述电压比较器的输出端输出的第二控制信号的值为1，控制所述第一补偿电容接入，增大体内谐振电路的等效谐振电容，体内接收电路的谐振频率偏离体外发射电路的谐振频率，电压调整器输出的直流电压降低；当可重构整流器处于全波整流器工作模式时，所述微控制单元输出值为0的第一控制信号，控制所述第二补偿电容不接入；当可重构整流器处于半波整流器或倍压器工作模式时，所述微控制单元输出值为1的第一控制信号，控制所述第二补偿电容接入；实现在可重构整流器处于不同工作模式时，体内谐振电路的谐振频率都相同，且都等于体外谐振电路的谐振频率。由此，通过利用第二控制信号对谐振调节单元进行控制，使得在所述电压比较器的同相输入端输入的电压大于反相输入端输入的基准电压时，生物医用植入式设备供电电压将会升高，可能损坏植入式设备，甚至灼伤生物组织的情况下，通过增大体内谐振电路的等效电容，而使体内接收电路的谐振频率偏离体外发射电路的谐振频率，降低电压调整器输出的直流电压，从而降低生物医用植入式设备的供电电压，保护人体安全。通过利用第一控制信号对谐振调节单元进行控制，使得不管可重构整流器处于何种工作模式，都能通过第一控制信号对谐振调节单元的控制而保证体内谐振电路的频率都相同，并与体外谐振电路的频率相等，以提高传输效率。
进一步，所述体内谐振电路由一体内谐振电感和一体内谐振电容构成；所述体内谐振电感与所述体内谐振电容并联，且体内谐振电容的两端分别输出第一交流信号和第二交流信号。
相对于现有技术，本发明的有益效果是：改善了生物医用微化学电池组供能时间短、占据空间大、安全性不足，以及二次手术给用户带来的痛楚等问题；相比于经皮无线能量传输和感应式无线能量传输技术，本发明不仅提高了无线能量传输的传输距离，还可以适用于不同的生物医用植入式设备，为其提供一种长效、稳定、安全、输出功率可调和高效率的无线供能方式。此外，整个无线能量传输系统的体内接收部分可以完全用集成电路CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)工艺实现，十分适用于微型生物医用植入式设备，具有良好的推广价值和研究意义。
为了更好地理解和实施，下面结合附图详细说明本发明。
附图说明
图1为本发明生物医用的无线能量传输系统的电路结构框图；
图2为本发明生物医用的无线能量传输系统的电路原理图；
图3为本发明生物医用的无线能量传输系统的可重构整流器的电路结构图；
图4为本发明的可重构整流器中栅极控制单元的电路结构图；
图5为本发明的可重构整流器等效于全波整流器时的等效电路结构图；
图6为本发明的可重构整流器等效于二倍倍压器时的等效电路结构图；
图7为本发明的可重构整流器等效于半波整流器时的等效电路结构图；
图8为本发明生物医用的无线能量传输系统的谐振调节单元的电路结构图。
具体实施方式
为解决现有技术的缺陷，本发明提供了一种生物医用的无线能量传输系统，以能够调整输出功率，并保持较高的传输效率，为体内生物医用植入式设备，如各类植入式测量系统、植入式刺激器、植入式药疗装置、植入式人工器官及辅助装置等设备提供长效、稳定、安全、易微型化和便携的供能方式，满足不同生物医用植入式设备的供电需求和保证供电电压安全稳定。以下，对本发明生物医用的无线能量传输系统进行说明。
请参阅图1，本发明生物医用的无线能量传输系统包括设置于体外发射电路10和体内接收电路11。所述体外发射电路10发射能量，所述体内接收电路11通过磁耦合的方式接收由所述体外发射电路10发射的能量，并输出到生物医用植入式设备115。
具体地，所述体外发射电路10包括供电电源101、死区时间发生器102、栅极驱动电路103、功率放大器104和体外谐振电路105。
所述供电电源101的输出端分别与所述死区时间发生器102、栅极驱动电路103和功率放大器104的电源输入端电连接，以输出稳定的工作电压VDD至死区时间发生器102、栅极驱动电路103和功率放大器104。所述死区时间发生器102的输出端与栅极驱动电路103的输入端电连接。所述栅极驱动电路103的输出端与所述功率放大器104的输入端电连接。所述功率放大器104的输出端与所述体外谐振电路105的输入端电连接。所述体外谐振电路105将由功率放大器104输出的能量发射到所述体内接收电路11。
具体地，所述体内接收电路11包括体内谐振电路111、谐振调节单元112、可重构整流器113、电压调整器114、微控制单元116和过压保护控制电路117。
所述体内谐振电路111与所述体外谐振电路105通过磁场耦合，接收由所述体外谐振电路105发射的能量，且所述体内谐振电路111的输出端与所述谐振调节单元112的输入端电连接。所述谐振调节单元112的输出端与所述可重构整流器113的输入端电连接，输出第一交流信号和第二交流信号，第一交流信号和第二交流信号是交流信号VAC的两个输出端子分别输出的信号。所述可重构整流器113的输出端与所述电压调整器114的输入端电连接，输出直流信号VREC。所述电压调整器114的第一输出端用于接入生物医用植入式设备115，输出稳定的直流电压VOUT；且所述电压调整器114的第二输出端与所述过压保护控制电路117的第一输入端电连接，输出基准电压VREF。所述微控制单元116的输入端与所述可重构整流器113的输出端电连接，并接收所述直流信号VREC；微控制单元116的第一输出端与所述谐振调节单元112的第一控制端电连接，输出第一控制信号CT；微控制单元116的第二输出端和第三输出端分别与所述可重构整流器113的第一模式控制端和第二模式控制端电连接，分别输出第一模式切换信号和第二模式切换信号，在图1中所示为模式切换信号Mode；且，所述微控制单元116通过第一模式切换信号和第二模式切换信号控制所述可重构整流器113在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式之间切换，并通过控制不同工作模式的占空比，实现可重构整流器113的输出端输出的功率可调。所述过压保护控制电路117的第一输入端与所述可重构整流器113的输出端电连接，并接收所述直流信号VREC；过压保护控制电路117的第二输入端与所述电压调整器114的第二输出端电连接，并接收所述基准电压VREF；过压保护控制电路117的输出端与所述谐振调节单元112的第二控制端电连接，输出第二控制信号SC。
为了保证体外发射电路10和体内接收电路11能够完成所需功能的同时，具有较为简单的结构，而进一步降低整个系统的复杂度和生产难度，作为一种更优的技术方案，在本实施例中，体外发射电路10和体内接收电路11的具体结构请见以下说明，并请参阅图2～图8。
体外发射电路10中：
所述功率放大器104为D类功率放大器203，由一P型MOS管M11和一N型MOS管M12构成；所述P型MOS管M11和所述N型MOS管M12的栅极一同构成功率放大器104的输入端，其源极分别接入供电电源101和接地GND，其漏极相互串接。
所述体外谐振电路105由一体外谐振电容C1和一体外谐振电感L1构成；所述体外谐振电容C1一端电连接于所述P型MOS管M11的漏极，另一端与所述体外谐振电感L1的一端串接；所述体外谐振电感L1的另一端与N型MOS管M12的源极共地。由此，所述体外谐振电感L1将从D类功率放大器203接收到的能量发射出去。
所述死区时间发生器102的输出端产生两路带有死区时间的控制信号VH和VL，并输入到所述栅极驱动电路103的两个输入端。
所述栅极驱动电路103的两个输出端分别输出两路驱动信号VHD和VLD至所述P型MOS管M11和N型MOS管M12的栅极，以控制所述D类功率放大器203工作或断开。
体内接收电路11中：
所述体内谐振电路111由一体内谐振电感L2和一体内谐振电容C2构成；所述体内谐振电感L2与所述体内谐振电容C2并联，且体内谐振电容C2的两端分别输出第一交流信号VAC1和第二交流信号VAC2。其中，所述体内谐振电感L2接收由体外谐振电感L1发射的能量。
所述微控制单元为微控制器207。
所述电压调整器114为低压差线性稳压器LDO(206)，所述低压差线性稳压器LDO(206)的第一输出端和地GND之间形成用于接入生物医用植入式设备115的输出端，输出稳定的直流电压VOUT至生物医用植入式设备在电路。本实施例中，用RL表示生物医用植入式设备在电路中的等效电阻。
请参阅图3，所述可重构整流器113包括栅极控制单元2051、第一MOS晶体管M1、第二MOS晶体管M2、第三MOS晶体管M3和第四MOS晶体管M4、第一滤波电容CL1和第二滤波电容CL2。
所述栅极控制单元2051的第一控制端和第二控制端分别为所述第一模式控制端和第二模式控制端，分别接入所述第一模式切换信号Mode1和第二模式切换信号Mode2；栅极控制单元2051的第一输入端和第二输入端接入所述第一交流信号VAC1和第二交流信号VAC2，第三输入端接入所述直流信号VREC，第四输入端接入一节点电压VC，第五输入端接地GND；且栅极控制单元2051的四个输出端分别输出第一栅极控制信号VG1、第二栅极控制信号VG2、第三栅极控制信号VG3和第四栅极控制信号VG4。所述第一MOS晶体管M1的栅极接入所述第一栅极控制信号VG1，源极与第二MOS晶体管M2的源极共地，漏极与第三MOS晶体管M3的源极串接并接入所述栅极控制单元2051的第一输入端。所述第二MOS晶体管M2的栅极接入所述第二栅极控制信号VG2，漏极与第四MOS晶体管M4的源极串接，并接入所述栅极控制单元2051的第二输入端。所述第三MOS晶体管M3的栅极接入所述第三栅极控制信号VG3，漏极与第四晶体管的漏极串接并接入所述栅极控制单元2051的第三输入端。所述第四MOS晶体管M4的栅极接入所述第四栅极控制信号VG4，漏极为可重构整流器113的输出端，输出所述直流信号VREC。所述第一滤波电容CL1和第二滤波电容CL2的一端相互串接，并输出所述节点电压VC；且所述第一滤波电容CL1的另一端与所述第四MOS晶体管M4的漏极电连接，第二滤波电容CL2接地。
请参阅图4，所述栅极控制单元2051包括第一数据选择器MUX1、第二数据选择器MUX2、第三数据选择器MUX3、第四数据选择器MUX4、反相器INV、第一高速比较器CMP1和第二高速比较器CMP2；每一数据选择器为二选一数据选择器。
所述第一数据选择器MUX1的数据选择控制端S接入所述第一模式切换信号Mode1，两输入端分别接入所述第二交流信号VAC2和所述直流信号VREC，输出端输出所述第三栅极控制信号VG3。当Mode1等于1时，VG3等于VAC2，当Mode1等于0时，VG3等于VREC。
所述第二数据选择器MUX2的数据选择控制端S接入所述第一模式切换信号Mode1，两输入端分别接入所述第一交流信号VAC1和所述直流信号VREC，输出端输出所述第四栅极控制信号VG4。当Mode1等于1时，VG4等于VAC1，当Mode1等于0时，VG4等于VREC。
所述第三数据选择器MUX3的使能端通过所述反相器INV接入所述第一模式切换信号Mode1，也即，第一模式切换信号Mode1经过反向器INV后输出Mode1’，并作为第三数据选择器MUX3的使能信号；第三数据选择器MUX3的数据选择控制端S接入所述第二模式切换信号Mode2，两输入端分别接入所述节点电压VC和接地，输出端接入所述第二交流信号VAC2。当Mode1等于1时，所述第三数据选择器MUX3不工作；当Mode1等于0时，所述第三数据选择器MUX3开始工作，且Mode2等于1时，VAC2等于VC，而Mode2等于0时，信号VAC2等于GND。
所述第一高速比较器CMP1的同相输入端接地，反相输入端接入所述第一交流信号VAC1，输出端输出所述第一栅极控制信号VG1。
所述第二高速比较器CMP2的同相输入端接地，反相输入端接入所述第二交流信号VAC2，输出端输出所述第二栅极控制信号VG2。
由此，通过微控制器207输出两路模式控制信号Mode1和Mode2，即可切换所述可重构整流器113的工作状态，并通过所述微控制器207调节所述Mode1和Mode2的占空比来调节输出功率。
当第一模式切换信号Mode1的值为1时，所述第三栅极控制信号VG3等于所述第二交流信号VAC2，所述第四栅极控制信号VG4等于所述第一交流信号VAC1，所述第三数据选择器MUX3不工作，可重构整流器113等效于全波整流器。也即，当Mode1等于1时，Mode1’等于0，那么所述第三数据选择器MUX3使能端为0，则无论所述控制信号Mode2输入何种控制信号，所述第三数据选择器MUX3都不工作。所述第一MOS晶体管M1和所述第一高速比较器COMP1等效为二极管D1；所述第二MOS晶体管M2和所述第二高速比较器COMP2等效为二极管D2。所述二极管D1的阳极接地GND，阴极连接所述第三MOS晶体管M3的源极，并作为一个信号输入端VAC1，接入VAC1，且连接到第四MOS晶体管M4的栅极；所述第三MOS晶体管M3的漏极连接到第四MOS晶体管M4的漏极，并作为输出端VREC，输出VREC；所述二极管D2的阳极接地GND，阴极接第四MOS晶体管M4的源极，并作为另一个信号输入端VAC2，接入VAC2。所述滤波电容CL1和CL2串联后，一端接所述输出端VREC，另一端接地GND。当所述VAC1和VAC2输入交流信号，所述第三MOS晶体管M3的栅极和所述第四MOS晶体管M4的栅极交叉耦合，并与所述二极管D1和二极管D2构成全波整流器，如图5所示。
当第一模式切换信号Mode1的值为0，且第二模式切换信号Mode2的值为1时，所述第三栅极控制信号VG3和所述第四栅极控制信号VG4都等于所述直流信号VREC，所述第三数据选择器MUX3工作，且所述第二交流信号VAC2等于所述节点电压Vc，可重构整流器113等效于二倍倍压器。也即，当Mode1等于0，Mode2等于1时，所述第一MOS晶体管M1和所述第一高速比较器COMP1等效为二极管D3，所述第二MOS晶体管M2和所述第二高速比较器COMP2等效为二极管D4，所述第三MOS晶体管M3的栅极和漏极相连等效为二极管D5，所述第四MOS晶体管M4的栅极和漏极相连等效为二极管D6。所述二极管D3的阳极接GND，阴极作为一个信号输入端VAC1，接入VAC1，并接入D5的阳极；二极管D5的阴极作为输出端VREC，输出VREC；所述二极管D4的阳极接地GND，阴极作为另一个信号输入端VAC2，接入VAC2，并接入D6的阳极；D6的阴极连接所述输出端VREC。所述电容CL1和CL2的串联后一端连接所述输出端VREC，另一端接GND，所述电容CL1和CL2的中间节点VC连接所述信号输入端VAC2。由于CL1和CL2串联分压，VAC2等于VREC/2，使得D4和D6反向偏置而截止，因此所述二极管D3和D5以及所述电容CL1和CL2构成二倍压器，如图6所示。
当第一模式切换信号Mode1的值为0，且第二模式切换信号Mode2的值为0时，所述第三栅极控制信号VG3和所述第四栅极控制信号VG4都等于所述直流信号VREC，所述第三数据选择器MUX3工作，且所述第二交流信号VAC2等于地，可重构整流器113等效于半波整流器。也即，当Mode1等于0，Mode2等于0时，所述第一MOS晶体管M1和所述第一高速比较器COMP1等效为二极管D7，所述第二MOS晶体管M2和所述第二高速比较器COMP2等效为二极管D8，所述第三MOS晶体管M3的栅极和漏极相连等效为二极管D9，所述第四MOS晶体管M4的栅极和漏极相连等效为二极管D10。二极管D7的阳极接地GND，阴极作为一个信号输入端VAC1，接入VAC1，并接入二极管D9的阳极；二极管D9的阴极并作为输出端VREC，输出VREC；所述二极管D8的阳极接地GND，所述二极管D8的阴极作为另一个信号输入端VAC2，接入VAC2，并接入二极管D10的阳极；二极管D10的阴极连接所述输出端VREC。所述电容CL1和CL2的串联后一端连接所述输出端VREC，另一端接地GND。由于信号输入端VAC2连接GND，使得D4和D6都截止，因此所述二极管D7和D9以及所述电容CL1和CL2构成半波整流器，如图7所示。
在本实施例中，所述第一MOS晶体管M1和第二MOS晶体管M2都为N型MOS晶体管，所述第三MOS晶体管M3和第四MOS晶体管M4都为P型MOS晶体管。
请参阅图8，所述谐振调节单元112包括第一调谐MOS晶体管M5、第二调谐MOS晶体管M6、第一补偿电容COVP和第二补偿电容CCOM。所述第一调谐MOS晶体管M5的栅极接入所述第二控制信号SC，源极与所述第二调谐MOS晶体管M6的源极串接并接入所述第二交流信号VAC2。所述第二调谐MOS晶体管M6的栅极接入所述第一控制信号CT。所述第一补偿电容COVP和所述第二补偿电容CCOM的一端串接并接入所述第一交流信号VAC1，且第一补偿电容COVP的另一端接入所述第一调谐MOS晶体管M5的漏极，第二补偿电容CCOM的另一端接入所述第二调谐MOS晶体管M6的漏极。
以下说明以下所述谐振调节单元112的调节方法：
根据谐振频率公式：
其中，C2eq表示体内接收电路的等效谐振电容，Cin1表示可重构整流器113等效于全波整流器时的输入电容，Cin2表示可重构整流器113等效于二倍压器时的输入电容，Cin3表示可重构整流器113等效于半波整流器时的输入电容。
由体内接收电路可知，可重构整流器113等效于全波整流器时(当Mode1等于1时)输入电容为：Cin1＝CGS(M3)+CGS(M4)+CDB(M1)+CDB(M2)+CSB(M3)+CSB(M4)；其中，CGS(M3)表示第三MOS晶体管M3的栅极和源极交叠产生的电容，CGS(M4)表示第四MOS晶体管M4的栅极和源极之间电容，CDB(M1)表示MOS晶体管M1的漏极和衬底之间的电容，CDB(M2)表示第二MOS晶体管M2的漏极和衬底之间的电容，CSB(M3)表示第三MOS晶体管M3的源极和衬底之间的电容，CSB(M4)表示第四MOS晶体管M4的源极和衬底之间的电容。
可重构整流器113等效于二倍压器时(当Mode1等于0，Mode2等于1时)的输入电容Cin2和可重构整流器113等效于半波整流器时(当Mode1等于0，Mode2等于0时)的输入电容Cin3相等，都为：Cin2＝Cin3＝CDB(M1)+CDB(M2)+CSB(M3)+CSB(M4)。
由此可知，分别处于三种模式下的可重构整流器113的输入电容Cin不同，所以生物体内无线能量接收的等效谐振电容不同，导致谐振频率不同。为了使不同模式整流器谐振在同一频率，进而提高传输效率，本发明通过引入谐振调节单元112，当Mode1等于1时，也即可重构整流器113处于全波整流器工作模式时，微控制器207输出CT为低电平，CT值为0，控制所述第二补偿电容CCOM不接入。而当Mode1等于0时，也即可重构整流器113处于半波整流器或倍压器工作模式时，微控制器207输出的CT为高电平，CT值为1，控制所述第二补偿电容CCOM接入，而使得第二补偿电容CCOM与谐振电容C2并联，保证Mode1等于1时的等效谐振电容等于Mode1等于0时的等效谐振电容，即：C2+Cin1＝C2+Cin2(3)+CCOM。由此实现在可重构整流器113处于不同工作模式时，体内谐振电路111的谐振频率都相同，且都等于体外谐振电路105的谐振频率。
请同时参阅图2，所述过压保护控制电路117包括电压比较器208、第一分压电阻R1和第二分压电阻R2。所述电压比较器208的反相输入端与所述低压差线性稳压器LDO(206)的第二输出端电连接，同相输入端通过所述第一分压电阻R1接入所述直流信号VREC，并通过第二分压电阻R2接地，也即，直流信号VREC通过所述第一分压电阻R1和所述第二分压电阻R2分压，得到电压VRR，并输入到电压比较器208的同相输入端；电压比较器208的输出端输出所述第二控制信号SC到所述第一调谐MOS晶体管M5。
当电压比较器208的同相输入端输入的电压VRR大于反相输入端输入的电压VREF时，生物医用植入式设备的上的电压VOUT超过额定电压，很可能会损坏生物医用植入式设备，甚至灼伤生物组织，本发明引入过压保护控制电路，使电压比较器208的输出端输出的第二控制信号SC为高电平，控制所述第一补偿电容COVP接入，增大体内谐振电路111的等效谐振电容，由此使得生物体内无线能量接收的谐振频率偏离生物体外无线能量发射的谐振频率，导致生物体内接收的无线能量强度变弱，进而减小生物医用植入式设备的上的电压VOUT，保护生物医用植入式设备和人体安全。
相对于现有技术，本发明生物医用的无线能量传输系统通过采用传输距离最远可达米极范围的磁耦合谐振式无线能量传输技术，满足了一般生物医用植入设备传输距离的需求，并通过实现可重构整流器在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式下运行，控制不同工作模式的占空比，实现了不仅能够保证传输效率的同时，还能使得体内接收电路的输出功率可调；并考虑到了不同工作模式下的整流器的输入电容不同会导致体内谐振电路的失谐问题，还引入了谐振调节单元，保证体内外谐振电路在同一谐振频率，提高传输效率；另外还通过电压调整器和过压保护电路，使得生物医用植入式设备的供电电压安全稳定。故本发明生物医用的无线能量传输系统，能够调整输出功率，并保持较高的传输效率，为体内生物医用植入式设备，如各类植入式测量系统、植入式刺激器、植入式药疗装置、植入式人工器官及辅助装置等设备提供长效、稳定、安全、易微型化和便携的供能方式，满足不同生物医用植入式设备的供电需求和保证供电电压安全稳定。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：包括体外发射电路和体内接收电路；
所述体外发射电路包括供电电源、死区时间发生器、栅极驱动电路、功率放大器和体外谐振电路；
所述供电电源的输出端分别与所述死区时间发生器、栅极驱动电路和功率放大器的电源输入端电连接；
所述死区时间发生器的输出端与栅极驱动电路的输入端电连接；
所述栅极驱动电路的输出端与所述功率放大器的输入端电连接；
所述功率放大器的输出端与所述体外谐振电路的输入端电连接；
所述体外谐振电路将由功率放大器输出的能量发射到所述体内接收电路；
以及，所述体内接收电路包括体内谐振电路、谐振调节单元、可重构整流器、电压调整器、微控制单元和过压保护控制电路；
所述体内谐振电路与所述体外谐振电路通过磁场耦合，接收由所述体外谐振电路发射的能量，且所述体内谐振电路的输出端与所述谐振调节单元的输入端电连接；
所述谐振调节单元的输出端与所述可重构整流器的输入端电连接，输出第一交流信号和第二交流信号；
所述可重构整流器的输出端与所述电压调整器的输入端电连接，输出直流信号；
所述电压调整器的第一输出端用于接入生物医用植入式设备，输出稳定的直流电压；且所述电压调整器的第二输出端与所述过压保护控制电路的第一输入端电连接，输出基准电压；
所述微控制单元的输入端与所述可重构整流器的输出端电连接，并接收所述直流信号；微控制单元的第一输出端与所述谐振调节单元的第一控制端电连接，输出第一控制信号；微控制单元的第二输出端和第三输出端分别与所述可重构整流器的第一模式控制端和第二模式控制端电连接，分别输出第一模式切换信号和第二模式切换信号；且，所述微控制单元通过第一模式切换信号和第二模式切换信号控制所述可重构整流器在半波整流器、全波整流器和倍压器这三种工作模式之间切换，并通过控制不同工作模式的占空比，实现可重构整流器的输出端输出的功率可调；
所述过压保护控制电路的第一输入端与所述可重构整流器的输出端电连接，并接收所述直流信号；过压保护控制电路的第二输入端与所述电压调整器的第二输出端电连接，并接收所述基准电压；过压保护控制电路的输出端与所述谐振调节单元的第二控制端电连接，输出第二控制信号。
2.根据权利要求1所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述功率放大器为D类功率放大器，由一P型MOS管和一N型MOS管构成；所述P型MOS管和所述N型MOS管的栅极一同构成功率放大器的输入端，其源极分别接入供电电源和接地，其漏极相互串接；
以及，所述体外谐振电路由一体外谐振电容和一体外谐振电感构成；所述体外谐振电容一端电连接于所述P型MOS管的漏极，另一端与所述体外谐振电感的一端串接；所述体外谐振电感的另一端与N型MOS管的源极共地。
3.根据权利要求1或2所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述可重构整流器包括栅极控制单元、第一MOS晶体管、第二MOS晶体管、第三MOS晶体管和第四MOS晶体管、第一滤波电容和第二滤波电容；
所述栅极控制单元的第一控制端和第二控制端分别为所述第一模式控制端和第二模式控制端，分别接入所述第一模式切换信号和第二模式切换信号；栅极控制单元的第一输入端和第二输入端接入所述第一交流信号和第二交流信号，第三输入端接入所述直流信号，第四输入端接入一节点电压，第五输入端接地；且栅极控制单元的四个输出端分别输出第一栅极控制信号、第二栅极控制信号、第三栅极控制信号和第四栅极控制信号；
所述第一MOS晶体管的栅极接入所述第一栅极控制信号，源极与第二MOS晶体管的源极共地，漏极与第三MOS晶体管的源极串接并接入所述栅极控制单元的第一输入端；
所述第二MOS晶体管的栅极接入所述第二栅极控制信号，漏极与第四MOS晶体管的源极串接，并接入所述栅极控制单元的第二输入端；
所述第三MOS晶体管的栅极接入所述第三栅极控制信号，漏极与第四晶体管的漏极串接并接入所述栅极控制单元的第三输入端；
所述第四MOS晶体管的栅极接入所述第四栅极控制信号，漏极为可重构整流器的输出端，输出所述直流信号；
所述第一滤波电容和第二滤波电容的一端相互串接，并输出所述节点电压；且所述第一滤波电容的另一端与所述第四MOS晶体管的漏极电连接，第二滤波电容接地。
4.根据权利要求3所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述栅极控制单元包括第一数据选择器、第二数据选择器、第三数据选择器、第四数据选择器、反相器、第一高速比较器和第二高速比较器；每一数据选择器为二选一数据选择器；
所述第一数据选择器的数据选择控制端接入所述第一模式切换信号，两输入端分别接入所述第二交流信号和所述直流信号，输出端输出所述第三栅极控制信号；
所述第二数据选择器的数据选择控制端接入所述第一模式切换信号，两输入端分别接入所述第一交流信号和所述直流信号，输出端输出所述第四栅极控制信号；
所述第三数据选择器的使能端通过所述反相器接入所述第一模式切换信号，数据选择控制端接入所述第二模式切换信号，两输入端分别接入所述节点电压和接地，输出端接入所述第二交流信号；
所述第一高速比较器的同相输入端接地，反相输入端接入所述第一交流信号，输出端输出所述第一栅极控制信号；
所述第二高速比较器的同相输入端接地，反相输入端接入所述第二交流信号，输出端输出所述第二栅极控制信号。
5.根据权利要求4所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：
当第一模式切换信号的值为1时，所述第三栅极控制信号等于所述第二交流信号，所述第四栅极控制信号等于所述第一交流信号，所述第三数据选择器不工作，可重构整流器等效于全波整流器；
当第一模式切换信号的值为0，且第二模式切换信号的值为1时，所述第三栅极控制信号和所述第四栅极控制信号都等于所述直流信号，所述第三数据选择器工作，且所述第二交流信号等于所述节点电压，可重构整流器等效于二倍倍压器；
当第一模式切换信号的值为0，且第二模式切换信号的值为0时，所述第三栅极控制信号和所述第四栅极控制信号都等于所述直流信号，所述第三数据选择器工作，且所述第二交流信号等于地，可重构整流器等效于半波整流器。
6.根据权利要求5所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述第一MOS晶体管和第二MOS晶体管都为N型MOS晶体管，所述第三MOS晶体管和第四MOS晶体管都为P型MOS晶体管。
7.根据权利要求4～6任一项所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述谐振调节单元包括第一调谐MOS晶体管、第二调谐MOS晶体管、第一补偿电容和第二补偿电容；
所述第一调谐MOS晶体管的栅极接入所述第二控制信号，源极与所述第二调谐MOS晶体管的源极串接并接入所述第二交流信号；
所述第二调谐MOS晶体管的栅极接入所述第一控制信号；
所述第一补偿电容和所述第二补偿电容的一端串接并接入所述第一交流信号，且第一补偿电容的另一端接入所述第一调谐MOS晶体管的漏极，第二补偿电容的另一端接入所述第二调谐MOS晶体管的漏极。
8.根据权利要求7所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述电压调整器为低压差线性稳压器，及，所述过压保护控制电路包括电压比较器、第一分压电阻和第二分压电阻；
所述低压差线性稳压器的第一输出端和地之间形成用于接入生物医用植入式设备的输出端；
所述电压比较器的反相输入端与所述低压差线性稳压器的第二输出端电连接，同相输入端通过所述第一分压电阻接入所述直流信号，并通过第二分压电阻接地；电压比较器的输出端输出所述第二控制信号。
9.根据权利要求7所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：
当所述电压比较器的同相输入端输入的电压大于反相输入端输入的基准电压时，所述电压比较器的输出端输出的第二控制信号的值为1，控制所述第一补偿电容接入，增大体内谐振电路的等效谐振电容，体内接收电路的谐振频率偏离体外发射电路的谐振频率，电压调整器输出的直流电压降低；
当可重构整流器处于全波整流器工作模式时，所述微控制单元输出值为0的第一控制信号，控制所述第二补偿电容不接入；当可重构整流器处于半波整流器或倍压器工作模式时，所述微控制单元输出值为1的第一控制信号，控制所述第二补偿电容接入；实现在可重构整流器处于不同工作模式时，体内谐振电路的谐振频率都相同，且都等于体外谐振电路的谐振频率。
10.根据权利要求1或2或8或9所述的生物医用的无线能量传输系统，其特征在于：所述体内谐振电路由一体内谐振电感和一体内谐振电容构成；所述体内谐振电感与所述体内谐振电容并联，且体内谐振电容的两端分别输出第一交流信号和第二交流信号。
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