本發(fā)明涉及電子技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種用于可植入式電子醫(yī)療設(shè)備的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)以及能量傳輸方法。

背景技術(shù)：

現(xiàn)階段的醫(yī)療領(lǐng)域應(yīng)用了越來越多的電子設(shè)備，包括可植入式腦電波記錄芯片和神經(jīng)電刺激器等。這些可植入式設(shè)備可能需要外部能量源來提供令其完成操作的能量。為滿足植入患者體內(nèi)的電子設(shè)備的功率需求，傳統(tǒng)解決方案往往采用連接至外部電源的經(jīng)皮電纜，這增加了患者感染的可能性，降低了舒適度。另一方面，可植入式設(shè)備的電池壽命是有限的，更換電池時的手術(shù)增加了患者額外的負(fù)擔(dān)和風(fēng)險。

無線射頻能量傳輸作為一種新型能量傳輸方式，為現(xiàn)有的可植入式電子醫(yī)療設(shè)備提供了更方便和安全的能量來源。為實現(xiàn)無線射頻能量傳輸，一個完整的系統(tǒng)包括發(fā)射端和接收端。其中，發(fā)射端包括波形生成電路、功率放大電路以及發(fā)射天線或感應(yīng)線圈；接收端包括整流電路和電源管理電路?，F(xiàn)有的無線射頻能量傳輸系統(tǒng)可以分為近場傳輸和遠(yuǎn)場傳輸。在近場無線射頻能量傳輸系統(tǒng)中，射頻能量是通過兩個諧振在同一頻率的感應(yīng)線圈之間的耦合進(jìn)行傳遞的。在遠(yuǎn)場無線射頻能量傳輸系統(tǒng)中，接收端吸收來自發(fā)射端天線發(fā)射的射頻輻射能量。

目前針對可植入式電子醫(yī)療設(shè)備的無線射頻能量傳輸系統(tǒng)，主要面臨著生物體內(nèi)傳輸安全性以及在復(fù)雜生物介質(zhì)中射頻能量傳輸效率低等問題，而相應(yīng)的優(yōu)化解決方案主要集中在通過改進(jìn)發(fā)射端和接收端電路的設(shè)計，來提高能量傳輸效率。但是，在無線射頻能量傳輸波形的優(yōu)化設(shè)計方面仍處于一片空白。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

基于此，有必要提供一種對傳輸波形進(jìn)行了優(yōu)化的、高效率的無線射頻能量傳輸系統(tǒng)和方法。

根據(jù)本發(fā)明的一方面，提供了一種用于可植入式電子醫(yī)療設(shè)備的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)，包括：

發(fā)射端，其位于患者體外，被配置為發(fā)射所述多載波合成波形，所述發(fā)射端包括載波生成電路、多載波合成電路、系統(tǒng)電源和發(fā)射線圈，所述載波生成電路用于基于數(shù)字信號處理器生成多路副載波，所述多載波合成電路用于將所述副載波合成為多載波合成波形，所述發(fā)射線圈用于發(fā)射所述多載波合成波形；以及

接收端，其與植入式電子醫(yī)療設(shè)備一起位于患者體內(nèi)，被配置為接收所述發(fā)射端產(chǎn)生的多載波合成波形，所述接收端包括整流電路、電源管理電路以及接收線圈，所述接收線圈用于從發(fā)射端接收所述多載波合成波形，所述整流電路用于將射頻能量轉(zhuǎn)換為直流能量。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了一種用于可植入式電子醫(yī)療設(shè)備的多載波無線射頻能量傳輸方法，包括：

生成多路副載波；

將所述副載波合成為多載波合成波形并無線傳輸該多載波合成波形；

接收所述多載波合成波形；

將射頻能量轉(zhuǎn)換為直流能量；

向可植入式電子醫(yī)療設(shè)備提供所述直流能量。

在本發(fā)明的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)中，傳輸波形是經(jīng)過特別優(yōu)化設(shè)計的多載波合成波形。通過對副載波的個數(shù)、幅值以及在帶寬標(biāo)準(zhǔn)允許的范圍內(nèi)的頻率間隔等參數(shù)的設(shè)計和優(yōu)化，使得合成波形具有較高的峰值均值比（PAPR），從而實現(xiàn)射頻能量的集中傳輸。該特性可以在接收端整流電路中獲得更高的能量轉(zhuǎn)換效率，同時提高了系統(tǒng)接收端的響應(yīng)距離。

對比傳統(tǒng)的連續(xù)波能量輸出，本發(fā)明的新型無線射頻能量傳輸系統(tǒng)能夠在相同的輸入功率下獲得更高的能量轉(zhuǎn)換效率，為可植入式電子醫(yī)療設(shè)備提供更大的響應(yīng)距離和更高的轉(zhuǎn)換效率，同時，作用于人體的輻射時間短、效率高、安全性好，顯著地避免了在無線能量傳輸中產(chǎn)生不必要的熱效應(yīng)，因此具有非常廣闊的實際應(yīng)用前景。

附圖說明

圖1為根據(jù)本發(fā)明一個實施例的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的應(yīng)用于人體的示意圖；

圖2A為傳統(tǒng)連續(xù)波傳輸?shù)牟ㄐ晤l譜、時域波形與整流后波形圖；

圖2B為三頻副載波合成傳輸波形（平均分布）頻譜、時域波形與整流后波形圖；

圖2C為三頻副載波合成傳輸波形（高斯分布）頻譜、時域波形與整流后波形圖；

圖2D為五頻副載波合成傳輸波形（平均分布）頻譜、時域波形與整流后波形圖；

圖2E為五頻副載波合成傳輸波形（高斯分布）頻譜、時域波形與整流后波形圖；

圖3為展示不同副載波數(shù)對多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的影響的圖示；

圖4為根據(jù)本發(fā)明一個實施例的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的發(fā)射端結(jié)構(gòu)示意圖；

圖5為根據(jù)本發(fā)明一個實施例的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的接收端結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實施方式

為了使本發(fā)明的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實施例，對本發(fā)明進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)說明。應(yīng)當(dāng)理解，此處所描述的具體實施例僅僅用以解釋本發(fā)明，并不用于限定本發(fā)明。

圖1示出了用于可植入式電子醫(yī)療設(shè)備的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括位于患者體外的多載波發(fā)射端和位于患者體內(nèi)的接收端。多載波發(fā)射端電路驅(qū)動發(fā)射線圈，產(chǎn)生振蕩磁場，該振蕩磁場可以被接收端電路的接收線圈所捕獲，并被轉(zhuǎn)換成直流輸出，后續(xù)向可植入式電子醫(yī)療設(shè)備提供能量。

圖2A到2E示出了多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的對照例和數(shù)個實施例中的優(yōu)化設(shè)計的頻譜與時域傳輸波形圖。這些例子系統(tǒng)均采用6.78MHz作為工作頻段傳輸1mW射頻能量，此頻段符合A4WP聯(lián)盟協(xié)議標(biāo)準(zhǔn)并被廣泛用于傳統(tǒng)無線射頻能量傳輸系統(tǒng)。

對照例

如圖2A所示，該對照例采用傳統(tǒng)無線射頻能量傳輸系統(tǒng)所使用的單頻連續(xù)正弦波形進(jìn)行生物體內(nèi)的能量傳輸，其整流后的輸出電壓的直流分量為0.3V。

實施例1

如圖2B所示，在實施例1中，發(fā)明人設(shè)計了三載波均勻分布的傳輸波形，該傳輸波形的頻譜如圖2B中左圖所示，其中三載波之間的頻率間隔為20kHz。從圖2B中右圖所示的時域傳輸波形整流后的輸出電壓波形中，可以看出，整流后輸出電壓在0.38V~0.52V之間輕微波動，輸出直流分量為0.45V。由于電源管理芯片具有較寬的輸入電壓范圍，輕微的電壓波動不會影響該無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的性能。

實施例2

如圖2C所示，在實施例2中，發(fā)明人設(shè)計了三載波高斯分布的傳輸波形，該傳輸波形的頻譜如圖2C中左圖所示。如圖2C中右圖的時域波形圖所示，該高斯分布的波形可以將能量更多的集中在主峰值上，整流后輸出波形在0.38V~ 0.54V之間輕微波動，具有0.46V的直流分量。

實施例3

如圖2D所示，在實施例3中，發(fā)明人設(shè)計了五載波均勻分布的傳輸波形，該傳輸波形的頻譜如圖2D中左圖所示。如圖2D中右圖的時域波形圖所示，整流后具有0.58V的直流分量。因此，采用五載波傳輸波形大大地提高了輸出波形的幅值，以更集中地傳輸能量，從而獲得更高的能量轉(zhuǎn)換效率。

實施例4

如圖2E所示，在實施例4中，發(fā)明人設(shè)計了五載波高斯分布的傳輸波形，該傳輸波形的頻譜如圖2E中左圖所示。如圖2E中右圖的時域波形圖所示，整流后獲得了0.6V的直流分量?？梢?，通過增加副載波個數(shù)以及采用高斯分布的副載波，能量傳輸效率提高了。

由實施例可知，多載波傳輸波形具有以下特征：

（1）在標(biāo)準(zhǔn)帶寬范圍內(nèi)，副載波的個數(shù)與射頻能量轉(zhuǎn)換效率的提高呈正相關(guān)。如圖2A、2B、2D和圖3所示，多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)整流后的輸出波形的幅值隨副載波個數(shù)的增加而提升。圖3也示出了在輸入功率不同的條件下，副載波個數(shù)的增加能夠有效地提高無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的能量轉(zhuǎn)換效率。

（2）在相同輸入功率下，不同的副載波頻譜分布對應(yīng)射頻能量轉(zhuǎn)換效率的不同程度的提高，在本發(fā)明的圖2C、2E中，高斯分布的副載波頻譜對應(yīng)更高的輸出波形幅值，意味著更高的射頻能量轉(zhuǎn)換效率。

（3）在標(biāo)準(zhǔn)帶寬范圍內(nèi)，副載波之間的頻率間隔與射頻能量轉(zhuǎn)換效率的提高是相關(guān)的，在確定了副載波個數(shù)和頻譜的情況下，存在最優(yōu)的副載波頻率間隔，其能夠使得多載波無線射頻能量傳輸獲得最大的能量轉(zhuǎn)換效率提高。

在圖2B到2E的實施例中，多載波合成波形具有較高的峰值均值比（PAPR），以實現(xiàn)在有限的帶寬范圍內(nèi)對所需的射頻能量進(jìn)行集中傳輸，從而獲得更高的能量轉(zhuǎn)換效率。通過與外部設(shè)備相連的通信接口，優(yōu)化調(diào)整多載波傳輸波形中的副載波個數(shù)、幅值以及副載波間頻率間隔等參數(shù)，可以設(shè)計開發(fā)適用于不同環(huán)境和不同要求下的無線射頻能量傳輸模式。

根據(jù)國際標(biāo)準(zhǔn)，在復(fù)雜生物介質(zhì)內(nèi)，無線射頻能量的傳輸存在最大可傳輸能量的限制。圖2A所示的連續(xù)波能量傳輸會對人體組織產(chǎn)生持續(xù)的熱效應(yīng)，可能導(dǎo)致體內(nèi)組織受損；而圖2B到2E所示的多載波能量傳輸，在傳輸相同功率能量的前提下，只間斷地在一個信號周期中較短的時間內(nèi)對人體組織產(chǎn)生一定的熱效應(yīng)，而在傳輸?shù)慕^大部分時間不會對人體組織產(chǎn)生顯著的熱效應(yīng)。因此，本發(fā)明所述多載波無線能量在生物組織內(nèi)的傳輸具有更高的安全性。與此同時，多載波無線射頻能量傳輸可以在符合生物組織內(nèi)射頻能量傳輸標(biāo)準(zhǔn)的條件下獲得更高的能量轉(zhuǎn)換效率以及更深的傳輸深度。

圖4和圖5示出了根據(jù)一個實施例的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的發(fā)射端和接收端電路。其中，發(fā)射線圈與接收線圈相互感應(yīng)耦合，以進(jìn)行無線能量傳輸。

根據(jù)該實施例，多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)發(fā)射端包括載波生成電路、功率放大電路、多載波合成電路、發(fā)射線圈Tx、系統(tǒng)電源和時鐘、以及通信接口。

所述發(fā)射端載波生成電路包括基于數(shù)字信號處理器（DSP）的多路數(shù)字信號產(chǎn)生電路（圖中未示出），用于生成所需幅值和頻率的副載波。由于所述多路數(shù)字信號產(chǎn)生電路均工作在同一系統(tǒng)時鐘下，因而可確保后續(xù)電路能夠完成同相位多載波合成。

根據(jù)功率放大電路的特性，其在放大具有高峰值均值比的信號的過程中會引入非線性損耗，降低系統(tǒng)能量轉(zhuǎn)換效率。因此，在發(fā)射端后續(xù)電路中，本發(fā)明采用了優(yōu)化的系統(tǒng)框架，對進(jìn)行了功率放大的多路副載波進(jìn)行同相位合成，減少了系統(tǒng)的非線性能量損耗，從而提高了系統(tǒng)能量傳輸傳輸效率。

圖5所示的多載波無線射頻能量傳輸系統(tǒng)的接收端電路包括接收線圈Rx、阻抗匹配電路、整流電路、濾波和諧波整流電路以及電源管理電路，用于接收發(fā)射端產(chǎn)生的多載波能量并為植入生物體內(nèi)的電子醫(yī)療設(shè)備提供工作電源。

根據(jù)所述實施例，所述阻抗匹配電路包括諧振電路以及阻抗變換電路（圖中未示出）。其中，阻抗變換電路用于完成接收線圈與整流電路間的阻抗匹配，減少整流電路中產(chǎn)生的諧波反射和系統(tǒng)的能量損耗，其可以通過獨立元件或微帶線微波電路實現(xiàn)；諧振電路包括并聯(lián)諧振電路或串聯(lián)諧振電路。諧振的特征頻率由以下公式給出：

可通過調(diào)節(jié)諧振電路的電感L或電容C來改變諧振電路的諧振頻率。

根據(jù)所述實施例，所述整流電路將接收線圈Rx接收到的無線能量轉(zhuǎn)換為能夠驅(qū)動后續(xù)電路的直流輸出，以確?？芍踩胧诫娮俞t(yī)療設(shè)備的正常工作。其中，整流拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)包括：串聯(lián)整流電路，并聯(lián)整流電流源以及倍壓整流電路。由于無線射頻能量在復(fù)雜生物介質(zhì)內(nèi)傳播時會產(chǎn)生較大的損耗，因此，本實施例中采用倍壓電路，對接收到的無線射頻能量進(jìn)行整流，從而在輸出端獲得較高的輸出電壓。

根據(jù)所述實施例，所述濾波電路以及諧波整流電路用于濾除高頻諧波和對多載波間諧波進(jìn)行二次整流。其中，濾波電路通過并聯(lián)電容或微帶線枝節(jié)實現(xiàn)；諧波整流電路針對輸出端具有較大紋波的直流信號中的非直流分量進(jìn)行二次整流，提高了系統(tǒng)能量轉(zhuǎn)換效率，同時獲得了更穩(wěn)定的直流輸出。

根據(jù)所述實施例，所述電源管理電路包括DC-DC轉(zhuǎn)換器。由于生物組織內(nèi)功率傳輸標(biāo)準(zhǔn)的限制以及生物組織內(nèi)功率傳輸存在較大的損耗，經(jīng)過轉(zhuǎn)換得到的直流電壓往往低于可植入電子設(shè)備的工作電壓。因此，本發(fā)明采用了DC-DC升壓轉(zhuǎn)化器，該DC-DC升壓轉(zhuǎn)換器具有較寬的輸入電壓范圍，同時可以將輸入電壓轉(zhuǎn)換成穩(wěn)定的3.3V或5V輸出電壓，以為后續(xù)電路提供能量來源。

根據(jù)所述實施例，所述電源管理電路包括儲能元件，用于對經(jīng)過整流電路處理后的無線能量進(jìn)行存儲，通過儲能元件存儲的無線能量向負(fù)載提供持續(xù)的工作電壓，以保證負(fù)載的正常工作。具體來說，在發(fā)射端電路發(fā)送無線射頻能量的過程中，接收端電路接收無線能量，并將該能量的一部分提供給負(fù)載；另一部分能量存儲在儲能元件中，在發(fā)射端電路不發(fā)送無線能量或系統(tǒng)接收能量低于器件額定消耗功率時，由儲能元件向負(fù)載提供額外能量，以保證負(fù)載系統(tǒng)的正常工作。其中，儲能元件可以是薄膜電池，鋰電池或超級電容等各種新型充電材料。

以上所述實施例僅表達(dá)了本發(fā)明的幾種實施方式，其描述較為具體和詳細(xì)，但并不能因此而理解為對本發(fā)明專利范圍的限制。應(yīng)當(dāng)指出的是，對于本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說，在不脫離本發(fā)明構(gòu)思的前提下，還可以做出若干變形和改進(jìn)，這些都屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。因此，本發(fā)明專利的保護(hù)范圍應(yīng)以所附權(quán)利要求為準(zhǔn)。