人工肛門括約肌無線供能系統設計與優化

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 電子信息與電氣工程學院，上海 200240； 2. 上海市計量測試研究院，上海 201203)

肛門失禁(Fecal Incontinence, FI)指的是人體失去了對糞便的控制能力，是臨床上一種較為常見的病癥.目前針對肛門失禁的治療主要有括約肌修補術[1-2]、括約肌重建術[3]、結腸造口[4]和骶神經刺激[5]等方法.由于肛門失禁病因的復雜性，現有療法不能滿足每一位患者的需求，并且其手術難度大，并發癥發病率高，長期治療效果并不理想.近年來，人工肛門括約肌成為學者們的研究熱點，它的出現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，但長期臨床試驗表明，其存在并發癥發病率、故障率高等問題.此外，因其無需供電，采用純手動的擠壓手動泵，長期按壓將導致水泵周圍組織產生潰爛[6].日本東北大學提出了一種新型的人工肛門括約肌機構AS-SMA(Artificial Sphincter-Shape Memory Alloy)[7]，引入無線供能系統，但控便效果較差.

穩定的能量保障對人工肛門括約肌系統在體內長期正常工作起到至關重要的作用，其供電方式主要分2種：體外電源與體內儲能.體外電源接入體內的方式目前尚無成功案例；體內環境復雜，該方法極易對人體造成損傷.文獻[8-9]表明無線供能適用于人體植入裝置.文獻[10-13]中應用于人工心臟的無線供能系統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，無法應用于人工肛門括約肌系統.

基于以上問題，筆者所在的研究團隊提出一種人工肛門括約肌系統[14]，依靠無線供能作為能量保障，通過可充電鋰電池進行儲能.該系統位于患者腹腔皮下，當鋰電池電量不足時，體外無線供能發射端及腹腔皮下接收端對體內鋰電池進行充電，保證系統能夠長時間正常運作.

本文基于該系統對其無線供能系統的參數進行建模分析，并優化發射頻率，進而設計了鋰電池充電電路，以期為人工肛門括約肌系統提供穩定的能量保障.

1 無線供能系統分析

依據文獻[15]所建立的經皮能量傳輸(Transcutaneous Energy Transfer, TET)等效鏈路模型，無線供能系統采用LC串聯結構，如圖1所示.圖中：C1，R1，L1分別為初級線圈的諧振電容值，等效電阻值，發射線圈電感值；C2，R3，L2分別為次級線圈的諧振電容值，等效電阻值，接收線圈電感值；M為互感；R2為負載電阻.當發射頻率為ω，初、次級回路處于全諧振狀態時，TET的耦合傳輸效率為

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無線供能系統的初級、次級線圈規格相同，如圖2所示.線圈、鐵氧體參數見表1.

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

表1 線圈及鐵氧體參數

圖3 線圈接收端電壓隨發射端電壓的變化

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

通過MATLAB仿真得到傳輸效率與α和(kQ)2的關系如圖4所示.可以看出，當負載因子α較小時，(kQ)2對傳輸效率的影響較小；當負載因子α減小時，傳輸效率升高.結合表2及圖4可知：在低頻區，當工作頻率升高時，線圈阻抗升高；負載因子α減小，傳輸效率升高.

表2 不同頻率下線圈參數

圖4 傳輸效率仿真圖

2 無線供能系統設計

本系統主要由發射端、接收端、充電模塊及執行機構組成，如圖5所示.

圖5 系統結構圖

2.1 發射端設計

系統發射端主要由穩壓模塊、方波發生模塊以及全橋驅動模塊構成，如圖6所示.穩壓模塊用于給系統其他模塊提供芯片電源以及參考電壓.方波發生模塊產生一定頻率與幅值的方波，方波占空比為50%.全橋驅動模塊通過全橋逆變電路，4個場效應管分時導通.電壓電流檢測電路采用低功耗雙運算放大器，完成對全橋發射電壓電流的檢測.全橋逆變電路輸出端通過LC串聯調諧電路與發射線圈相連，經過濾波，使得輸出信號近似于正弦波.

圖6 發射端結構框圖

2.2 接收端設計

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

2.3 充電設計

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動態功率路徑管理(Dynamic Power Path Management，DPPM)功能，DPPM系統能夠同時進行系統供電及電池充電.

電源管理模塊原理如圖7所示，采用5 V穩壓充電.引腳EN1與EN2控制最大輸入電流大小，引腳設置與最大輸入電流(Imax)關系見表3.本系統采用模式2(EN1=1,EN2=0),設置最大輸入電流為500 mA.ISET引腳電阻值可控制快充電流大小，引腳OUT接體內執行機構.

圖7 電源管理模塊原理圖

表3 引腳EN1與EN2設置

3 實驗結果

3.1 實驗平臺

實驗平臺主要由安捷倫34410A 6位半高性能數字萬用表、HIOKI-3528-50型號阻抗分析儀、發射端、接收端以及負載構成，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，以此確認無線供能發射端與接收端處于全諧振狀態.萬用表用于測試負載兩端電壓.

圖8 實驗平臺圖

3.2 頻率測試

通過設置C8051芯片內部寄存器，改變方波頻率，使其在40～100 kHz之間變化(間隔10 kHz).接收端經過整流濾波后接負載R2(26.7 Ω).在全諧振的情況下，根據發射端全橋電壓Ut、電流I以及萬用表所測負載兩端電壓Ur，計算在不同頻率及不同全橋電壓下線圈之間的傳輸效率，發射端與接收端加入調諧電容，即發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射端電壓的關系如圖9所示.由圖9(a)可知：發射端全橋電壓一定時，傳輸效率隨著頻率的升高而提高，符合實驗之前的理論分析；頻率為100 kHz，發射端全橋電壓為 1.5 V時，傳輸效率達到最高，為60%.初步預測頻率為120 kHz時，傳輸效率會繼續提高.實驗測得頻率為120 kHz時傳輸效率及接收端電壓與發射端全橋電壓的關系如圖10所示.當發射頻率為120 kHz時，最高傳輸效率為 59.44%，此時發射端與接收端功率分別為120與 71.3 mW；當發射端全橋電壓為 6.5 V，電流為 0.3 A(功率 1.95 W)時，傳輸效率為 57.47%，接收端功率為 1.12 W(負載電阻為 26.7 Ω)，此時滿足充電條件以及括約肌執行機構功率要求.由圖9(a)與(b)可知，方波頻率為80 kHz，發射電壓大于4 V時，傳輸效率與接收端電壓有所下降，這是由發射端調諧電容造成的.當發射端電壓升高時，因調諧電容耐壓值較小，造成電容發熱，從而對接收端電壓產生影響，進而影響傳輸效率.

(2)

圖9 不同頻率下傳輸效率及接收電壓與發射電壓的關系

圖10 120 kHz時傳輸效率與接收電壓與發射電壓的關系

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.該電池安全穩定，體積較小，可循環次數大于 1 000 次.充電平臺如圖11所示.

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

圖11 充電測試平臺

圖12 電池電壓隨時間變化圖

4 結語

針對人工肛門括約肌系統采用的無線供能系統進行建模分析.結果表明：發射頻率在40～120 kHz時，傳輸效率隨發射頻率的升高而提高；發射頻率為120 kHz，發射線圈與接收線圈相距10 mm且處于全諧振狀態時，最高傳輸效率為 59.44%，接收端功率可達 1.12 W，滿足充電條件以及括約肌執行機構功率要求.

當發射線圈與接收線圈之間發生偏移或距離過大時，傳輸效率降低，導致接收功率降低，無法滿足執行機構功率要求.因此，后續的研究將進一步優化線圈參數.