吴昌建， 姜志华， 颜国正， 周泽润， 王志武 赵 凯， 韩 玎， 姜萍萍

(1. 上海交通大学 电子信息与电气工程学院，上海 200240； 2. 上海市计量测试研究院，上海 201203)

肛门失禁(Fecal Incontinence, FI)指的是人体失去了对粪便的控制能力，是临床上一种较为常见的病症.目前针对肛门失禁的治疗主要有括约肌修补术[1-2]、括约肌重建术[3]、结肠造口[4]和骶神经刺激[5]等方法.由于肛门失禁病因的复杂性，现有疗法不能满足每一位患者的需求，并且其手术难度大，并发症发病率高，长期治疗效果并不理想.近年来，人工肛门括约肌成为学者们的研究热点，它的出现为治疗肛门失禁提供了一种全新的思路，为彻底解决肛门失禁难题提供了可能.

ABS(Artificial Bowel Sphincter)短期治疗效果显著，但长期临床试验表明，其存在并发症发病率、故障率高等问题.此外，因其无需供电，采用纯手动的挤压手动泵，长期按压将导致水泵周围组织产生溃烂[6].日本东北大学提出了一种新型的人工肛门括约肌机构AS-SMA(Artificial Sphincter-Shape Memory Alloy)[7]，引入无线供能系统，但控便效果较差.

稳定的能量保障对人工肛门括约肌系统在体内长期正常工作起到至关重要的作用，其供电方式主要分2种：体外电源与体内储能.体外电源接入体内的方式目前尚无成功案例；体内环境复杂，该方法极易对人体造成损伤.文献[8-9]表明无线供能适用于人体植入装置.文献[10-13]中应用于人工心脏的无线供能系统有较高传输效率及接收功率，但接收线圈尺寸过大，直径为 51.8～72 mm，无法应用于人工肛门括约肌系统.

基于以上问题，笔者所在的研究团队提出一种人工肛门括约肌系统[14]，依靠无线供能作为能量保障，通过可充电锂电池进行储能.该系统位于患者腹腔皮下，当锂电池电量不足时，体外无线供能发射端及腹腔皮下接收端对体内锂电池进行充电，保证系统能够长时间正常运作.

本文基于该系统对其无线供能系统的参数进行建模分析，并优化发射频率，进而设计了锂电池充电电路，以期为人工肛门括约肌系统提供稳定的能量保障.

1 无线供能系统分析

依据文献[15]所建立的经皮能量传输(Transcutaneous Energy Transfer, TET)等效链路模型，无线供能系统采用LC串联结构，如图1所示.图中：C1，R1，L1分别为初级线圈的谐振电容值，等效电阻值，发射线圈电感值；C2，R3，L2分别为次级线圈的谐振电容值，等效电阻值，接收线圈电感值；M为互感；R2为负载电阻.当发射频率为ω，初、次级回路处于全谐振状态时，TET的耦合传输效率为

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无线供能系统的初级、次级线圈规格相同，如图2所示.线圈、铁氧体参数见表1.

发射线圈与接收线圈距离10 mm时，测得接收线圈两端电压(Ur)随发射线圈两端电压(Ut)的变化规律如图3所示.图中线段斜率即为链路耦合系数k，近似值为 0.29.

表1 线圈及铁氧体参数

图3 线圈接收端电压随发射端电压的变化

通过HIOKI-3528-50型号阻抗分析仪测得发射线圈在不同频率下的电感L，品质因数Q以及阻抗Z.因接收端与负载端采用相同线圈，所以Q1=Q2=Q.L,Q,Z以及(kQ)2的具体数值见表2.

通过MATLAB仿真得到传输效率与α和(kQ)2的关系如图4所示.可以看出，当负载因子α较小时，(kQ)2对传输效率的影响较小；当负载因子α减小时，传输效率升高.结合表2及图4可知：在低频区，当工作频率升高时，线圈阻抗升高；负载因子α减小，传输效率升高.

表2 不同频率下线圈参数

图4 传输效率仿真图

2 无线供能系统设计

本系统主要由发射端、接收端、充电模块及执行机构组成，如图5所示.

图5 系统结构图

2.1 发射端设计

系统发射端主要由稳压模块、方波发生模块以及全桥驱动模块构成，如图6所示.稳压模块用于给系统其他模块提供芯片电源以及参考电压.方波发生模块产生一定频率与幅值的方波，方波占空比为50%.全桥驱动模块通过全桥逆变电路，4个场效应管分时导通.电压电流检测电路采用低功耗双运算放大器，完成对全桥发射电压电流的检测.全桥逆变电路输出端通过LC串联调谐电路与发射线圈相连，经过滤波，使得输出信号近似于正弦波.

图6 发射端结构框图

2.2 接收端设计

接收端主要由整流滤波和稳压模块构成.将整流后的交流电通过滤波电容得到直流电.现有5 V线性稳压芯片为LT1763，由于稳压输入端与输出端压差较大，造成芯片发热，所以本文改用DC/DC稳压芯片SD8910，以解决芯片发热问题.

2.3 充电设计

充电模块采用TI公司电源管理芯片BQ24072.该芯片集成了锂离子线性充电器功能以及系统动态功率路径管理(Dynamic Power Path Management，DPPM)功能，DPPM系统能够同时进行系统供电及电池充电.

电源管理模块原理如图7所示，采用5 V稳压充电.引脚EN1与EN2控制最大输入电流大小，引脚设置与最大输入电流(Imax)关系见表3.本系统采用模式2(EN1=1,EN2=0),设置最大输入电流为500 mA.ISET引脚电阻值可控制快充电流大小，引脚OUT接体内执行机构.

图7 电源管理模块原理图

表3 引脚EN1与EN2设置

3 实验结果

3.1 实验平台

实验平台主要由安捷伦34410A 6位半高性能数字万用表、HIOKI-3528-50型号阻抗分析仪、发射端、接收端以及负载构成，如图8所示.其中阻抗分析仪用于检测无线供能电路中阻抗角是否在±10°之间，以此确认无线供能发射端与接收端处于全谐振状态.万用表用于测试负载两端电压.

图8 实验平台图

3.2 频率测试

通过设置C8051芯片内部寄存器，改变方波频率，使其在40～100 kHz之间变化(间隔10 kHz).接收端经过整流滤波后接负载R2(26.7 Ω).在全谐振的情况下，根据发射端全桥电压Ut、电流I以及万用表所测负载两端电压Ur，计算在不同频率及不同全桥电压下线圈之间的传输效率，发射端与接收端加入调谐电容，即发射端与接收端全谐振条件下，由阻抗分析仪测得的阻抗角在±10°之间.在此全振谐条件及发射线圈与接收线圈间距为10 mm条件下，测得传输效率以及接收端电压与发射端电压的关系如图9所示.由图9(a)可知：发射端全桥电压一定时，传输效率随着频率的升高而提高，符合实验之前的理论分析；频率为100 kHz，发射端全桥电压为 1.5 V时，传输效率达到最高，为60%.初步预测频率为120 kHz时，传输效率会继续提高.实验测得频率为120 kHz时传输效率及接收端电压与发射端全桥电压的关系如图10所示.当发射频率为120 kHz时，最高传输效率为 59.44%，此时发射端与接收端功率分别为120与 71.3 mW；当发射端全桥电压为 6.5 V，电流为 0.3 A(功率 1.95 W)时，传输效率为 57.47%，接收端功率为 1.12 W(负载电阻为 26.7 Ω)，此时满足充电条件以及括约肌执行机构功率要求.由图9(a)与(b)可知，方波频率为80 kHz，发射电压大于4 V时，传输效率与接收端电压有所下降，这是由发射端调谐电容造成的.当发射端电压升高时，因调谐电容耐压值较小，造成电容发热，从而对接收端电压产生影响，进而影响传输效率.

(2)

图9 不同频率下传输效率及接收电压与发射电压的关系

图10 120 kHz时传输效率与接收电压与发射电压的关系

3.3 充电测试

充电电池采用额定电压 3.7 V，容量为 1 620 C的聚合物锂电池.该电池安全稳定，体积较小，可循环次数大于 1 000 次.充电平台如图11所示.

电池完全放电后，加入执行机构.设置无线供能输入端全桥电压为 6.7 V，电流为 0.42 A，发射端频率为120 kHz.以5 min为时间间隔，30 min为总充电时间，测得2次电池电压(Ub)随充电时间的变化规律如图12所示.从图中可知，两次电池充电都正常，且前10 min电池充电相对较快，后20 min充电缓慢.

图11 充电测试平台

图12 电池电压随时间变化图

4 结语

针对人工肛门括约肌系统采用的无线供能系统进行建模分析.结果表明：发射频率在40～120 kHz时，传输效率随发射频率的升高而提高；发射频率为120 kHz，发射线圈与接收线圈相距10 mm且处于全谐振状态时，最高传输效率为 59.44%，接收端功率可达 1.12 W，满足充电条件以及括约肌执行机构功率要求.

当发射线圈与接收线圈之间发生偏移或距离过大时，传输效率降低，导致接收功率降低，无法满足执行机构功率要求.因此，后续的研究将进一步优化线圈参数.