抗线圈偏移与倾斜的人工肛门括约肌经皮能量传输系统.pdf
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1、第 45 卷 第 1 期2024 年 1 月仪器仪表学报Chinese Journal of Scientific InstrumentVol.45 No.1Jan.2024DOI:10.19650/ki.cjsi.J2311811收稿日期:2023-08-17 Received Date:2023-08-17基金项目:国家自然科学基金(81971767,62273225,61673271,62103267)、上海市自然科学基金(21ZR1429900)项目资助抗线圈偏移与倾斜的人工肛门括约肌经皮能量传输系统王立超1,2,颜国正1,2,姜萍萍1,2,陈叶淋1,2(1.上海交通大学电子信息与电气
2、工程学院 上海 200240;2.上海智慧戒毒与康复工程技术研究中心 上海 200240)摘 要:传统的经皮能量传输系统大多采用开环系统,充电过程中患者要尽量保持不动,否则会导致线圈错位或翻转,影响接收功率导致不能正常充电。针对上述问题,本文首先采用 LCC-S 拓扑结构实现了接收端恒压特征,然后基于互感估计和原边功率补偿的方法实时调节发射端发射功率对接收端电压进行控制。仿真和体外实验结果显示,该系统可以使得接收端输出电压在锂电池整个充电过程中恒定不变;该系统可以允许接收线圈在轴向偏移 25 mm 内、横向偏移 22 mm 内、翻转角度 80内进行有限姿态变化,使得患者可以在充电过程中适量运动
3、,大大提高了经皮能量传输系统的稳定性与可靠性,对人工肛门括约肌系统的进一步应用有重要意义。关键词:人工肛门括约肌;经皮能量传输;闭环控制;线圈偏移与倾斜中图分类号:TH772 文献标识码:A 国家标准学科分类代码:460.40Transcutaneous energy transfer system for artificial anal sphincter resistant to coil offset and rotationWang Lichao1,2,Yan Guozheng1,2,Jiang Pingping1,2,Chen Yelin1,2(1.School of Electro
4、nic Information and Electrical Engineering,Shanghai Jiao Tong University,Shanghai 200240,China;2.Shanghai Intelligent Drug Treatment and Rehabilitation Engineering Technology Research Center,Shanghai 200240,China)Abstract:Many conventional transdermal energy transmission systems are designed as open
5、-loop systems.It is crucial for patients to maintain stillness during the charging process since any movement can lead to misalignment or flipping of the coil.This can adversely affect the power received and disrupt the normal charging procedure.Regarding the above-mentioned issues,the LCC-S topolog
6、y was used to achieve constant voltage characteristics at the receiver end.Then,a method based on mutual inductance estimation and primary-side power compensation was employed to dynamically adjust the transmit power at the transmitter end and effectively control the voltage at the receiver end.The
7、simulation and in vitro experimental results demonstrate that this system can maintain a constant output voltage at the receiving end throughout the entire charging process of the lithium battery.The system allows for limited positional changes of the receiving coil,including axial displacement with
8、in 25 mm,lateral displacement within 22 mm,and rotation within an angle of 80.This enables patients to engage in moderate movement during the charging process,greatly improving the stability and reliability of the transcutaneous energy transfer system.It has significant implications for the further
9、application of artificial anal sphincter systems.Keywords:artificial anal sphincter;transcutaneous energy transfer;closed-loop control;coil offset and tilt0 引 言 人工肛门括约肌(artificial anal sphincter,AAS)是目前治疗大便失禁最有前景的医疗装置,其通过体内假体模拟肛门控便肌群对肠道排泄物进行控制与释放,使得患者可以像正常人一样恢复控便排便功能1。近年来国内外相关研究人员开发了多种 AAS 系统,然而均由于存
10、在植入周期短、植入处感染坏死等问题,导致 AAS 难以临床应用2。190 仪 器 仪 表 学 报第 4 5 卷美国科研人员首先研制人造直肠括约肌(artificial bowel sphincter,ABS),采用手动挤压微型泵方式实现肠道挤压从而对粪便进行控制3,但其由于需要反复按压水泵,极易导致水泵植入处组织坏死。近年来研究人员基于形状记忆合金研制了恒力夹持人造肛门,虽然结构简单,但是只能实现简单夹持功能4;其中,AAS 采用的经皮能量传输(transcutaneous energy transfer,TET)系统摆脱了线缆式能量传输导致的接触处感染问题和植入式电池的储能不足问题5,使得人
11、工肛门括约肌可以长期植入于体内而不必担心能量不足,大大提高了人工肛门括约肌系统的植入时间。当前,用于植入式医疗设备的 TET 系统主要包括体外发射装置和体内接收装置,其中体内外线圈基于磁耦合谐振原理进行无线能量传输,在能量发射和接收端对线圈采用串联-串联补偿网络(S-S)6-7。然而,S-S 型拓扑结构具有接收电压易随负载变化、系统容易失谐等缺点,使得输出电压难以闭环控制,严重影响传输性能。另外,现有的 TET 系统大多采用开环工作方式,在为体内锂电池充电过程中,患者要尽量保持不动,否则肌肉的挤压很容易导致线圈错位或倾斜,从而导致接收端电压降低,接收功率不足以正常为锂电池充电,因此该缺点限制了
12、患者的正常运动,不符合实际应用。另外活体实验结果表明,AAS 接收端在长时间植入过程中由于组织增生包裹容易导致植入处生物组织出现肿胀8,从而使得发射线圈(transmitting coil,TX)和接收线圈(receiving coil,RX)间距增大并且不再对准,影响正常的能量传输。针对用于 AAS 的 TET 系统,华芳芳等9通过优化线圈和铁氧体磁芯增大了发射功率,然而其采用的圆柱形铁氧体使得发射线圈重量较大难以携带,且采用开环系统无法控制接收端电压;Ke 等10在用于 AAS 的 TET 系统中通过改变一次侧工作频率的方法来实现发射端功率调节,虽然实现了接收端电压稳定,但是系统工作频率改
13、变后发射端存在失谐,传输效率仅为 67.5%;Si 等11通过对初级侧的电容器进行开关控制改变初级电路的有效电容,调节发射功率。然而,这种方法需要系统配备额外的开关器件和较多的谐振电容器,控制也较复杂;Fu等12通过压缩阻抗的方式使得发射端可以在线圈严重错位的情况下,总效率至少为 70%,然而该方法仅适用于 E 类功率放大器,不适用于普遍的 H 桥逆变器控制;另外,Fu 等13还通过初级侧电压控制的方式应对负载阻抗的变化,然而不能用于互感变化。蔡春伟等14在无人机无线充电系统上通过对逆变器进行移相控制,改变发射端功率完成闭环控制,然而移相操作容易导致频率分裂,且在移相控制中若系统发生失谐便再难
14、以控制频率。蔡华等15通过一次侧谐波电流的平均值检测方法实现了基于谐波的移相闭环控制,最终达到功率调节。虽然这种方式不需要无线通信,但是采用原边电流检测的方法容易导致控制结果不准确。分析用于 AAS 的 TET 充电系统特点有:1)体内锂电池在充电过程中等效阻抗会不断变化,影响接收端接收电压;2)线圈植入到体内后由于患者运动或组织增生会发生偏移或倾斜,导致线圈互感变化。因此,现有基于 S-S 型补偿拓扑的开环控制 TET 系统已无法满足上述 AAS应用需求。因此,本文首先采用高阶补偿拓扑结构使得系统输出电压不受负载阻抗影响,然后通过体内外无线通信获取接收电压后,在体外发射端通过级联 DC/DC
15、 的方式控制发射端电压,对接收端整流输出电压进行闭环控制,使得线圈在组织增生或患者运动导致线圈偏移或翻转时,TET 系统均能保持接收端电压一直恒定在需求电压,保证接收端充电过程中的功率需求,确保正常充电。1 理论分析与系统设计1.1 用于 AAS 的闭环 TET 系统原理 如图 1 所示,AAS 系统假体植入在人体盆腔处,通过假体对肠道进行夹持以保持粪便不泄露,与假体相连的体内接收端植入在人体腹部皮下,体外发射端固定在患者腰部,通过发射线圈向体内接收线圈传输能量。图 1 用于 AAS 的闭环 TET 系统Fig.1 Closed-loop TET system for AAS如图 2 所示,该
16、闭环 TET 系统主要包括体外发射端和体内接收端,其中 L1为串联电感,RL1为电感内阻,C1为并联补偿电容,C2为串联补偿电容,L2为发射线圈,RL2为发射线圈寄生电阻,L3为接收线圈,RL3为接收线圈寄生内阻,C3为接收线圈补偿电容。在发射端中,控制模块采用 STM32F407 单片机,主要用于产生四路带有死区时间的 PWM 信号;为了保护 第 1 期王立超 等:抗线圈偏移与倾斜的人工肛门括约肌经皮能量传输系统191 图 2 基于 LCC-S 的闭环 TET 系统原理图Fig.2 Schematic diagram of closed-loop TET system based on LC
17、C-S模拟驱动信号不受干扰,采用四通道高速光耦将单片机电路与后续功率电路隔离;驱动电路主要采用两个半桥驱动芯片(IR2110)驱动一个“H”桥逆变电路,“H”桥采用 4 个功率 MOS 管(IRFS4115)组成,其中上半桥驱动芯片利用一对互补 PWM 信号驱动开关管 Q1 和 Q3,下半桥驱动芯片利用另一对互补 PWM 信号驱动开关管 Q2和 Q4;在逆变电路开关管的分时导通下,DC/DC 输出的直流母线电压转化为方波电压输入至补偿拓扑中;补偿模块采用串并联高阶补偿网络 LCC 拓扑实现对发射线圈的补偿。接收端集成在一个直径 45 mm 的薄圆饼状结构内,在能量传输过程中,体内接收线圈与发射
18、线圈产生磁耦合谐振后产生交流电压,经整流电路整流为直流电后输入稳压模块,产生稳定的 5 V 电压给充电管理芯片,对锂电池进行充电。系统闭环工作时,无线通讯模块采用 SI4432 实时接收体内发出的电压信息,并通过 SPI 通信协议传输至单片机,单片机实时计算发射电压的目标调节电压,通过 PID 调节单片机 DAC 输出电压值,完成对 DC/DC 芯片输出电压的控制,进而调节发射功率,最终确保接收功率满足充电需求。1.2 LCC-S 补偿网络理论分析与优化 为了分析该系统的传输特性,将图 2 中 LCC-S 补偿拓扑等效为图 3 所示电路,其中发射端逆变器输出电压为下图中的输入电压Ui,UO为上
19、述整流电路输出的电压,即接收端输出电压,接收功率即负载阻抗 Z3的消耗功率,发射功率即拓扑结构输入功率。根据补偿拓扑等效电路建立 KVL 方程:Ui=(I1-I2)1jC1+I1Z1(I1-I2)1jC1=-jMI3+I2Z2-jMI2+I3Z3=0(1)图 3 LCC-S 补偿拓扑等效电路Fig.3 The equivalent circuit of the LCC-S compensation topology其中,Z1=jL1+RL1,Z2=1jC2+jL2+RL2,Z3=1jC3+jL3+RL3+RL接收端发射阻抗可以简化为 Zr:Zr=2M2Z3(2)故发射端阻抗可表示为:Zin=U
20、iI1=jL1+1jC1+1/(jL2+1/jC2+Zr)(3)因此,当 LCC-S 补偿网络完全谐振时,满足下式:jL2+1jC2+1jC1=0jL1+1jC1=0jL3+1jC3=0(4)忽略线圈内阻和电感内阻后,各支路电流为:I1=M2UiRLL21I2=Ui(Zr+RL2)(L1)2M2L21(RL+RL3)UinI3=UiML1(RL+RL3)(5)为了确定各补偿电容耐压值,根据各支路电流可确定各电容的工作电压及接收电压为:192 仪 器 仪 表 学 报第 4 5 卷UC1=Ui-M2UiL1RLUC2=Ui2C2L1UC3=UiMC3L1RLUO=UiML1(6)根据式(5)和(6
21、)可知流经发射线圈的电流只与串联电感 L1和输入电压Ui有关,与互感和负载无关,具有恒流特性。接收电压UO与电感 L1成反比,与互感 M 和输入电压Ui成正比,与负载无关,具有恒压输出特性。系统输入功率为:Pin=UiI1=U2iM2L21RL(7)系统负载输出功率为:PO=I32RL=M2L21RLU2i(8)对于锂电池来说,其一般充电过程主要为恒流充电和恒压充电两阶段,如图 4 所示。在锂电池开始充电后,首先进入恒流充电阶段,充电管理芯片输出恒定的190 mA 充电电流 Icharge,电池两端电压由 3.3 V 逐渐上升到4.2 V。恒流阶段中,由于充电管理芯片的恒流调节作用,稳压芯片后
22、的等效阻抗 ZO近乎不变,可由稳压电压5 V 和恒流电流 190 mA 得知等效阻抗 ZO为 26.3(忽略稳压芯片内阻)。根据稳压芯片平均效率为 93%,可知整流输出功率为 1.02 W,即整流输出电压在恒流阶段图 4 充电过程示意图Fig.4 Schematic diagram of the charging process不能低于 5.18 V。恒压充电阶段中,充电管理芯片输出电压恒定为 4.2 V,充电电流从 190 mA 开始以指数速率衰减,直至降为正常充电电流的 10%时,恒压充电过程结束。此时充电需求功率由 1.02 W 逐渐减小为原来的10%,充电模块等效阻抗由 26.3 逐渐
23、增大为 263,根据式(8)可知输入功率也随负载 RL增大逐渐减小。因此本系统以恒流阶段的功率需求为系统设计指标。本系统设定工作频率为 110 kHz,发射线圈设计为单层 23 匝的双层平面螺旋线圈,接收线圈设计为 23 匝的单层平面螺旋线圈。保持接收端阻抗 RL为 26.3,发射端电压保持开环系统中有效值6.3 V,分析不同耦合系数下电感 L1对输出功率的影响,可以得到如图 5 所示的关系。可以看出当耦合系数减小时,即线圈互感减小时输出功率迅速下降,在相同互感下串联电感增大时,输出功率会逐渐减小。图 5 输出功率随 L1和 k 的变化曲线Fig.5 Variation curve of ou
24、tput power with L1 and k综合输出功率在不同串联电感值和不同耦合程度下变化曲线与补偿电容体积,选取串联电感理论值为22 H,对补偿拓扑进行匹配后,得到最终的线圈及补偿网络元器件具体参数如表 1。表 1 线圈和补偿元件参数Table 1 Coil and compensation component parameters线圈及其补偿器件理论值实际值耐流值耐压值L122 H20.14 H2 AC195.15 nF104.7 nF1 000 VC236.15 nF34.7 nF1 000 VL2-79.9 H-L3-23.6 H-C388.7 nF88 nF100 V1.3 基
25、于互感估计和原边功率补偿的输出电压控制方法 接收端植入患者体内后,当患者移动时,发射线圈和接收线圈不可避免的会发生偏移或倾斜,导致线圈的姿态一般会呈现以下 4 种状态:即线圈之间发生轴向移动,线圈之间发生横向偏移,线圈之间发生角度倾斜,线圈之间既发生倾斜也产生偏移。如图 6 所示为两线圈在一般情况下的姿态示意图,rT和 rR分别为发射线圈和接收线 第 1 期王立超 等:抗线圈偏移与倾斜的人工肛门括约肌经皮能量传输系统193 圈线径,dlT和 dlR分别为两线圈微元,rTR为两微元之间距离,和 为两微元与相应坐标轴夹角,线圈轴向偏移距离为 dy,横向偏移距离为 dx,倾斜角度为。根据单根线圈互感
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