一种人工心脏无线供电装置的制作方法

本发明属于无线电能传输技术领域，尤其涉及一种感应耦合式无线电能传输装置，具体地说是一种人工心脏无线供电装置。

背景技术：

植入人工心脏是终末期心衰患者的重要治疗手段。随着技术的发展，人工心脏的性能在不断提升，但其能量供给一直是一个临床难题。目前人工心脏普遍采用拖缆供电方式，使用供电电缆导致创口长期裸露，会造成细菌或病毒感染，并且在长期使用中电缆还会断裂，严重威胁病人的生命健康，人工心脏无线供电技术可以解决上述问题。

目前人工心脏所需功率的典型值为8-20w左右，体外供电电源电压一般为24v，为提高供电可靠性，需植入体内电池，因此加上体内电池的充电功率，人工心脏无线供电装置的最大输出功率在30w左右。考虑到人体体内空间容量以及人体胸腔组织厚度的限制，能量传输线圈最大直径需小于70mm，传输距离为10～15mm。由于患者洗澡或进行其他活动时可能需要卸下外部无线电源，所以人工心脏无线供电系统有三种工作状态：①外部电源为人工心脏供电，同时为体内电池充电；②外部电源只为人工心脏供电；③体内电池为人工心脏供电。

对于人工心脏无线供电装置，过多的热量损耗会导致人体组织的热损伤，因此对装置效率的要求非常严格。利用全局搜索方法可以提高无线供电装置的效率，它通过等步长调节体外发射回路的dc/dc变换器的输出电压来搜索最小输入电流工作点，但此时需要添加dc/dc变换器，这会增大整个装置的体积，降低装置的整体效率，并且调节过程较为缓慢。另一方面，人工心脏无线供电装置的负载为电机和电池，因此通常希望装置输出电压保持恒定。目前常用的方法有斩波控制、变频控制和移相控制等，但是上述控制方法常常以实现恒压输出单一目标进行控制，不能兼顾优化效率的目标。因此在这里提出一种基于能量注入变频控制方法的人工心脏无线供电装置，该装置利用安装在接收回路的霍尔传感器检测出装置输出电压和电流，并将该电流电压信息通过无线通信方式传输至发射回路作为反馈量，然后在负载和互感变化的情况下，通过改变发射回路逆变器的能量注入占空比和工作频率分别达到优化效率和恒压输出的目标。装置采用同步双向dc/dc变换器作为体内电池充放电的硬件电路，同时采用恒压及恒流充电和恒压放电的控制方法，保证体内电池的正常充电，以及体外供电电源无法供电时人工心脏供电装置体内电池能正常供电。目前这样的人工心脏无线供电装置未见有专利和其他文献报道。

技术实现要素：

本发明所要解决的是提供一种高效率恒压输出的人工心脏无线供电装置，该装置采用能量注入变频控制方法，达到提高效率和恒压输出的目的，同时使用同步双向dc/dc变换器实现体内电池的充放电。

本发明的技术方案：一种人工心脏无线供电装置，它包括直流电源、第一逆变功率开关、第一续流二极管、第二逆变功率开关、第二续流二极管、第三逆变功率开关、第三续流二极管、第四逆变功率开关、第四续流二极管、发射回路补偿电容、发射线圈、接收线圈、接收回路补偿电容、第一整流二极管、第二整流二极管、第三整流二极管、第四整流二极管、第一滤波稳压电容、第一霍尔电流传感器、人工心脏负载、第一dc/dc功率开关、第五续流二极管、第二dc/dc功率开关、第六续流二极管、串联电感、第二滤波稳压电容、第二霍尔电流传感器、体内电池、第一驱动电路、第一微处理器、第一无线通讯模块、第二无线通讯模块、第一霍尔电压传感器、信号采集调理电路、第二微处理器、第二驱动电路和第二霍尔电压传感器；发射线圈和接收线圈为两个相同的平面螺旋线圈，第一逆变功率开关、第一续流二极管、第二逆变功率开关、第二续流二极管、第三逆变功率开关、第三续流二极管、第四逆变功率开关和第四续流二极管构成全桥逆变器，全桥逆变器的两个直流输入端子连接直流电源的两个端子，全桥逆变器的两个输出端子分别连接发射回路补偿电容的一端和发射线圈的一端，发射回路补偿电容的另一端与发射线圈的另一端相连接，第一整流二极管、第二整流二极管、第三整流二极管、第四整流二极管和第一滤波稳压电容构成全桥整流器，全桥整流器交流侧的两个输入端子分别连接接收回路补偿电容的一端和接收线圈的一端，接收回路补偿电容的另一端和接收线圈的另一端相连接，全桥整流器直流侧的两个输出端子分别连接第一霍尔电流传感器的一端和人工心脏负载的一端，第一霍尔电流传感器的另一端和人工心脏负载的另一端相连接，第一霍尔电压传感器的两个输入端子与全桥整流器直流侧的两个输出端子相连接，第一dc/dc功率开关，第五续流二极管，第二dc/dc功率开关，第六续流二极管，串联电感，第二滤波稳压电容构成同步双向dc/dc变换器，同步双向dc/dc变换器具有第一端口和第二端口两个端口，将第一端口电压转换为第二端口电压时为buck电路工作状态，将第二端口电压转换为第一端口电压时为boost电路工作状态，同步双向dc/dc变换器的第一端口与人工心脏负载的两个端子相连接，同步双向dc/dc变换器第二端口的两个端子分别与第二霍尔电流传感器的一端和体内电池的一端相连接，第二霍尔电流传感器的另一端与体内电池的另一端相连接，第二霍尔电压传感器的两个输入端子与体内电池的两个端子相连接，第一霍尔电流传感器，第二霍尔电流传感器，第一霍尔电压传感器和第二霍尔电压传感器的输出端子分别与信号采集调理电路的第一个输入端口，第二个输入端口，第三个输入端口和第四个输入端口相连接，信号采集调理电路分别将第一霍尔电流传感器，第二霍尔电流传感器，第一霍尔电压传感器和第二霍尔电压传感器的输出信号调整为第二微处理器内置ad可接收的小电压信号，并将这些信号送入第二微处理器，第二微处理器对接收到的信号进行a/d转换与计算后得到同步双向dc/dc变换器的控制信号，并通过第二驱动电路驱动同步双向dc/dc变换器的功率开关，第二无线通讯模块将第二微处理器得到的第一霍尔电流传感器和第一霍尔电压传感器的输出信号发送至第一无线通讯模块，第一无线通讯模块将接收到的信息送入第一微处理器，第一微处理器根据接收信息及能量注入变频控制方法进行计算，得到高频逆变器控制信号，并通过第一驱动电路驱动高频逆变器的功率开关；直流电源、全桥逆变器、发射回路补偿电容、发射线圈、第一驱动电路、第一微处理器、第一无线通讯模块放置在人体外，装置其余部分放置在人体内，接收线圈放置在皮肤层下的脂肪层并与皮肤表面平行，发射线圈紧贴皮肤并与接收线圈同轴放置。能量注入变频控制方法包括变频控制和能量注入控制两部分，变频控制利用装置电压增益与全桥逆变器工作频率之间存在的单调性关系，通过调节全桥逆变器工作频率保持装置输出电压恒定，能量注入控制通过控制全桥逆变器的工作占空比实现装置高效率无线电能传输，全桥逆变器的工作占空比为全桥逆变器工作时间与能量注入控制周期的比值，全桥逆变器非工作时间时各逆变功率管处于断开状态。

下面对本技术方案的原理做进一步说明。

(1)无线电能传输装置工作原理

人工心脏无线传能装置有如下关系：

式中u1为全桥逆变器输出的交流电压有效值，i1为流过发射线圈的交流电流有效值，i2为流过接收线圈的交流电流有效值，l1和l2分别为发射线圈自感和接收线圈自感，r1和r2分别为发射线圈内阻和接收线圈内阻，c1和c2分别为发射回路补偿电容和接收回路补偿电容，re为全桥整流器输入端口的等效电阻。

根据式(1)可以分别得到全桥整流器输入交流电压的有效值u2与u1的比值gv，即电压增益，以及发射线圈和接收线圈之间的无线传输效率η的表达式：

式中ω为u1的角频率，m为发射线圈和接收线圈之间的互感，结合式(2)和式(3)以及人工心脏无线供电的典型技术条件可以得到以下结论：①当ω大于谐振角频率时，在负载和传输距离变化(即m变化)的情况下，gv与ω均呈现出单调递减的关系；②装置负载越重η越高。

(2)能量注入变频控制原理

能量注入变频控制包括变频控制和能量注入控制两个部分，其中变频控制输出恒压，能量注入控制优化效率。变频控制原理为：在ω＞ωo的区域内，所以当gv大于期望电压增益时增加工作频率，反之则减小工作频率。能量注入控制原理为：利用接收回路第一滤波稳压电容具有电能储存，及该电容在没有电能无线传输情况下短暂地给负载供能的特点，通过控制全桥逆变器在电能无线传输和非传输(关断)二种状态之间切换，并调节全桥逆变器电能无线传输工作时间与能量注入控制周期的比值，即占空比来匹配装置不同的负载，使得装置以最大功率进行间歇性的无线电能传输，从而达到重负载条件下装置的高效率无线电能传输。

本发明一种人工心脏无线供电装置的直流电源电压为20v，全桥逆变器输出交流电压的工作频率可达1mhz，发射线圈和接收线圈最大直径不超过70mm，发射线圈和接收线圈间的无线电能传输距离范围为10mm～30mm，装置的直流输出电压为24v，装置的输出功率最大为30w。

作为优选，发射回路高频逆变器输出电压频率选择范围为160khz至1mhz。

作为优选，功率开关采用低导通电阻的ganfet器件。

作为优选，发射线圈和接收线圈采用由高品质利兹线绕制成的圆盘形线圈。

作为优选，补偿电容采用高品质因数高稳定性的cbb电容。

作为优选，续流二极管和整流二极管采用具有低导通电压的肖特基二极管。

作为优选，霍尔传感器采用0.5级准确度的霍尔电流传感器和霍尔电压传感器。

作为优选，体内电池采用高能量密度和高安全性的锂离子电池。

本发明带来的效益：

(1)本发明所述的一种人工心脏无线供电装置，通过对全桥逆变器工作频率的调节，在负载和传输距离变化的情况下实现装置输出电压恒定，满足了人工心脏稳定运行及体内电池稳定充电的需求。

(2)本发明所述的一种人工心脏无线供电装置采用能量注入控制方法，该方法通过控制全桥逆变器在电能无线传输和非传输(关断)二种状态之间切换，可以保持装置无线供电时的重载输出状态，从而提高传输效率，并且此控制方法无需复杂计算，非常实用。

(3)本发明所述的一种人工心脏无线供电装置采用能量注入变频控制方法仅通过控制全桥逆变器就同时实现了恒压输出与效率优化两个控制目标，无需额外添加dc/dc变换器，降低了装置的成本，减小了装置的体积并提高了整体传输效率。

附图说明

图1为本发明提出的一种人工心脏无线供电装置的原理图；

图2为本发明采用的能量注入变频控制方法时逆变器输出电压的波形示意图，图中te为能量注入控制周期，t为变频控制周期(全桥逆变器的工作周期)，d为能量注入占空比；

图1中1是直流电源，2是第一逆变功率开关，3是第一续流二极管，4是第二逆变功率开关，5是第二续流二极管，6是第三逆变功率开关，7是第三续流二极管，8是第四逆变功率开关，9是第四续流二极管，10是发射回路补偿电容，11是发射线圈，12是接收线圈，13是接收回路补偿电容，14是第一整流二极管，15是第二整流二极管，16是第三整流二极管，17是第四整流二极管，18是第一滤波稳压电容，19是第一霍尔电流传感器，20是人工心脏，21是第一dc/dc功率开关，22是第五续流二极管，23是第二dc/dc功率开关，24是第六续流二极管，25是串联电感，26是第二滤波稳压电容，27是第二霍尔电流传感器，28是体内电池，29是第一驱动电路，30是第一微处理器，31是第一无线通讯模块，32是第二无线通讯模块，33是第一霍尔电压传感器，34是信号采集调理电路，35是第二微处理器，36是第二驱动电路，37是第二霍尔电压传感器。

具体实施方式

本发明提出的一种人工心脏无线供电装置，其实施例如图1和图2所示，它包括直流电源1、第一逆变功率开关2、第一续流二极管3、第二逆变功率开关4、第二续流二极管5、第三逆变功率开关6、第三续流二极管7、第四逆变功率开关8、第四续流二极管9、发射回路补偿电容10、发射线圈11、接收线圈12、接收回路补偿电容13、第一整流二极管14、第二整流二极管15、第三整流二极管16、第四整流二极管17、第一滤波稳压电容18、第一霍尔电流传感器19、人工心脏负载20、第一dc/dc功率开关21、第五续流二极管22、第二dc/dc功率开关23、第六续流二极管24、串联电感25、第二滤波稳压电容26、第二霍尔电流传感器27、体内电池28、第一驱动电路29、第一微处理器30、第一无线通讯模块31、第二无线通讯模块32、第一霍尔电压传感器33、信号采集调理电路34、第二微处理器35、第二驱动电路36和第二霍尔电压传感器37；发射线圈11和接收线圈12为两个相同的平面螺旋线圈，第一逆变功率开关2、第一续流二极管3、第二逆变功率开关4、第二续流二极管5、第三逆变功率开关6、第三续流二极管7、第四逆变功率开关8和第四续流二极管9构成全桥逆变器，全桥逆变器的两个直流输入端子连接直流电源1的两个端子，全桥逆变器的两个输出端子分别连接发射回路补偿电容10的一端和发射线圈11的一端，发射回路补偿电容10的另一端与发射线圈11的另一端相连接，第一整流二极管14、第二整流二极管15、第三整流二极管16、第四整流二极管17和第一滤波稳压电容18构成全桥整流器，全桥整流器交流侧的两个输入端子分别连接接收回路补偿电容13的一端和接收线圈12的一端，接收回路补偿电容13的另一端和接收线圈12的另一端相连接，全桥整流器直流侧的两个输出端子分别连接第一霍尔电流传感器19的一端和人工心脏负载20的一端，第一霍尔电流传感器19的另一端和人工心脏负载20的另一端相连接，第一霍尔电压传感器33的两个输入端子与全桥整流器直流侧的两个输出端子相连接，第一dc/dc功率开关21，第五续流二极管22，第二dc/dc功率开关23，第六续流二极管24，串联电感25，第二滤波稳压电容26构成同步双向dc/dc变换器，同步双向dc/dc变换器具有第一端口和第二端口两个端口，将第一端口电压转换为第二端口电压时为buck电路工作状态，将第二端口电压转换为第一端口电压时为boost电路工作状态，同步双向dc/dc变换器的第一端口与人工心脏负载20的两个端子相连接，同步双向dc/dc变换器第二端口的两个端子分别与第二霍尔电流传感器27的一端和体内电池28的一端相连接，第二霍尔电流传感器27的另一端与体内电池28的另一端相连接，第二霍尔电压传感器37的两个输入端子与体内电池28的两个端子相连接，第一霍尔电流传感器19，第二霍尔电流传感器27，第一霍尔电压传感器33和第二霍尔电压传感器37的输出端子分别与信号采集调理电路34的第一个输入端口，第二个输入端口，第三个输入端口和第四个输入端口相连接，信号采集调理电路34分别将第一霍尔电流传感器19，第二霍尔电流传感器27，第一霍尔电压传感器33和第二霍尔电压传感器37的输出信号调整为第二微处理器35内置ad可接收的小电压信号，并将这些信号送入第二微处理器35，第二微处理器35对接收到的信号进行a/d转换与计算后得到同步双向dc/dc变换器的控制信号，并通过第二驱动电路36驱动同步双向dc/dc变换器的功率开关，第二无线通讯模块32将第二微处理器35得到的第一霍尔电流传感器19和第一霍尔电压传感器33的输出信号发送至第一无线通讯模块31，第一无线通讯模块31将接收到的信息送入第一微处理器30，第一微处理器30根据接收信息及能量注入变频控制方法进行计算，得到高频逆变器控制信号，并通过第一驱动电路29驱动高频逆变器的功率开关；直流电源1、全桥逆变器、发射回路补偿电容10、发射线圈11、第一驱动电路29、第一微处理器30、第一无线通讯模块31放置在人体外，装置其余部分放置在人体内，接收线圈12放置在皮肤层下的脂肪层并与皮肤表面平行，发射线圈11紧贴皮肤并与接收线圈12同轴放置。能量注入变频控制方法包括变频控制和能量注入控制两部分，变频控制利用装置电压增益与全桥逆变器工作频率之间存在的单调性关系，通过调节全桥逆变器工作频率保持装置输出电压恒定，能量注入控制通过控制全桥逆变器的工作占空比实现装置高效率无线电能传输，全桥逆变器的工作占空比为全桥逆变器工作时间与能量注入控制周期的比值，全桥逆变器非工作时间时各逆变功率管处于断开状态。

本实施例具体设计参数为：本发明人工心脏无线供电装置的直流电源1提供20v直流电压，发射回路补偿电容10和接受回路补偿电容13的电容值均为41μf，发射线圈11和接收线圈12为二个匝数为28、直径为35mm、电感值为24μh的两个完全相同的圆盘形线圈，发射线圈11和接收线圈12的距离变化范围为10mm～15mm，装置的直流输出电压为24v，输出功率为5w～30w，第一滤波稳压电容19的电容值为220μf，第二滤波稳压电容26的电容值为47μf，串联电感25的电感值为47μh，第一逆变功率开关2、第二逆变功率开关4、第三逆变功率开关6、第四逆变功率开关8、第一dc/dc功率开关21和第二dc/dc功率开关23均采用由两个ganfet及其驱动芯片组成的氮化镓功率器件lmg5200，第一续流二极管3、第二续流二极管5、第三续流二极管7、第四续流二极管9、第五续流二极管22和第六续流二极管24均采用型号为sr260的肖特基二极管，第一整流二极管14、第二整流二极管15、第三整流二极管16和第四整流二极管17均采用型号为ss34的肖特基二极管，第一霍尔电流传感器19和第二霍尔电流传感器27均采用0.5％准确度、1μs响应时间的霍尔电流传感器，第一霍尔电压传感器33和第二霍尔电压传感器37均采用0.5％准确度、1μs响应时间的霍尔电压传感器，第一微处理器30和第二微处理器35均采用32位stm32f103c8t6微控制器，体内电池28采用4块3.7v/1300ma的聚合物锂电池串联而成，全桥逆变器的工作频率范围为160～220khz，能量注入控制周期为0.2μs，同步双向dc/dc变换器的工作频率为40khz。

本发明说明书中未作详细描述的内容属本领域技术人员的公知技术。

应该理解到的是：上述实施例只是对本发明的说明，而不是对本发明的限制，任何不超出本发明实质精神范围内的发明创造，均落入本发明的保护范围之内。