本发明涉及一种基于人造供血薄膜材料的动态心跳跟随控制的无线供电系统，属于无线电能传输技术领域。
背景技术：
人造供血薄膜的实际工作次数需要实时跟随人体脉搏跳动次数，而传统的定频控制方式，其频率约为1.3hz，即每分钟跳动80次，无法完成个体性差异的供血控制，同时对于人体运动过程中的脉搏跳动(约120次/分钟)，无法做到有效提供等值的血量，保证人体正常的生命活动。
技术实现要素：
本发明为了解决目前人造供血薄膜的无线供电系统，无法动态跟随人体生命脉搏次数，无法保证人体当前供所需血量等值于实际供血量的问题，提出了一种种基于人造供血薄膜材料的动态心跳跟随控制的无线供电系统，所采取的技术方案如下：
一种基于人造供血薄膜材料的动态心跳跟随控制的无线供电系统，所述系统包括体外无线电能发送装置1、体内无线电能接收装置2和脉搏信号采集装置3；所述体外无线电能发送装置1的无线电能输出端与体内无线电能接收装置2的无线电能输入端耦合感应相连；所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端与所述体外无线电能发送装置1的脉搏信号输入端通过无线传输方式进行无线连接。
进一步地，所述体外无线电能发送装置1包括外置电池11、buck/boost升降压斩波电路12、h桥式逆变电路13、发射端耦合机构14、主控器15和蓝牙接收模块16；所述外置电池11的电能信号输出端与所述buck/boost升降压斩波电路12的电能信号输入端相连；所述buck/boost升降压斩波电路12的电能信号输出端与所述h桥式逆变电路13的电能信号输入端相连；所述h桥式逆变电路13的电能信号输出端与所述发射端耦合机构14的电能信号输入端相连；所述发射端耦合机构14的耦合端即为所述体外无线电能发送装置1的无线电能输出端；所述主控器15的控制信号输出端与所述buck/boost升降压斩波电路12的脉冲控制信号输入端相连；所述蓝牙接收模块16的脉搏数据信号输出端与所述主控器15的脉搏数据信号输入端相连；所述蓝牙接收模块16的无线数据信号输入端与所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端相连；所述蓝牙接收模块16的无线数据信号输入端即为所述体外无线电能发送装置1的脉搏信号输入端。
进一步地，所述发射端耦合机构14包括中继线圈141和发射线圈142；所述发射线圈142的电能信号输入端即为所述发射端耦合机构14的电能信号输入端；所述发射线圈142的耦合端即为所述发射端耦合机构14的耦合端；所述中继线圈141套在所述发射线圈142的外侧；中继线圈141和发射线圈142上均设有谐振电容。
进一步地，所述体内无线电能接收装置2包括接收端耦合机构21、高压整流桥22、维持电容23和eap电活性薄膜24；所述收端耦合机构21的无线电能输入端即为所述体内无线电能接收装置2的无线电能输入端；所述接收端耦合机构21的电能输出端通过并联电阻与所述高压整流桥22的电能输入端相连；所述高压整流桥22的电能输出端通过并联的维持电容23与所述eap电活性薄膜24的电能输入端相连。
进一步地，所述接收端耦合机构21采用接收线圈结构；所述接收线圈的电感值为1mh-10mh。
进一步地，所述eap电活性薄膜24包括上层膜、中层膜和下层膜；所述上层膜和下层膜采用铁电聚合物材料制成；所述中层膜采用pvc聚合物制成。
进一步地，所述脉搏信号采集装置3包括蓝牙发射模块31、控制电路32、信号拾取传感器33、压电薄膜34和动态应变传感器35；所述压电薄膜34的人体皮肤表面生命信号输出端与所述动态应变传感器35的生命信号输入端相连；所述压电薄膜34的声音和振动信号输出端与所述信号拾取传感器33的声音和振动信号输入端相连；所述信号拾取传感器33和动态应变传感器35的传感信号输出端分别与所述控制电路32的传感信号输入端对应相连；所述控制电路32的数据处理信号输出端与所述蓝牙发射模块31的数据信号输入端相连；所述蓝牙发射模块31的数据信号发射端即为所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端。
进一步地，所述脉搏信号采集装置3的采集方法如下：
步骤一：利用压电薄膜34采集单次心跳并产生与所述单次心跳对应的压电信号；
步骤二：利用信号拾取传感器33和动态应变传感器35进行压电信号采集，获得压电信号数据，并将所述压电信号数据转换成所述单次心跳频率数值；
步骤三：重复步骤一至步骤二实现多次心跳采集，获得多次心跳频率数值，并对所述多次心跳频率数值进行平均值处理，获得心跳周期△t数据；
步骤四：所述心跳周期△t数据通过蓝牙发射模块31发送至体外无线电能发送装置1。
进一步地，所述体外无线电能发送装置1的根据脉搏信号采集装置3采集到的脉搏信号进行电能控制的过程为：
第一步：所述蓝牙接收模块16接收到所述脉搏信号采集装置3发送的心跳周期△t数据后，将所述心跳周期△t数据通过主控器15内通讯接口直接传输至主控器15的数据处理单元；
第二步：所述数据处理单元对所述心跳周期△t数据进行解码并获得解码信息；
第三步：所述数据单元通过解码信息判断所述心跳周期△t数据是否为正常心跳范围60-100次/分；如果所述心跳为正常心跳范围，则继续主控器15继续按章正常工作频率运行；如果所述心跳超出心跳偏差△e，其中，△e为20次/分，则主控器15利用pid控制方式，通过遇限削弱和积分分离两种方式进行主控器运行参数调节；
第四步：所述体外无线电能发送装置1控制体内无线电能接收装置2中的eap电活性薄膜24进行周期性收缩与释放调整，提供稳定的血液流量。
进一步地，所述体外无线电能发送装置1的根据人体生活状态进行电能控制的过程为：
步骤1：所述蓝牙接收模块16接收到所述脉搏信号采集装置3发送的心跳周期△t数据后，将所述心跳周期△t数据通过主控器15内通讯接口直接传输至主控器15的数据处理单元；
步骤2：所述数据处理单元对所述心跳周期△t数据进行解码并获得解码信息；
步骤3：述数据单元通过解码信息判断所述心跳周期△t数据是否为正常心跳范围；如果所述心跳为正常心跳范围，则继续主控器15继续按章正常工作频率运行；如果所述心跳周期△t不在正常心跳范围，则判断心跳周期△t是否大于t0，其中，t0为0.6s，如果△t＞t0，则主控器15控制buck/boost升降压斩波电路12中的boost模块工作并控制其占空比角度β，所述β的调节范围为0-90°，进而通过无线电能传输控制人造心脏薄膜的形变h及周期t；如果△t<t1，其中，t1为1s，则主控器15控制buck/boost升降压斩波电路12中的buck模块工作并控制其占空比角度α，所述α的调节范围为0-90°，从而控制人造心脏薄膜的形变h及周期t。
本发明有益效果：
本发明可根据人体生命运动当前状态情况，精准动态调节人造供血薄膜的形变参量，通过改变其形变状态，从而动态调节人体睡眠、正常工作、运动等3中情况下的血液需求差值，保证人体生命周期所需血流量要求。同时可以根据人体心率情况，进行动态调节人造供血薄膜的工作周期，从而保证其工作模式与当前心跳周期匹配，保证供血量的准确性。
通过实时监测人体心率值(腕部，颈部等)，完成人造心脏供血薄膜的闭环控制，实时监测人体生命周期内的心跳周期，保证薄膜工作系统的动态稳定，根据三种工作模态进行动态切换，睡眠-正常-运动，从而保证系统控制准确性。
附图说明
图1为本发明所述无线供电系统的系统结构框图。
图2为本发明所述无线供电系统的eap电活性薄膜工作与非工作状态一。
图3为本发明所述无线供电系统的eap电活性薄膜工作与非工作状态二。
图4为本发明所述无线供电系统的脉搏信号采集装置的系统流程图。
图5为本发明所述无线供电系统的体外无线电能发送装置的系统流程图一。
图6为本发明所述无线供电系统的体外无线电能发送装置的系统流程图二。
图7为本发明所述无线供电系统的人体佩戴示意图一。
图8为本发明所述无线供电系统的人体佩戴示意图二。
具体实施方式
下面结合具体实施例对本发明做进一步说明，但本发明不受实施例的限制。
实施例1：
一种基于人造供血薄膜材料的动态心跳跟随控制的无线供电系统，如图1所示，所述系统包括体外无线电能发送装置1、体内无线电能接收装置2和脉搏信号采集装置3；所述体外无线电能发送装置1的无线电能输出端与体内无线电能接收装置2的无线电能输入端耦合感应相连；所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端与所述体外无线电能发送装置1的脉搏信号输入端通过无线传输方式进行无线连接。
所述体外无线电能发送装置1包括外置电池11、buck/boost升降压斩波电路12、h桥式逆变电路13、发射端耦合机构14、主控器15和蓝牙接收模块16；所述外置电池11的电能信号输出端与所述buck/boost升降压斩波电路12的电能信号输入端相连；所述buck/boost升降压斩波电路12的电能信号输出端与所述h桥式逆变电路13的电能信号输入端相连；所述h桥式逆变电路13的电能信号输出端与所述发射端耦合机构14的电能信号输入端相连；所述发射端耦合机构14的耦合端即为所述体外无线电能发送装置1的无线电能输出端；所述主控器15的控制信号输出端与所述buck/boost升降压斩波电路12的脉冲控制信号输入端相连；所述蓝牙接收模块16的脉搏数据信号输出端与所述主控器15的脉搏数据信号输入端相连；所述蓝牙接收模块16的无线数据信号输入端与所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端相连；所述蓝牙接收模块16的无线数据信号输入端即为所述体外无线电能发送装置1的脉搏信号输入端。
其中，所述蓝牙接收模块16主要用于接收腕部或颈部脉搏信号p，buck/boost电路用于调节输出功率范围，因为在人体在正常，睡眠，运动，三种情况下的心跳范围是完全不一样的，对于人体身体运动循环所需血量也不完全一致，需要对于人造心脏薄膜进行形变控制，从而调节人体生命活动过程中所需养分。
所述发射端耦合机构14包括中继线圈141和发射线圈142；所述发射线圈142的电能信号输入端即为所述发射端耦合机构14的电能信号输入端；所述发射线圈142的耦合端即为所述发射端耦合机构14的耦合端；所述中继线圈141套在所述发射线圈142的外侧；中继线圈141和发射线圈142上均设有谐振电容。发射端耦合机构14采用3线圈传输结构，所述发射线圈采用盘式绕线方式，通过串联谐振方式与中继线圈及能量接收线圈进行耦合，电路电源为电压源型电路，通过改变逆变电路工作频率，可以改变接收人造心脏薄膜形变频率，从而起到调节供血量的目的。中继线圈为无源谐振电路，通过与发射线圈进行磁场耦合，同时与能量接收线圈进行耦合，创立磁耦合谐振腔，增强能量传输距离及功率。能量接收线圈固定于人体皮下组织内，属于小线圈无磁芯结构，基于磁耦合谐振原理，实现能量从发射线圈-中继线圈-接受线圈的传输，同时由于人造供血薄膜的材料特殊性，其工作电压范围为100v-5kv，当进行较大形变时，接收线圈耦合后电压最高需要达到5kv，从而完成薄膜大范围形变，挤压血管壁，提供足够能量供血，接收线圈电感值要求1mh-10mh，从而满足接收电压范围要求。
所述体内无线电能接收装置2包括接收端耦合机构21、高压整流桥22、维持电容23和eap电活性薄膜24；所述收端耦合机构21的无线电能输入端即为所述体内无线电能接收装置2的无线电能输入端；所述接收端耦合机构21的电能输出端通过并联电阻与所述高压整流桥22的电能输入端相连；所述高压整流桥22的电能输出端通过并联的维持电容23与所述eap电活性薄膜24的电能输入端相连。所述接收端耦合机构21采用接收线圈结构；所述接收线圈的电感值为1mh-10mh。
所述eap电活性薄膜24包括上层膜、中层膜和下层膜；所述上层膜和下层膜采用铁电聚合物材料制成；所述中层膜采用pvc聚合物制成。如图2所示，在工作过程中人造供血薄膜分为三层膜，上下两层为铁电聚合物，铁电性的晶体极性聚合物，该类聚合物具有电子偶极距，当施加适当的电场后，这个偶极矩会反向；中间为pvc聚合物，通过提供上下层直流电压，由于电子偶极矩变化，导致接入正极电源的薄膜侧发生收缩，而负极维持原形变，从而薄膜整体形态发生变化，通过阶跃脉冲直流电信号，可实现薄膜规律形变，从而协同挤压血管壁，为心脏提供血液。人造供血薄膜最大的优势在于结构简单、控制容易、软执行器特性，重量、体积、可靠性均优于传统的刚性执行器。其中单方向形变过程中，对附着的血管壁外侧进行挤压，犹如环状血管泵一样，能够在心脏单次供血周期中提供足够的血量，从而保证人体的生命活动。
另外，如图3所示，人体生命活动大致分为三种类型，睡眠状态、正常状态和运动状态，其中男性与女性及儿童的心跳频率存在明显偏差，需要根据人体特异性差异进行定向控制。传统控制方法为定时控制法，该方法基于人体生命体征活动周期进行分段时间规划，从而控制人造心脏薄膜的工作时间可调节化，但此方法缺点是无法实时跟踪人体活动所需血量要求进行动态改变。本实施例采用脉搏跟踪法，通过监测人体腕部或颈部动脉脉搏跳动频率，跟踪人体动态血流量要求，从而调节人造供血薄膜工作频率或工作功率阈值，从而实现心跳闭环控制，满足人体运动过程中的血流量要求。同时该方法可有效监测人体运动数据，人造心脏薄膜的工作周期等，可有效为医生提供跟踪数据保证，从而更好的调节人体每天活动量，保证人体的活动周期。
所述体内无线电能接收装置2保证了人造供血薄膜的单相运动方向，即薄膜正极收缩、负极拉伸，从而保证薄膜附着于血管壁侧进行单方向挤压。而电路中维持电容，可以保证薄膜在形变过程中无高频小电压干扰，避免形变过程中振动，从而影响薄膜寿命。
所述脉搏信号采集装置3包括蓝牙发射模块31、控制电路32、信号拾取传感器33、压电薄膜34和动态应变传感器35；所述压电薄膜34的人体皮肤表面生命信号输出端与所述动态应变传感器35的生命信号输入端相连；所述压电薄膜34的声音和振动信号输出端与所述信号拾取传感器33的声音和振动信号输入端相连；所述信号拾取传感器33和动态应变传感器35的传感信号输出端分别与所述控制电路32的传感信号输入端对应相连；所述控制电路32的数据处理信号输出端与所述蓝牙发射模块31的数据信号输入端相连；所述蓝牙发射模块31的数据信号发射端即为所述脉搏信号采集装置3的脉搏信号输出端。
所述脉搏信号采集装置3是基于压电薄膜原理，利用动态应变传感器，检测人体皮肤表面的生命信号，同时配合声音和振动信号拾取传感器，完成信号的检测，保证人体脉搏信号检测的准确性。利用蓝牙模块，将脉搏信号p，传输给体外控制电路，从而基于人体心跳动态供血闭环控制。
如图4所示，所述脉搏信号采集装置3的采集方法如下：
步骤一：利用压电薄膜34采集单次心跳并产生与所述单次心跳对应的压电信号；
步骤二：利用信号拾取传感器33和动态应变传感器35进行压电信号采集，获得压电信号数据，并将所述压电信号数据转换成所述单次心跳频率数值；
步骤三：重复步骤一至步骤二实现多次心跳采集，获得多次心跳频率数值，并对所述多次心跳频率数值进行平均值处理，获得心跳周期△t数据；
步骤四：所述心跳周期△t数据通过蓝牙发射模块31发送至体外无线电能发送装置1。
如图5所示，所述体外无线电能发送装置1的根据脉搏信号采集装置3采集到的脉搏信号进行电能控制的过程为：
第一步：所述蓝牙接收模块16接收到所述脉搏信号采集装置3发送的心跳周期△t数据后，将所述心跳周期△t数据通过主控器15内通讯接口直接传输至主控器15的数据处理单元；
第二步：所述数据处理单元对所述心跳周期△t数据进行解码并获得解码信息；
第三步：所述数据单元通过解码信息判断所述心跳周期△t数据是否为正常心跳范围60-100次/分；如果所述心跳为正常心跳范围，则继续主控器15继续按章正常工作频率运行；如果所述心跳超出心跳偏差△e，其中，△e为20次/分，则主控器15利用pid控制方式，通过遇限削弱和积分分离两种方式进行主控器运行参数调节；
第四步：所述体外无线电能发送装置1控制体内无线电能接收装置2中的eap电活性薄膜24进行周期性收缩与释放调整，提供稳定的血液流量。
如图5所示的体外控制器内闭环控制方法，当蓝牙模块(体外)接收到蓝牙模块(腕部)所发出心跳周期△t数据，数据通过控制器内通讯接口直接进入数据处理单元，通过解码信息，判定是否为正常脉搏范围，如果为正常脉搏范围，则继续按照正常工作频率工作，控制人造心脏薄膜的周期性收缩与释放，提供稳定的血液流量。如果心跳超出正常脉搏范围，需要计算超出偏差△e，利用pid控制方式，通过遇限削弱和积分分离两种改进算法。当调节时，△e大于设定最大值或者小于设定最小值，进入非设定范围，就执行削弱积分算法，改变积分调节参数。当△e小于预先设定的最大偏差值，进入设定范围，就要进行积分分离，减小调节时间。返回设定工作频率值，并存储本次偏差作为下次调节的前次偏差，第一次调节时认为前次偏差为0。通过逆变电路工作频率f，可有效控制人造心脏薄膜的工作频率，即可动态跟随人体心跳频率，最快可达3hz(心率150次/分钟)，最慢为0.83hz(心率50次/分钟)，该工作频率可有效保证人体在正常生活状态、剧烈运动情况下的血流量要求。
如图6所示，所述体外无线电能发送装置1的根据人体生活状态进行电能控制的过程为：
步骤1：所述蓝牙接收模块16接收到所述脉搏信号采集装置3发送的心跳周期△t数据后，将所述心跳周期△t数据通过主控器15内通讯接口直接传输至主控器15的数据处理单元；
步骤2：所述数据处理单元对所述心跳周期△t数据进行解码并获得解码信息；
步骤3：述数据单元通过解码信息判断所述心跳周期△t数据是否为正常心跳范围；如果所述心跳为正常心跳范围，则继续主控器15继续按章正常工作频率运行；如果所述心跳周期△t不在正常心跳范围，则判断心跳周期△t是否大于t0，其中，t0为0.6s，如果△t＞t0，则主控器15控制buck/boost升降压斩波电路12中的boost模块工作并控制其占空比角度β，所述β的调节范围为0-90°，进而通过无线电能传输控制人造心脏薄膜的形变h及周期t；如果△t＞t1，其中，t1为1s，则主控器15控制buck/boost升降压斩波电路12中的buck模块工作并控制其占空比角度α，所述α的调节范围为0-90°，从而控制人造心脏薄膜的形变h及周期t。
如图6所示主控器控制流程中，由于成人一天的生活状态可能包含以下3个过程，睡眠状态，正常状态，运动状态，对于不同状态情况下的人体脉搏跳动次数是有所不同的，同时由于性别个体性差异，也有所不同。以成年男子心跳数据为例，睡眠状态时50-70次/分钟，正常状态时70-120次/分钟，运动状态下120-150次每分钟。而对于不同的心率所需的血量也完全不同，在静止的情况下，每搏输出量为60ml-70ml，每分钟的心输出量为5l-6l，射血分数一般≥58％，设定血管壁内径35mm，设定薄膜接触外径为3cm，故整体接触面积为2.34cm2。设定人造心脏薄膜未形变状态为s0，形变后状态为s1。当薄膜形变后产生压强为p0，挤压血管壁后提供v0升血量，设定挤压深度为h，该深度与薄膜形变参数σ成正比。由于人造心脏薄膜为压电感应型材料，对于输入电压vu电压等级的要求，随之形变参数而进行改变。
根据薄膜在表面挤压形变参数，可以获得挤压深度h。
根据
而
根据人体心率值范围进行动态跟踪，可有效判定人体运动周期情况，即三种状态睡眠状态，正常状态，运动状态等。对于每种情况的工作电压及形变量级均有所要求，而对于人体心供血量每种状态的情况也并不一致，其薄膜控制方式需要根据心率情况进行动态跟踪变化。
故系统无线能量发射侧增加了buck/boost升降压斩波电路，可以有效跟踪输出过功率范围(人造心脏薄膜的形变h)，因为薄膜材料的特殊性，其形变的h与输入电压u0相关，具体关系如公式所示。
(1)当腕部心率传感器传输心率数据在正常范围内时，系统将按预设工作频率及功率进行控制；
(2)当心率低于正常工作范围，即识别为睡眠模式情况下，系统采用降频、降功率控制方法进行工作，即buck电路工作，控制占空比角度α，其调节范围为0-90°，从而控制人造心脏薄膜的形变h及周期t；
(3)当心率高于正常工作范围，即识别为运动模式情况，系统采用升频、赠功率控制方法进行工作，即boost电路工作，控制占空比角度β，其调节范围为0-90°，从而控制人造心脏薄膜的形变h及周期t。
本实施例所述基于人造供血薄膜材料的动态心跳跟随控制的无线供电系统的人体5配搭方式如图7和图8所示。
虽然本发明已以较佳的实施例公开如上，但其并非用以限定本发明，任何熟悉此技术的人，在不脱离本发明的精神和范围内，都可以做各种改动和修饰，因此本发明的保护范围应该以权利要求书所界定的为准。