一種可植入光遺傳電路中無線供電抑制EMI 方法*

吉彥平，李嘉偉，柴東林，趙伯言，趙燕冉，王詩睿，王文思，鄭夢沂

（1.北京工業大學 光電子技術教育部重點實驗室，北京 100124；2.華北電力大學 控制與計算機工程學院，北京 100096；3.中國政法大學 社會學院，北京 100091）

0 引言

近20 年來神經調控技術蓬勃發展，已形成了深腦刺激（Deep Brain Stimulation,DBS)、迷走神經刺激（Vagus Nerve Stimulation，VNS）、骶神經刺激（Sacral Nerve Stimulation,SNS)和脊髓外周神經刺激（Spinal Cord Stimulation，SCS）等不同靶點的電刺激技術，分別用以治療帕金森氏癥、癲癇、神經性尿失禁、頑固性或癌性疼痛等神經系統問題，緩解患者的痛苦[1]。而基于腦機接口技術（Brain Computer Interface，BCI）的腦科學相關研究以及神經退行性病變的神經調控研究也進入了新階段[2?3]，前者深入至視覺、記憶、思維和意識形成的機制研究，后者則在阿爾茲海默癥（AD）和漸凍癥（ALS）等方向逐步推進。伴隨著BCI 研究的深入，以光遺傳學技術為代表的新型研究工具也在逐漸成型。

光遺傳學中硬件的核心部件為光源的設計和控制電路以及供電電路。最初的光遺傳學研究中以激光器為核心光源，激光器可以對目標神經元進行刺激[4]；但傳統的激光器因光線、體積以及有線設計等特點而限制生物體實驗及其生物體自由活動范圍；同時，光遺傳學的研究也逐漸走向長期植入調控、無線、多核團刺激等多方面。在這種情況下，需要一種小型化、無線化、長期在體、輕量化的光遺傳刺激硬件，這樣可以很大程度上提高光遺傳的實驗方便性，可以將光遺傳的研究應用到很多神經退行性疾病當中。而國內眾多研究團隊已經開始了無線光遺傳的研究[5?7]，在無線光遺傳中植入電路的供電部分大多采用電池供電[8]。對于長期植入生物體研究中需要定期更換電池，這對生物體來說將帶來一定的痛苦，因此需要一種可植入的長期無線供電的硬件結構。

無線供電技術包括磁感應式[9?11]、磁耦合諧振式[12?14]、微波輻射式和激光式[15?16]，而對于生物安全性上，受工作頻率的影響，微波輻射式和激光式對生物安全影響最高，磁耦合諧振式最低，但磁耦合諧振式隨著頻率的提高，對生物安全的影響越來越大。在研究分析上，采用微波式一般要考慮生物安全性，采用磁耦合諧振式一般不考慮生物安全性，需要根據工作頻率和傳輸效率對安全影響進行分析。綜合幾種無線能量傳輸技術的優缺點，磁耦合諧振式無線能量傳輸技術同時滿足植入式腦機接口電路的設計要求以及醫學應用。

磁耦合諧振式無線能量傳輸技術最早可以追溯到十九世紀，而在這發展過程中，以奧克蘭大學的BOY J T 教授帶領的團隊為代表，他們建立了一套完整的研究體系，分別從供電電源，線圈結構，能量與信號的同步通信，一、二次側的電路拓撲結構和接收端的電源管理等方面做了一些研究工作[17?19]。之后美國斯坦福大學的John S 研究團隊發現了一種植入到人體深部組織的無線能量傳輸系統，解決了電能獲取、蓄能、傳輸以及線圈大小對刺激深度和聚焦性的影響問題，證明了這種諧振式無線能量傳輸技術在生物體能的安全性，并將其系統操作深度達到10 cm[20]。相比于國外的發展，國內針對這項技術也已經達到了先進的水平。上海交通大學電子信息與電氣工程學院儀器科學與工程系的顏國正教授帶領的研究團隊對腸道內窺鏡機器人的無線能量傳輸系統進行了多年的研究，他們對線圈以及電路不斷優化而達到節省空間的同時也提高了接收能量和傳輸效率[21?23]。香港大學以Xing Li 為首的課題組在接收端整流電路的設計以及數據通信方面取得了進展[23]，他們研究了可重構諧振調節整流器和無線功率控制器在植入式電路的無線能量傳輸系統的應用，最終所測的最大接收功率和效率分別是102 mW 和92.6%。

然而，由于無線能量傳輸系統在傳播過程中需要借助磁耦合將發射側的電能轉化成高頻磁場，磁場是無線能量傳輸系統傳輸電能的介質，其帶來的電磁輻射EMI(Electromagnetic Interference)問題將給公眾的人身安全帶來嚴重的威脅[24?25]。EMI 直譯為電磁干擾，有傳導干擾和輻射干擾兩種，傳導干擾是通過電源線發射電磁場進行的干擾，輻射干擾是干擾源向空間發射電磁場進行輻射干擾。在無線能量傳輸系統中干擾源是多樣的，大體包括諧振線圈、驅動電路中的開關器件、控制線和電磁敏感器件，都需要采用特定的方法進行抑制。YY9706.102.2021 相關醫用電磁兼容標準規定了有源植入式電路的電磁輻射界限。目前國內大多學者對無線能量傳輸的電磁兼容機理的研究都是基于諧振狀態下的[26?27]，諧振式無線能量傳輸系統工作頻率往往在1 MHz到20 MHz 之間，因此產生的干擾大多是近場輻射干擾，且通常收發兩側的線圈需完全對準。而實際應用過程中，由于環境因素、負載變動、線圈偏移或線圈過耦合等因素都會導致WPT 系統脫離原有預期的工作狀態，發出不該有的電磁波，進而對外界形成電磁干擾。當WPT系統為諧振狀態時，發射線圈與接收線圈上的電流存在90°的相位差，因此發射線圈與接收線圈產生的磁場存在交替變化的情況，此時空間中的電磁場由發射線圈中電流產生的磁場與接收線圈中電流產生的磁場疊加而成。磁場向外輻射又分為共模輻射和差模輻射。差模輻射是由成環的差模電流引起的輻射，在發射線圈和接收線圈中由于兩條相對跡線的電流方向相反，量值相同，它們的輻射是相互消弱的。因此差模電流本身盡管量值較大，但引起的輻射卻較小。共模輻射是共模電流產生的輻射，共模電流大小通常比差模電流小幾個量級，但由于兩跡線共模電流方向相同，兩跡線的共模電流引起的輻射場是相互疊加的，會比差模電流產生更大的輻射，因此需要抑制共模輻射。除了共模輻射干擾以外，開關器件產生的輻射干擾更應引起重視。通常發射線圈的驅動電路會采用非線性放大器作為設計核心，在放大器中的開關器件工作時會產生高頻脈沖電壓、電流，形成高頻噪聲，進而形成輻射干擾。

針對上述問題，本系統設計了一種展頻和抑制共模電磁干擾的無線能量傳輸電路。該電路結構可以有效抑制電磁輻射(EMI)信號,可以有效實現體內植入的需求。

1 系統電路

1.1 系統電路工作原理

針對將光遺傳技術應用到生物體行為相關的神經調控領域，本系統設計了一種無線能量傳輸系統硬件，系統整體結構如圖1 所示，整個系統分為兩部分，體外發射電路和體外發射線圈，體內植入電路為體內接收線圈和體內接收電路。對兩部分電路設計了外殼，滿足植入的基本要求。整個體內與體外之間的間距在10 mm以內。同時，本系統所用的體內和體外的線圈采用手工繞制，根據植入的部位要求線圈尺寸不能太大，線圈柔軟度要求合適，由此本文制作的線圈外徑設計為24 mm，內徑設計為17 mm，每匝線徑為0.5 mm，每匝線間隙0.5 mm，一共四匝，通過阻抗分析儀測試得到的阻抗值是0.68 μH，發射線圈的諧振耦合需要接收線圈的共同設計。在實踐活動中需要制作大量的這類線圈，在制作線圈的實踐活動中，每匝銅線都要按照磨具進行環繞，然后用硅膠進行注塑、壓平。線圈的兩個端子都要鍍錫，做成的具體形狀如圖2 所示。

圖1 系統整體結構圖

圖2 植入式無線能量傳輸線圈圖

1.2 系統發射電路和接收電路模型設計

系統發射電路采用E 類功率放大器，它采用單管放大并具有固定的電路結構，通過選取合適的負載電路參數，使得開關晶體管滿足零電壓開關ZVS 條件和零電壓導數開關ZDS 條件,從而瞬態響應效果最佳。這就可以減小在開關狀態轉換之間的功率損耗，克服了D 類功率放大器的缺點。E 類放大器以其結構簡單、效率高、可設計性強等優點得到了廣泛的應用，其理論效率可達100%，實際效率達95%。在E 類功率放大電路中，并聯電容的作用十分重要，它主要用來保證在晶體管截止的時間里，使集電極電壓保持十分低的一個值，直到集電極電流減小到零為止。集電極電壓的延遲上升，是E 類功率放大器高效率工作的必要條件。本系統設計的E類放大器的電發射路模型如圖3（a）所示，采用LTspice進行設計與仿真。

圖3 系統電路模型

圖3（a）中包括直流輸入電源V1、扼流電感、開關管M1、L2-C3 串聯諧振濾波電路和負載阻抗。其中，扼流電感有較高的交流阻抗，允許V1 中的直流通過，起到穩流的作用。器件的輸出電容與開關并聯。開關管M1 在射頻輸入范圍內周期性地開啟和關閉。串聯諧振濾波電路工作在諧振頻率處，從而使得基頻信號傳輸到負載，其作用就是保持輸出信號為正弦信號。在電路分析之前，首先假設扼流電感是純感性的，沒有電阻存在，這樣就可以只允許電源中的直流成分通過；串聯諧振濾波電路的品質因數足夠大以保證輸出的是正弦信號；開關管M1 的導通電阻為零且通斷是在瞬間完成的；除此之外，開關管的寄生電容也假設是恒定的，并且開關管M1能夠承受短時間的反向電壓電流。在設計E類功率放大器時，為了得到高效率，也就是說降低開關管在開關轉換狀態下帶來的功率損耗，必須滿足零電壓導通（ZVS)條件。發射電路仿真波形如圖3（b）所示，接收電路仿真波形如圖3（c）所示。

然后，在無線能量傳輸仿真過程中，往往在理想狀態下還是不能完全達到想要的結果，尤其在圖3（c）中接收電路模型波形中，出現了輕微的畸變，這些都是電磁輻射造成的。因此需要對WPT 系統的電磁輻射進行抑制，除了采用傳統的方式方法外，還需要針對WPT 系統中特有的輻射問題，采用特殊的手段來解決。常用的電磁輻射抑制的方法有很多類，通常采用的有：(1)在相關環節增加濾波電路；(2)對產生輻射的敏感元件，局部采用封閉的金屬外殼進行屏蔽；(3)對開關器件采用軟開關技術；(4)PCB 優化布局抗干擾技術；(5)接地技術，將相關電路接地，形成等勢面。采用上述傳統的方法后，能夠減小一部分電磁輻射，但是想要從根源上解決WPT系統的電磁輻射問題，需要從時鐘上入手。而展頻技術的運用則可以有效地從輻射源源頭抑制諧波噪聲。通過改變載波頻率的方式，使得諧波噪聲和基波的功率譜密度分布在更寬的頻率范圍內，改善空間電磁場的頻率譜，進而有效抑制了高次諧波分量。在WPT 系統當中，電磁場發生諧振只工作在單一某個頻點，往往發射線圈和接收線圈發出的是周期性的信號，而這種周期信號的頻譜是離散型的，它的能量集中在基波及倍頻諧波上。展頻技術在這方面采用的原理就是在不影響系統輸出的情形下，通過調制諧振開關信號的某些參數，擴展系統中電壓或電流的諧波頻譜，降低其對外電磁干擾水平。而另一方面，諧振式無線能量傳輸系統的輻射主要為共模輻射。因此，抑制共模輻射的有力措施就是共模電感。共模電感，也叫共模扼流圈，常用于開關電源中過濾共模的電磁干擾信號，也可以起EMI 濾波的作用，用于抑制信號線產生的電磁波向外輻射發射。根據本系統設計的這兩種抑制EMI 的方法，設計了硬件電路，并就硬件電路進行了實際的測試。

2 系統發射電路和接收電路設計

2.1 系統發射電路設計

系統電路圖如圖4 所示，其中發射電路設計如圖4（a）所示，圖4（b）為發射電路的PCB 版圖設計。WPT 系統以13.56 MHz 為工作的主頻率，市面上很多廠家都會推出此頻點的有源晶振芯片產品，通過各廠家產品的性能的對比，最終采用ECS 生產的晶振作為時鐘源。ECS晶振本身具有溫度電壓控制功能，具有溫度補償作用，溫度穩定性高，工作溫度為?30℃至85℃。它頻率精度高，具有0.5 ppm～2.0 ppm 性能，時鐘更穩定。在同類產品中ECS 晶振體積小，功耗低，晶片表面更光潔，可以很好地降低諧振電阻，提高Q 值。通過采用韜略公司的展頻芯片SSDCI1108AF 設計了展頻電路，在圖4（a）的下半部分電路中。展頻芯片SSDCI1108AF 采用三角形調制曲線對晶振發出的脈沖頻率進行了抖動擴頻調制。頻率抖動是指開關頻率在一定范圍內圍繞中心頻率來回變化。圖5 為采用頻率抖動技術后，近場頻譜儀測試得到的基頻處頻譜。其中心頻率為13.56 MHz。開關頻率先從11.865 MHz 遞增到15.255 MHz，再從15.255 MHz遞減到11.865 MHz，步長為0.425 MHz，循環往復。從圖5 可以看出，采用頻率抖動技術后，開關信號的頻譜依然是離散的。這種技術通過軟件手段將信號集中的能量分布在更多的頻線上，消減了基頻和倍頻處的峰值，降低了對外的電磁干擾水平。

圖4 系統電路圖

常規三角波斜率是恒定的，每個頻率點出現的概率都是一樣的。因此，鋸齒波調制后頻譜特征是能量分布比較平坦。在測量頻譜方面分為近場測試和遠場測試。近場測試常采用頻譜儀作為測試手段，但只能探究倍頻多次諧波產生的位置，而沒有定量的數據。遠場測試常采用3 米暗室法進行測量，可以得到定量的數據，進行數據分析對比，也被認定為產品獲得EMI 合格的標準數據，所以遠場測試的數據更可以理解為真實的數據。遠場測試諧振式無線供電系統輻射EMI 標準測試如圖6所示。3 米暗室法是遠場測試常采用的方法，北京都興科思檢測技術有限公司擁有國家標準的電磁兼容實驗室，可以對無線供電系統的電路的電場輻射EMI 噪聲進行測試。

圖6 諧振式無線供電系統輻射EMI 標準測試

依據YY9706.102.2021 植入式集成電路標準，該諧振式無線充電系統電路在沒有展頻芯片SSDCI1108AF接入的情況下輻射測試結果如圖7 所示。如圖7 所示，電路測試時，設備在135.536 MHz 到230.499 MHz 的頻率范圍內，EMI 噪聲顯著超出標準基線，最高點達到了55.92 dBμV/m，超出標準線15.92 dBμV/m，造成了對周圍環境的顯著干擾。當接入展頻芯片以后，再進行同樣的測試，結果如圖8 所示。

圖7 未接展頻芯片測試結果

圖8 接入展頻芯片測試結果

如圖8 所示，設備在148.120 MHz 到215.395 MHz 的頻率范圍內，EMI 噪聲超出標準線。和沒有接入展頻芯片相比頻率范圍明顯縮小。最高點達到了47.06 dBμV/m，超出標準基線7.06 dBμV/m，相比之前降低了8.86 dBμV/m，抑制EMI 的效果非常明顯。可以看到加入展頻芯片以后單點的頻點被拉寬，分散了大部分集中的功率，從根本上抑制了EMI 的噪聲。

2.2 系統發射電路諧波抑制設計

根據前面介紹，諧振式無線能量傳輸系統的輻射主要為共模輻射。因此，抑制共模輻射的有力措施就是共模電感。共模電感，也叫共模扼流圈，常用于開關電源中過濾共模的電磁干擾信號，也可以起EMI 濾波的作用，用于抑制信號線產生的電磁波向外輻射發射。共模電感本質上就是兩個共模電感線圈。這兩個線圈繞在同一鐵芯上，匝數和相位都相同(繞制反向)。這樣，當電路中的正常電流流經共模電感時，電流在同相位繞制的電感線圈中產生反向的磁場而相互抵消，此時正常信號電流主要受線圈電阻的影響；當有共模電流流經線圈時，由于共模電流的同向性，會在線圈內產生同向的磁場而增大線圈的感抗，使線圈表現為高阻抗，產生較強的阻尼效果，以此衰減共模電流，達到濾波的目的。

但是，濾除不同頻段的噪聲，需要的共模電感品種也不相同。植入諧振式無線能量傳輸電路要求接入的共模電感體積小，精度高。因此，選用寶仁弘生產的型號為CHOK4532S282A09T 的共模電感，它具體的頻率特征如圖9 所示。

圖9 共模電感特性曲線

根據圖9 共模電感的特性曲線，可以看出在100 MHz～200 MHz 的頻段，共模電感呈現1 kΩ 以上的高阻性，對于諧振式無線能量傳輸系統在148.120 MHz 到215.395 MHz 的頻段的電磁波輻射能夠明顯抑制。在電源傳輸線上接入共模電感后，再進行電場輻射EMI 噪聲測試，結果如圖10 所示。

圖10 諧波抑制測試結果

從圖10 中可以看出，使用共模電感后效果顯著，所有頻點均在標準線以下，并且諧振式無線能量傳輸系統能夠正常地工作。最高點僅為36.59 dBμV/m，符合YY9706.102.2021 標準的相關電磁兼容的要求。

2.3 系統接收電路設計

系統接收電路設計了濾波電路、降壓電路等，對接收的電壓信號進行穩壓處理，圖4（c）為電路圖，圖4（d）為接入線圈的是實物圖。接收電路主要考慮接收信號的穩定性，電路結構比較簡單，在這里不做贅述。

3 結論

本文設計了一種用于光遺傳植入的無線能量傳輸中防止EMI 的硬件結構，該硬件在無線發射電路中加入了展頻技術和諧波抑制技術實現了植入型電路中有效抑制EMI，在本文中實現了以下幾部分的創新：

(1)設計了無線能量傳輸的電路仿真模型，并就仿真模型發現EMI 問題，并提出解決方案。

(2)針對植入式的需求設計一種小型化的無線能量傳輸展頻技術電路，實現了在遠場測試環境3 米暗室中的有效測試。

(3)在此基礎上，又加入了諧波抑制電路，并最終在多次實驗中完成了防止EMI 的有效性和穩定。

本系統研發的無線能量傳輸對于光遺傳應用于植入電路中的研究有一定的推動意義，可以有效地對體內進行供電，并減少生物體植入電路中多次手術更換電池的痛苦和風險。相信這項技術對于腦機接口的研究有一定的指導意義。