人工关节内压电陶瓷供能与电路设计.doc

人工关节内压电陶瓷供能与电路设计人工关节内压电陶瓷供能与电路设计.txt-一人行,必会发情二人行,必会激情三人行,必有奸情就不会被珍惜。真实的女孩不完美，完美的女孩不真实。得之坦然，失之淡然，顺其自然，争其必然。 本文由weaa9k52jn贡献 pdf文档可能在WAP端浏览体验不佳。建议您优先选择TXT，或下载源文件到本机查看。 人工关节内压电陶瓷供能与电路设计 陈虹，贾晨，刘鸣，王志华 （清华大学 微电子学研究所， 北京 100084 ） 摘要： 为了利用压电陶瓷作为人工关节无线监视系统的能量 来源，从理论上分析了坚硬锆钛酸铅（PZT）陶瓷元件的能 量产生特性和等效电路， 利用非线性拟合算法计算出等效电 路的参数拟合值，并分析了 PZT 元件的输入输出特性、输 出信号频谱特性以及在植入设备内的位置摆放。 仿真结果表 明：等效电路参数拟合值是正确的，当 4 个 PZT 元件呈直 线摆放时能输出最大能量（约为 1.2 mW） 。通过对 PZT 供 电的电源电路设计和仿真发现， PZT 的能量能够转换为电路 稳定可用电源。 关键词：专用集成电路；压电陶瓷；能量产生；电源电路； 人工关节无线监视系统 中图分类号：TN 492 Power harvesting using pzt ceramics in orthopaedic implants and circuit design CHEN Hong, JIA Chen, LIU Ming, WANG Zhihua (Institute of Microelectronics, Tsinghua University, Beijing 100084, China) Abstract: The power for the wireless monitoring systems in orthopaedic implant can be supplied by stiff lead zirconate titanate (PZT) ceramics. This paper describes the power generation characteristics of PZT ceramics, and its equivalent circuit, input/output characteristics and positions. These characteristics were verified by simulations and experiments with a single PZT and four PZTs respectively. A power circuit design and a monitoring system design are also given. The results verify that the power from the PZT can be regulated into useful, steady power for the circuit. Key words: application specific integrated circuit; lead zirconate titanate; power generation; power cicuit; wireless monitoring system of orthopaedic implant 的能量特性和能量获取进行了大量的分析和研究 1-6 1-2 ，包括压电材料的供电特性 ，以及压电材料 3-6 的能量优化及电路接口 。大部分的工作（除了文 6外）均以研究为目的 ，本文则讨论如何将自供 电的传感器应用在实际临床植入设备中。和文6 相比，本文采用了更小的锆钛酸铅（PZT）陶瓷元 件来解决植入设备内空间有限的问题，因而更具有 实用价值。 一般来说，工业采用的压电材料包括聚偏氟乙 稀（PVDF）和PZT等 2 种。作为多晶陶瓷，PZT用 3 途最广泛 。在人工膝关节置换（TKR）的应用中， 植入部分的运动学要求承受面的偏转要很小（小于 ，而且植入设备内部的可用空间非常有限。 10 m） 因此采用坚硬的PZT陶瓷元件。 本文以 TKR 作为应用背景，研究 PZT 元件在 人工关节内压力下的能量产生特性。 PZT 元件的 从 等效电路入手，利用实验和仿真结果验证等效电路 参数拟合值的正确性。 由于 1 个 PZT 元件产生的能 量有限，4 个 PZT 元件产生的能量将为人工关节无 线监视系统的提供电源。另外，本文通过实验结果 得到 PZT 元件的输入压力和输出电压之间的关系， 以及其输出信号频谱特性，并分析了它们在植入设 备内的位置摆放问题。 1 压电陶瓷元件的等效电路 压电陶瓷材料能够将机械能量转化为电能，关 于这种压电现象， IEEE标准描述了机械压力及张力 与电场及电位移之间的关系，以及测量压电材料特 7 6 性的方法 。这些典型线性关系为 ： S p = spqTq + d kp Ek ， Di = diqTp + ik Ek . (1) 其中：S p 为机械张力；Di 为电位移；T 为机械压力； 由于寿命和物理尺寸的限制，传统电池不能作 为长期服务的实时嵌入式应用系统的能量来源，如 无线传感器等。压电材料则具有能将机械能转化为 电能的特点， 它们在机械压力下能产生电荷， 反之， 在电压输入情况下则能发生一定的尺寸改变。这种 压电特性得到了人们的广泛关注。人们对压电材料 d E k 为电场； pq 为在不变的电场里的弹性柔量； 为 s 收稿日期：2006-11-23 基金项目：国家自然科学基金资助项目（60475018） 作者简介：陈虹（1974） ，女（汉） ，河南，助研。 压电张力常数； ik 是不变压力下的介电常数。 一般 而言， 电场可以作用在材料的 3 个正交方向。 然而， 对各向异性的材料如压电陶瓷，并不一定是这样 的。因此，介电常数 是 3 3 的矩阵，电场 E 和电 位移 D 都是 3 1 的向量，式(1)可以简化为： E ?S ? ? sij d ij ? ?T ? ? ? . ? ?=? D ? ?d ij T ? ? E ? ? ? ? (2) 其中，下标 i 和 j 代表了在外加力下生成的场的方 向。本文采用的压电陶瓷具有平行堆叠压缩的结构 特点， 压力施加在陶瓷的极轴上， 因此，i = j = 3 。 根据文6，PZT 元件的等效电路如图 1 所示， 其中包括 5 个参数： 、 Le 、 Re 、 Ce 和 Cp 。文6 对此电路进行了详细描述，在此不赘述。 0.1 pF100 F 和 100 1 M之间。Labview 软 件能计算并记录每个压力周期下的负载电阻上的 平均功率。实验结果如图 2 所示。从图 2 可以看出 有 2 个能量峰值点。第 1 个峰值点是当负载电阻值 在 1020 k之间，储能电容值在 0.2100 nF 之 间。第 2 个峰值点出现在负载电阻值在 2050 k 之间，并且储能电容值大于 10 F。这 2 个峰值功 率分别在 800 W 和 460 W 附近。第 1 个峰值点 出现在储能电容值较小的情况下， 这样导致 PZT 元 件的输出波纹远大于第 2 个峰值点时的输出波纹， 如图 3 所示。 Re Vin = Fin Le Ce Cp R Vout = VL 图 2 平均功率和负载电阻、储能电容之间的关系 图 1 1 个 PZT 元件的等效电路 2 实验及等效电路参数拟合 实验结果 由于 PZT 元件将作为集成电路的电源， 那么首 先需要知道从这种压电陶瓷元件能获取多少能量。 另外，集成电路作为 PZT 的负载电路，需要了解负 载和 PZT 产生的能量之间的关系。 根据文6,压电材料在低频下为纯电容性的 设备。存储压电材料能量的办法之一是利用整流器 将压电材料的双向信号输出转化为单向信号，然后 在负载前并联一储能电容。当此储能电容和压电材 料的等效电容相等并且负载匹配时，可以获得最大 的能量。 为了得到实验所用PZT元件的等效电容以及匹 配负载，做了一系列实验。实验电路为PZT元件、 桥整流器、电阻、储能电容、以及计算机并联连接， 其中电阻和储能电容可调。计算机记录施加在PZT 元件上的压力波形，并通过 1 个 12 b的数据采集卡 和Labview用户接口软件记录并保存PZT的输出电 压。控制器控制单轴的MTS机器，能将任意波形和 大小的压力施加于PZT元件。本文中，压力的方向 6 均垂直于PZT元件的极化轴，即 31 模式 。此实验 采用符合ISO标准的压力(ISO 14243-1)仿真TKR 植入设备内的典型压力。人工关节在负荷时承受的 压力可能达到人体重量的 23 倍，也可趋近为零。 实验时，调整电容和电阻的大小，分别变化在 2.1 图 3 不同峰值点的输出波纹比较 考虑到后续电源电路的设计需要小波纹的信 号，选择在第 2 个峰值点选择合适的负载电阻和储 能电容。 2.2 等效电路参数拟合 为了得到图 1 中等效电路的参数值， 采用 1 Hz 的正旋波压力做了第 2 组实验，压力的振幅为 900 N。实验电路没有储能电容，实验方法同前。基于 大量的实验结果，采用非线性拟合的办法，得到了 以 下 的 参 数 拟 合 结 果 ： = 0.03 ， Le = 6 H ， Re = 0.4 ，Ce = 0.77 F，Cp = 1.491 F。利用这些拟 合参数值，用 HSPICE 软件仿真此电路，得到如图 4 所示的仿真结果。 由图 4 可以看出，一方面，它们很吻合，从而 证明了拟合参数值的正确性。另一方面，1 个 PZT 元件的输出能量很少（约为 0.3 mW） ，目前还不能 满足负载集成电路工作的需求。为了得到更多能量 输出，采用 4 个相同 PZT 元件进行了第 3 组实验。 实验中，4 个 PZT 元件并联。实验方法同前，并利 用拟合的参数值对有 4 个 PZT 元件的电路进行了仿 真。图 5 是输出平均功率的实验和仿真结果。除了 最高平均输出功率值外，2 组结果非常吻合。但是， 4 个 PZT 件的最高平均输出功率的实验值不是希望 的那样 4 倍于 1 个 PZT 元件的最高输出平均功率。 这是因为 4 个 PZT 元件在实验过程中没有承受相同 大小的压力，而仿真电路没有加上此因素的影响。 个 PZT 元件的最优排列。 图 6 输出电压和输入压力之间的关系 目前的测试中发现， 4 个 PZT 元件均能受到 当 最大压力时，它们能输出最大功率（约 1.2 mW， 当它们位于固定设备中心的一条直线时） 。 4 电源电路及人工关节无线监视系统设计 为了分析 PZT 元件在关节压力下的输出信号 特性，本文采用快速 Fourier 变换算法得到输出信 号的频谱： 压电信号包含的频率主要在 1 Hz 到 4 Hz 之间。在 1 Hz 时，输出平均功率最大（约为 0.5 mW） ，当频率高于 4 Hz 时，输出平均功率接近零。 基于输出信号的频率特性，设计了电源调整电路， 如图 7 所示。 图 4 1 个 PZT 的输出电压幅度和平均功率 图 5 4 个 PZT 的输出电压幅度和平均功率 3 输入输出特性 如果 PZT 元件的电极不被短路， 就可能产生电 压，压力越大，电压越高。为了得到 PZT 元件输入 压力和输出电压之间的关系， 采用 1 个 PZT 元件做 了 2 组实验。 电路中 PZT 元件的唯一负载电阻为固 定值 60 k，压力波形设置为 1Hz 的正旋波。第 1 组实验的起始压力为 1 kN，压力振幅从 100 N 到 1.9 kN 变化；第 2 组实验的起始压力为 2 kN，压力 振幅从 100 N 到 900 N 变化。图 6 为测试结果，很 显然，在相同的起始压力下，PZT 元件的输出电压 几乎和输入压力成正比。 为了从 PZT 元件中得到更多的输出功率， 一方 面，要使得其负载电阻和电容匹配（见第 2 节） 。 另一方面，4 个 PZT 元件最好放在合适位置以使得 每个元件都能承受到最大可能压力。为此，建立了 1 个测试平台， 包括 1 多孔平台用来置放 PZT 元件。 在实验中，改变 4 个 PZT 元件的位置，以期获得 4 图 7 电源调整电路示意图 在图 7 中， PZT 元件在关节压力下的输出信 号首先经过全波桥整流器转换为单相信号。然后， 1 个并联的储能电容器作为存储元件与负载并联。 来自储能电容的电压将进入基于 DC-DC 转换器的 开关电容转换器，此转换器可以根据需要把输入的 高压（最高 15 V）降至 2 V 左右。4 个可编程的开 关控制输出电压的大小。也就是说，该转换器能够 根据需求为其它电路提供不同的电压，分别为输入 电压的 0.251 倍（这些值可以根据需要改变） 。嵌 入的振荡电路为此开关电容转换器提供时钟。最 后，低压输出整流器能够进一步将电压转换为稳定 低压（约为 1.5 V） 。 用 HSPICE 软件仿真了低压输出整流器电路， 仿真结果如图 8 所示。 其中， 低压输出整流器将 4V 的输入电压转换为 1.5 V 左右的稳定输出电压。至 此，已经能为下一节讲到的低功耗集成电路提供稳 定的电源。 工关节内。压电陶瓷元件将为系统提供能量。能量 整流器用来将压电陶瓷的原始能量整理为电路可 用能量。模数转换器将传感器采集到的模拟信号转 化为数字信号以保存在存储器内。目前此系统已经 进入中期设计阶段。 图 8 低压输出整流器的仿真结果 拟采用集成电路技术设计人工关节无线监视 系统，此系统用来监视人工关节的工作情况，通过 传感器获取压力或者其他信号数据，将数据保存在 存储器内，通过无线方式发送至体外。这些数据能 帮助医生早期发现问题及时采取措施，减轻病人痛 苦，也可以用来帮助医生采用合适、安全的材料设 计合理的人工关节。 人工关节无线监视系统的集成电路结构，如图 9 所示。它包括 2 个芯片：人工关节内芯片和体外 芯片，它们均为数模混和电路。其中灰色模块代表 模拟电路，其它部分为数字电路。 “低功耗的微控 制器”是整个芯片的控制单元，用来控制数据在存 储器的读写以及能量管理。由于数据需要保存一段 时间后才能被读出来，因此，需要采用非易失性存 储器，即电可擦除只读存储器（EEPROM）用来存 储数据。射频模块用来进行数据的体内外通信，并 在通信的过程中为体内芯片提供电源。它包括天 线、模拟电路以及天线匹配电路。体外部分相对简 单，主要负责与体内模块进行数据的通信，最终将 体内存储器内数据传输到体外计算机供医生分析。 此系统具有 2 种供电模式和 3 种工作模式。2 种供电模式分别为压电陶瓷供电和射频电路供电。 3 种工作模式为：日常模式、问诊模式和休眠模式。 在病人日常生活用使用人工关节植入设备时，若有 压力施加在压电陶瓷元件上时，系统将工作在日常 模式，此时体内系统由压电陶瓷供电，完成数据的 采样和保存。 在医生问诊时， 系统工作在问诊模式， 此时体内系统由射频电路供电，将数据传出体外。 其它情况下，系统工作在休眠模式。由于压电陶瓷 和射频电路供电有限， 因此， 电路必须是低功耗的。 显然，人工关节内电路为系统的主要部分。它 包括无线收发器、微天线、能量放大器、整流器、 存储器、低功耗微控制器、传感器和压电陶瓷元件 等。无线收发器为实现低功耗工作在半双工状态， 而非全双工状态。微天线需要足够小才能被放入人 图 9 系统结构 6 结 论 本文分析了坚硬 PZT 元件的能量产生特性， 以 及它的等效电路，用实验和仿真结果验证了此等效 电路的拟合参数值。为了满足实际嵌入式的人工关 节无线监视系统的能量需求，本文分析了 4 个压电 陶瓷元件的供电情况，并用实验和仿真结果加以验 证。结果发现，当 4 个压电陶瓷元件都承受相同的 最大压力时，可以获得最大的能量输出(约为 1.2mW)，经过电源电路的设计发现，这些能量能够 转换为电路可用能量。 致谢 非常感谢美国 Nebraska 州立大学医学中心提供的 实验设备及条件。 参考文献（References） 1 2 Shenck N S, Paradiso J A. Energy scavenging with shoe-mounted piezoelectrics J. IEEE Micro, 2001,21(3): 3042. Joshua Edmison, Mark Jones, Zahi Nakad, et al. Using Piezoelectric Materials for Wearable Electronic Textiles C. /Proceedings of the 6th International Symp