【作 者】雷旭平，吳開杰，趙磊，柴新禹

上海交通大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，上海市，200240

0 引言

視覺假體是一種用于視覺功能修復(fù)的神經(jīng)假體，通過對(duì)生物體視覺神經(jīng)系統(tǒng)進(jìn)行功能性電刺激，部分恢復(fù)視覺感受。視覺假體的主要目的是修復(fù)老年黃斑變性(Age-related Macular Degeneration,AMD)與視網(wǎng)膜色素變性（Retinitis Pigmentosa,RP）等疾病引起的視覺損傷。根據(jù)世界衛(wèi)生組織(WTO)和民間研究機(jī)構(gòu)的相關(guān)報(bào)道，全球約有4000萬因眼部疾病致盲的患者，其中僅AMD致盲患者數(shù)就超過320萬[1-2]，這些疾病目前仍未有有效的治愈方法，研究視覺假體對(duì)于相關(guān)疾病致盲患者的視覺功能修復(fù)具有重要的價(jià)值和意義。目前國(guó)際上多個(gè)國(guó)家的高校、研究機(jī)構(gòu)致力于該領(lǐng)域的研究，并取得了不同程度的研究進(jìn)展，如美國(guó)多所知名大學(xué)和Second Sight公司聯(lián)合的Artificial Retina Project小組、麻省理工學(xué)院和哈佛大學(xué)聯(lián)合的Boston Retina Implant Project小組以及德國(guó)Tübingen大學(xué)的Zrennner小組等。2013年2月，美國(guó)Second Sight公司宣布其推出的60電極視覺假體Argus II獲得美國(guó)食品及藥物管理局（FDA）的使用批準(zhǔn)，由此植入式假體的研究和開發(fā)又向前邁出了一大步。

雖然視覺假體研究取得了階段性的成果，但是目前能夠可靠植入的假體的工作電極數(shù)量仍非常有限，不能滿足視覺修復(fù)的需求。相關(guān)心理物理學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，物體識(shí)別和人臉識(shí)別需要超過250個(gè)電極[3-4]，而實(shí)現(xiàn)有效的語段閱讀電極陣列應(yīng)達(dá)到25×25[5]。電極數(shù)目的增加能夠提高所誘發(fā)假體視覺的分辨率，從而增強(qiáng)植入者的視覺感受。隨著MEMS加工、生物材料等技術(shù)的發(fā)展，視覺假體裝置的可植入電極數(shù)有望由目前的幾十個(gè)增加到幾百個(gè)，美國(guó)Second Sight公司正在研制的Argus III視覺假體中，電極數(shù)目有望超過1000個(gè)[6]。

然而隨著電極數(shù)目的增多，視覺假體裝置的功耗不斷增大，處理和傳輸?shù)臄?shù)據(jù)量也不斷增加，視覺假體無線傳輸系統(tǒng)的開發(fā)面臨一定的挑戰(zhàn)。Chen K等[7]于2010年研制了一款256電極視覺假體，無線能量傳輸?shù)墓β蔬_(dá)到100 mW，數(shù)據(jù)傳輸速率為2 Mbps。視覺假體一般采用無線經(jīng)皮傳輸?shù)姆绞接审w外向體內(nèi)供能。當(dāng)系統(tǒng)功耗顯著增加時(shí)體外便攜式電源的有效續(xù)航時(shí)間將明顯減小，不利于便攜式長(zhǎng)期應(yīng)用。此外，大功率近場(chǎng)無線傳輸可能導(dǎo)致植入局部的生物組織熱效應(yīng)和非熱效應(yīng)，存在潛在健康風(fēng)險(xiǎn)。因此設(shè)計(jì)中應(yīng)盡可能提高傳輸效率，降低傳輸總功率，減小能量損耗和組織熱效應(yīng)[8]。

本文首先介紹了視覺假體無線傳輸發(fā)展的狀況和挑戰(zhàn)，然后分析了其工作原理和設(shè)計(jì)要求，進(jìn)而針對(duì)其特點(diǎn)分別介紹了能量傳輸和數(shù)據(jù)傳輸?shù)目紤]因素和設(shè)計(jì)方法，對(duì)高分辨率假體裝置的設(shè)計(jì)具有一定的指導(dǎo)意義。

1 視覺假體無線傳輸?shù)脑?/h2>

視覺假體無線傳輸系統(tǒng)包括體外控制部分和體內(nèi)植入部分。接收裝置植入體內(nèi)（腦部或者眼部），一般不帶電源或電池；發(fā)射裝置采用電磁耦合的方式由體外向體內(nèi)植入裝置無線傳輸能量和數(shù)據(jù)。這種方式能避免有線能量傳輸存在的接口感染、皮膚穿孔等問題，也更便于實(shí)際使用。

無線傳輸系統(tǒng)的總體結(jié)構(gòu)如圖1所示。視覺信息在體外經(jīng)過采集與處理，轉(zhuǎn)化為特定數(shù)據(jù)編碼，傳給發(fā)射電路。發(fā)射電路按特定的調(diào)制方式將數(shù)據(jù)編碼（前向數(shù)據(jù)）加載到發(fā)射信號(hào)上，經(jīng)由射頻功率放大器、體內(nèi)外耦合線圈對(duì)傳輸?shù)襟w內(nèi)植入裝置。能量信號(hào)也會(huì)同時(shí)傳送到體內(nèi)植入裝置。體內(nèi)植入裝置的射頻收發(fā)電路從接收信號(hào)中恢復(fù)出數(shù)據(jù)、時(shí)鐘和能量，傳給神經(jīng)微刺激器，產(chǎn)生相應(yīng)的刺激電流，經(jīng)由植入式微電極陣列作用于視網(wǎng)膜、視神經(jīng)和腦皮層等部位，最終使植入者產(chǎn)生有效的視覺感知（光幻視）。一些方案在體內(nèi)植入裝置中設(shè)置了傳感及監(jiān)測(cè)電路，能夠監(jiān)測(cè)體內(nèi)植入裝置的供電狀態(tài)、電極阻抗和溫度等參量，根據(jù)需要將體內(nèi)信息（反向數(shù)據(jù)）傳輸?shù)襟w外裝置，用于反饋控制和調(diào)節(jié)。

圖1 視覺假體無線傳輸示意圖Fig.1 Illustrator of wireless transmission for a visual prosthesis

2 能量傳輸設(shè)計(jì)與優(yōu)化

視覺假體的無線能量傳輸中，線圈耦合條件相對(duì)較差，耦合因子往往小于0.3（甚至低于0.1），屬于低能磁鏈，因而傳輸功率有限，效率較低，且易受線圈相對(duì)位置影響[9]。在設(shè)計(jì)能量傳輸時(shí)，要充分考慮傳輸?shù)墓β蚀笮?、效率、穩(wěn)定性、持久性等要求。

2.1 功率放大器效率和穩(wěn)定性的優(yōu)化

功率放大器的選型和設(shè)計(jì)直接影響無線能量傳輸?shù)男?，因此?duì)整個(gè)無線傳輸系統(tǒng)至關(guān)重要。目前用于視覺假體無線傳輸?shù)纳漕l功率放大器多數(shù)采用E類功率放大器，其理論轉(zhuǎn)換效率最高達(dá)100%，適用低耦合、較大功率、較高頻率的射頻發(fā)射要求。Sokal NO和 Sokal AD[10]率先對(duì) E類功率放大器的電路架構(gòu)與理論做了詳盡的闡述。在此基礎(chǔ)上，Rabb FH[11]提出了經(jīng)典分析和參數(shù)設(shè)計(jì)方法。Tu SH等[12]分析了負(fù)載的品質(zhì)因數(shù)對(duì)放大器轉(zhuǎn)換效率的影響。

如圖2所示，E類功率放大器采用單開關(guān)（MOS管M1）結(jié)構(gòu)，發(fā)射線圈電感L1與電容C1、C2構(gòu)成振蕩網(wǎng)絡(luò)。R是發(fā)射端的等效電阻，Lchoke是扼流線圈。PWM信號(hào)控制開關(guān)周期性導(dǎo)通和截止，使與開關(guān)相連的振蕩網(wǎng)絡(luò)呈現(xiàn)周期性振蕩。C1和C2的具體數(shù)值可以根據(jù)L1、R和電路品質(zhì)因素Q計(jì)算[13-14]。要使E類功率放大器工作中獲得理想的漏極效率，開關(guān)切換時(shí)要滿足兩個(gè)臨界條件，即零電壓切換(Zerovoltage Switching，ZVS)和零導(dǎo)數(shù)切換(Zero-derivative Switching，ZDS)。前者要求開關(guān)導(dǎo)通時(shí)其漏極電壓Vd接近0或者開關(guān)的飽和偏移電壓，后者則要求開關(guān)導(dǎo)通時(shí)Vd的導(dǎo)數(shù)為0[13]。

圖2 E類功率放大器的原理Fig.2 The principle of class-E amplifier

為了使E類功率放大器保持高效穩(wěn)定的工作狀態(tài)，往往需要在設(shè)計(jì)中加入反饋調(diào)節(jié)。反饋調(diào)節(jié)按照調(diào)節(jié)環(huán)路位置可以分為體內(nèi)反向數(shù)據(jù)反饋和體外閉環(huán)反饋；按照反饋輸入信號(hào)類型可分為電壓反饋和電流反饋；按反饋輸出類型可分為反饋到開關(guān)和反饋到輸入電源。

反饋到開關(guān)的調(diào)節(jié)方案檢測(cè)電路的振蕩狀態(tài)，在滿足零電壓切換(ZVS)和零導(dǎo)數(shù)切換(ZDS)條件的最佳時(shí)間點(diǎn)控制開關(guān)的通斷，保證發(fā)射電路有較大轉(zhuǎn)換效率。此外，Kessler DJ等[15]從理論上推導(dǎo)了開關(guān)控制信號(hào)占空比與功率放大器電路元件損耗的關(guān)系，為避免轉(zhuǎn)換效率的顯著降低，開關(guān)控制信號(hào)占空比應(yīng)大于30%。Baker MW等[16]設(shè)計(jì)了一種漏極電壓反饋控制開關(guān)的電路，通過直接檢測(cè)漏極電壓Vs判斷開關(guān)通斷條件。該電路工作頻率在4.5 MHz左右，鏈接效率最高達(dá)74%。Ziaie B等[17]設(shè)計(jì)了一種初級(jí)線圈電壓反饋控制開關(guān)的電路，工作頻率3.9 MHz，效率達(dá)71%。

反饋到輸入電源的調(diào)節(jié)通過改變功率放大器的輸入電源電壓或者電流，進(jìn)而調(diào)節(jié)功率放大器的輸出功率。Wang G等[18]設(shè)計(jì)了一種電流反饋控制電源輸出的電路，檢測(cè)初級(jí)線圈電流的變化，調(diào)節(jié)E類功率放大器輸入電壓。該電路工作頻率1 MHz，總效率達(dá)65.8%。

2.2 線圈耦合效率的優(yōu)化

基于低能磁鏈耦合的無線能量傳輸中，優(yōu)化線圈或耦合鏈接對(duì)提高該類無線傳輸?shù)男适种匾猍9]。Harrison R建立了可植入設(shè)備的電磁耦合效率理論模型[19]。根據(jù)該模型，耦合因子越大，系統(tǒng)耦合效率和能量傳輸效率就越高，而耦合因子與體內(nèi)外線圈幾何尺寸、耦合距離和等效電感等相關(guān)。

視覺假體植入部位通常是頭部或者眼部，實(shí)際應(yīng)用中其耦合線圈的幾何尺寸和耦合距離都受到嚴(yán)格的限制。線圈優(yōu)化主要包括提高線圈品質(zhì)因數(shù)Q和降低線圈上的功率損失。高Q值線圈有利于提高耦合效率和能量傳輸效率，但Q值過高也會(huì)導(dǎo)致射頻發(fā)射電路的可操作域變窄：電路中元件的微小變化都會(huì)導(dǎo)致電路諧振頻率點(diǎn)的較大遷移[19]。降低線圈上的功率損失，就要減小線圈的等效交流阻值。對(duì)于較高頻率的無線能量和數(shù)據(jù)傳輸，線圈上的趨膚效應(yīng)和鄰近效應(yīng)較為明顯，可考慮采用特殊線材和繞線方式減小這類高頻效應(yīng)，比如采用利茲線繞制線圈（有效頻段大約在103Hz～106Hz數(shù)量級(jí)之間）[20]。Yang Z等[21]提出了根據(jù)線圈內(nèi)外徑、匝數(shù)、線徑、股數(shù)、直流電阻和應(yīng)用頻率等參數(shù)計(jì)算線圈等效交流電阻、電感、寄生電容的模型，并提供了分析線圈適用頻率范圍的方法。

3 數(shù)據(jù)傳輸設(shè)計(jì)與優(yōu)化

視覺假體對(duì)準(zhǔn)確性、實(shí)時(shí)性和數(shù)據(jù)傳輸速率有較高的要求。為了達(dá)到閃光融合(Flicker Fusion)閾值，保持視覺感知的連續(xù)性，視覺假體數(shù)據(jù)傳輸幀率要求維持在(10～50)fps之間甚至更高，其中視網(wǎng)膜上假體（Epiretina Prosthesis）的幀率要達(dá)到(40～50)fps[22]。以1024電極視網(wǎng)膜上視覺假體為例，假設(shè)每個(gè)電極控制命令25 bit，幀率40 fps，則數(shù)據(jù)傳輸速率須高于1 Mbps。此外，設(shè)計(jì)數(shù)據(jù)傳輸時(shí)還要考慮如何消除能量傳輸對(duì)數(shù)據(jù)信號(hào)的干擾。

3.1 雙頻傳輸用于提高傳輸速率

目前視覺假體無線數(shù)據(jù)傳輸主要有單頻傳輸和雙頻傳輸兩類。單頻傳輸中數(shù)據(jù)傳輸與能量傳輸使用同一對(duì)耦合線圈和相同的載波頻率。數(shù)據(jù)信號(hào)通過一定的調(diào)制方式加載到載波上，接收端恢復(fù)的能量大小則取決于載波強(qiáng)度。提高載波頻率有利于擴(kuò)寬數(shù)據(jù)帶寬，提高傳輸速率，卻不利于能量傳輸。一般而言，載波頻率越高，傳輸能量的組織吸收比越大，能量傳輸效率越低，無線傳輸?shù)挠行疃仍叫23]。因此，單頻傳輸中載波頻率不宜過高或者過低，要平衡數(shù)據(jù)傳輸速率和能量傳輸效率的要求。該類方案適用較低數(shù)據(jù)傳輸速率和對(duì)能量傳輸效率要求不高的情況。

當(dāng)傳輸功率較大、數(shù)據(jù)傳輸速率較高時(shí)，數(shù)據(jù)傳輸和能量傳輸對(duì)載波頻率的不同要求愈發(fā)難以平衡，單頻傳輸?shù)牟蛔阒鸩斤@現(xiàn)。針對(duì)這一情況，加州大學(xué)的Liu W小組[24-25]提出了用于視覺假體的雙頻無線能量和數(shù)據(jù)傳輸。該方案分離了能量傳輸和數(shù)據(jù)傳輸，提出采用兩對(duì)不同的耦合線圈、分別以不同頻率的載波傳輸數(shù)據(jù)與能量信號(hào)，既能提高數(shù)據(jù)傳輸?shù)乃俾?，又能保持能量傳輸?shù)母咝?。雙頻傳輸中也可以根據(jù)能量和數(shù)據(jù)傳輸?shù)牟煌蠓謩e對(duì)各自的耦合線圈進(jìn)行優(yōu)化：能量傳輸?shù)木€圈遵循高Q值原則，頻帶窄，以獲得高效率；而數(shù)據(jù)傳輸?shù)木€圈遵循較低Q值原則，頻帶寬，更有利于高速率[26]。Liu W小組的方案中，數(shù)據(jù)載波頻率達(dá)到20 MHz或22 MHz，數(shù)據(jù)傳輸速率最高可達(dá)2 Mbps；能量載波頻率達(dá)1 MHz或2 MHz，能為256電極視覺假體裝置穩(wěn)定供能。

雙頻傳輸中還要考慮能量線圈和數(shù)據(jù)線圈的相對(duì)安放位置。一種方式是能量線圈和數(shù)據(jù)線圈同軸平行放置。該方式空間排布緊湊，但是能量線圈和數(shù)據(jù)線圈之間存在復(fù)雜的交叉耦合關(guān)系，能量耦合與數(shù)據(jù)耦合相互干擾較大，這導(dǎo)致傳輸?shù)臄?shù)據(jù)信號(hào)不僅包含較多的噪聲，還會(huì)因?yàn)槟芰狂詈想姶艌?chǎng)的抵消作用而減弱強(qiáng)度[24]。Zhou M等[25]提出了一種適用于同軸平行耦合線圈數(shù)據(jù)傳輸?shù)腄PSK技術(shù)，可以有效抵抗能量信號(hào)對(duì)數(shù)據(jù)信號(hào)的干擾。Ghovanloo M等[27]提出了另一種雙線圈對(duì)的安放方法：能量線圈和數(shù)據(jù)線圈相互垂直放置。該方法可大大削弱兩對(duì)線圈間的交叉耦合，同時(shí)盡可能增大每對(duì)線圈的耦合強(qiáng)度，保證了選擇不同能量和數(shù)據(jù)載波頻率的靈活性。

3.2 調(diào)制方式的選擇和改進(jìn)

視覺假體無線數(shù)據(jù)傳輸中常用的數(shù)據(jù)調(diào)制解調(diào)方式有幅移鍵控（ASK）、頻移鍵控（FSK）和相移鍵控（PSK）三種基本類型及由其衍生的負(fù)載變化鍵控（Load Shift Keying，LSK）、差分移相鍵控（Differential Phase Shift Keying，DPSK）等多種形式。數(shù)據(jù)調(diào)制和解調(diào)方式關(guān)系到數(shù)據(jù)傳輸?shù)臏?zhǔn)確性和電路設(shè)計(jì)的復(fù)雜性，也可能影響能量傳輸?shù)男省：线m的數(shù)據(jù)調(diào)制和解調(diào)方式應(yīng)當(dāng)充分考慮傳輸速率和實(shí)際環(huán)境，能在一定程度上抑制能量傳輸和外環(huán)境干擾，簡(jiǎn)單高效地實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)傳輸。

ASK是最簡(jiǎn)單調(diào)制形式，在神經(jīng)假體早期設(shè)計(jì)中經(jīng)常被采用，傳輸速率在(8～250)kbps之間[28]。采用ASK的方案具有電路結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單的優(yōu)點(diǎn)，但調(diào)制深度受載波傳輸能量要求的制約，傳輸速率較低。相比ASK而言，采用FSK方法可以獲得更高的傳輸速率（最高可超過2.5 Mbps）[29-30]。FSK方法對(duì)載波頻帶有較多要求。FSK信號(hào)調(diào)制深度受制于數(shù)據(jù)傳輸速率和載波頻率的比值，要同時(shí)獲得高速率和大調(diào)制深度就必須提高載波頻率；在單頻傳輸中難以同時(shí)保證高數(shù)據(jù)傳輸速率和高能量傳輸效率。

PSK同樣適用于較高速率的數(shù)據(jù)傳輸，傳輸不易受載波幅度和頻率波動(dòng)的影響，具有較好的抗干擾能力。相比FSK，PSK對(duì)載波頻帶要求低，也能達(dá)到較好的能量傳輸效率[32-33]。然而，PSK方案設(shè)計(jì)中往往需要鎖相環(huán)等部件實(shí)現(xiàn)信號(hào)鎖定，電路較為復(fù)雜。Zhou M等[25]在PSK方式基礎(chǔ)上進(jìn)一步改進(jìn)，提出一種非相干DPSK技術(shù)，適用于較大功率的雙頻傳輸。該技術(shù)利用數(shù)據(jù)載波相位變化編碼，通過二次采樣方法實(shí)現(xiàn)DPSK解調(diào)，可以在不需要鎖相環(huán)和ADC的條件下完成高速度的數(shù)據(jù)傳輸。該方法能有效抵抗能量信號(hào)對(duì)數(shù)據(jù)信號(hào)的干擾，保證雙頻系統(tǒng)中數(shù)據(jù)傳輸?shù)臏?zhǔn)確性。

LSK又常被稱為反射調(diào)制，一般用于體內(nèi)裝置向體外的反向信息傳輸。該方法通過改變次級(jí)電路負(fù)載阻抗，經(jīng)耦合線圈將這種變化傳回初級(jí)電路，實(shí)現(xiàn)信息的反向傳輸。Tang Z等[31]設(shè)計(jì)了一種實(shí)現(xiàn)LSK的電路配置調(diào)制器，分析了調(diào)制原理，并驗(yàn)證了相關(guān)電路的有效性。Wang G[18]在一種具有雙向數(shù)據(jù)傳輸能力的生物可植入假體設(shè)計(jì)中應(yīng)用了類似原理。FSK、PSK及其衍生方式也常被用于反向數(shù)據(jù)傳輸[27,34]。

4 總結(jié)

視覺假體是視覺功能修復(fù)的重要手段。無線傳輸系統(tǒng)要為體內(nèi)植入部分高效率大功率地供能，利用容量有限的體外便攜式電源維持盡可能長(zhǎng)的續(xù)航時(shí)間；同時(shí)高速率地傳輸數(shù)據(jù)，保證視覺假體工作的實(shí)時(shí)性要求。為了提高電刺激所誘發(fā)假體視覺的空間分辨率，增強(qiáng)植入者的視覺感知能力，仍需提高視覺假體裝置體內(nèi)植入的電極數(shù)目。而隨著電極數(shù)目的增多，體內(nèi)裝置的功耗和數(shù)據(jù)傳輸量也將大大增加。這是視覺假體經(jīng)皮無線傳輸研究中有待解決的重要問題。

本文回顧了視覺假體中無線傳輸?shù)幕驹恚懻摿藷o線能量和數(shù)據(jù)傳輸設(shè)計(jì)中的主要考慮因素，并對(duì)當(dāng)前的設(shè)計(jì)方法進(jìn)行了綜述。這些因素與設(shè)計(jì)方法有助于優(yōu)化無線傳輸?shù)鸟詈蠗l件，保持較大功率無線能量傳輸中的系統(tǒng)效率，提高數(shù)據(jù)傳輸?shù)乃俾剩瑴p小能量傳輸與數(shù)據(jù)傳輸?shù)南嗷ジ蓴_，對(duì)高分辨率假體裝置的設(shè)計(jì)具有一定的指導(dǎo)意義。隨著高分辨率視覺假體系統(tǒng)的發(fā)展，更加高效、高速、微型的無線傳輸方案也將不斷出現(xiàn)。

[1]Pascolini D,Mariotti SP.Global estimates of visual impairment:2010[J].Brit J Ophthalm,2012,96: 614-618.

[2]Foster A,Gilbert C,Johnson G.Changing patterns in global blindness: 1988–2008[J].Commun Eye Health,2008,21(67):37–39.

[3]Zhao Y,Lu Y,Tian Y,et al.Image processing based recognition of images with a limited number of pixels using simulated prosthetic vision[J].Inform Sci,2010,180(16): 2915–2924.

[4]Robert W,Thompson Jr,David Barnett G,et al.Facial recognition using simulated prosthetic pixelized vision[J].Invest Ophthalmol Vis Sci,2003,44(11): 5035-5042.

[5]Cha K,Horch KW,Normann RA,et al.Reading speed with a pixeli zed vision system[J].JOSA A,1992,9(5): 673-677.

[6]Chader GJ,Weiland J,Humayun MS,et al.Artificial vision: needs,functioning,and testing of a retinal electronic prosthesis[J].Prog Brain Res,2009,175: 317-332.

[7]Chen K,Yang Z,Hoang L,et al.An integrated 256-channel epiretinal prosthesis[J].IEEE J Solid-Stat Circuit,2010,45(9):1946-1956.

[8]Vecchia P,Matthes R,Ziegelberger G,et al.Exposure to high frequency electromagnetic fields,biological effects and health consequences (100 kHz-300 GHz)[M/OL].ICNIRP,2009.

[9]Vandevoorde G,Puers R.Wireless energy transfer for standalone systems: a comparison between low and high power applicability[J].Sensor Actuat A: Phys,2001,92(1–3): 305–311.

[10]Sokal NO,Sokal AD.Class E-A new class of high-efficiency tuned single-ended switching power amplifiers[J].IEEE J Solid-Stat Circuit,1975,10(3): 168-176.

[11]Raab F.Idealized operation of the class E tuned power amplifier[J].IEEE Trans Circuit Syst,1977,24(12):725-735.

[12]Tu SH,Toumazou C.Effect of the loaded quality factor on power efficiency for CMOS class-E RF tuned power amplifiers[J].IEEE Trans Circuit Syst,1999,46(5): 628-634.

[13]Sokal NO.Class-E High-Efficiency RF/Microwave Power Amplifiers: Principles of Operation,Design Procedures,and Experimental Verification[J].Analog Circuit Design,2003: 269-301.

[14]Sokal NO.Class-E switching-mode high-efficiency tuned RF/microwave power amplifier: improved design equations[J].IEEE MTT-S Int Microwav Symp Digest,2000,2: 779-782.

[15]Kessler DJ，Kazimierczuk MK.Power losses and efficiency of Class-E power amplifier at any duty ratio[J].IEEE Trans Circuit Syst-I,2004,51 (9 ): 1675-1689.

[16]Baker MW,Sarpeshkar R.Feedback analysis and design of RF power links for low-power bionic systems[J].IEEE Trans Biomed Circuit Syst,2007: 28-38.

[17]Ziaie B,Rose SC,Nardin MD.A self-oscillating detuninginsensitive class-E transmitter for implantable Microsystems[J].IEEE Trans Biomed Eng,2001,48(3): 397-400.

[18]Wang G,Liu W,Sivaprakasam M.Design and analysis of an adaptive transcutaneous power telemetry for biomedical implants[J].IEEE TCAS-I,2005,52(10): 2109-2117.

[19]Harrison RR.Designing efficient inductive power links for implantable devices[J].IEEE Int Symp Circuit Syst,2007: 2080-2083.

[20]Bartoli M,Noferi N,Reatti A,et al.Modeling Litz-wire winding losses in high-frequency power inductors[C].27th IEEE PESC,1996,2: 1690-1696.

[21]Yang Z,Liu W,Basham E.Inductor modeling in wireless links for implantable electronics[J].IEEE Trans Magn,2007,43(10): 3851-3860.

[22]Chena SC,Suaninga GJ,Morleyb JW,et al.Simulating prosthetic vision: I.Visual models of phosphenes[J].Vis Res,2009,49(12):1493–1506.

[23]Poon ASY,O'Driscoll S,Meng TH.Optimal frequency for wirelesspower transmission into dispersive tissue[J].IEEE Trans Antenn Propag,2010,58(5): 1739-1750.

[24]Wang G,Liu W,Sivaprakasam M,et al.A dual band wireless power and data telemetry for retinal prosthesis[J].28th IEEE EMBS,2006: 4392-4395.

[25]Zhou M,Yuce MR,Liu W.A non-coherent DPSK data receiver with interference cancellation for dual-band transcutaneous telemetries [J].IEEE J Solid-stat Circuit,2008,43(9): 2003-2012.

[26]Wang G,Wang P,Tang Y,et al.Analysis of dual band power and data telemetry for biomedical implant[J].IEEE Trans Biomed Circuit Syst,2012,6(3): 208-215.

[27]Ghovanloo M,Atluri S.A wide-band power-efficient inductive wireless link for implantable microelectronic devices using multiple carriers[J].IEEE TCAS-I,2007,54(10): 2211-2221.

[28]Charles CT.Wireless data links for biomedical implants: current research and future directions[C].IEEE BIOCAS,2007: 13-16.

[29]Harisson R,Watkins P,Kier R,et al.A low-power integrated circuit for a wireless 100-electrode neural recording system[J].IEEE J Solid-Stat Circuit,2007,42(1): 123–133.

[30]Ghovanloo M,Najafi K.A Wireless Implantable Multichannel Microstimulating System-on-a-Chip With Modular Architecture[J].IEEE Trans Neur Syst Rehabil Eng,2007,15(3): 449-457.

[31]Tang Z,Smith B,Schild JH,et al.Data transmission from an implantable biotelemeter by load-shift keying using circuit configuration modulator[J].IEEE Trans Biomed Eng,1995,42(5):524-528.

[32]Coulombe J,Sawan M,Gervais JF.A highly flexible system for microstimulation of the visual cortex: design and implementation[J].IEEE Trans Biomed Circuit Syst,2007,1(4): 258-269.

[33]Simard G,Sawan M,Massicotte D.High-speed OQPSK and efficient power transfer through inductive link for biomedical implants[J].IEEE Trans Biomed Circuit Syst,2010,4(3): 192-200.

[34]Piedade M,Gerald J,Sousa LA,et al.Visual neuroprosthesis: a non invasive system for stimulating the cortex[J].IEEE TCAS-I,2005,12: 2648-2662.