【作 者】雷旭平，吳開杰，趙磊，柴新禹

上海交通大學生物醫(yī)學工程學院，上海市，200240

0 引言

視覺假體是一種用于視覺功能修復的神經(jīng)假體，通過對生物體視覺神經(jīng)系統(tǒng)進行功能性電刺激，部分恢復視覺感受。視覺假體的主要目的是修復老年黃斑變性(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)和民間研究機構的相關報道，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，研究視覺假體對于相關疾病致盲患者的視覺功能修復具有重要的價值和意義。目前國際上多個國家的高校、研究機構致力于該領域的研究，并取得了不同程度的研究進展，如美國多所知名大學和Second Sight公司聯(lián)合的Artificial Retina Project小組、麻省理工學院和哈佛大學聯(lián)合的Boston Retina Implant Project小組以及德國Tübingen大學的Zrennner小組等。2013年2月，美國Second Sight公司宣布其推出的60電極視覺假體Argus II獲得美國食品及藥物管理局（FDA）的使用批準，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，不能滿足視覺修復的需求。相關心理物理學實驗結果表明，物體識別和人臉識別需要超過250個電極[3-4]，而實現(xiàn)有效的語段閱讀電極陣列應達到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，從而增強植入者的視覺感受。隨著MEMS加工、生物材料等技術的發(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增加到幾百個，美國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[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_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外向體內供能。當系統(tǒng)功耗顯著增加時體外便攜式電源的有效續(xù)航時間將明顯減小，不利于便攜式長期應用。此外，大功率近場無線傳輸可能導致植入局部的生物組織熱效應和非熱效應，存在潛在健康風險。因此設計中應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[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計要求，進而針對其特點分別介紹了能量傳輸和數(shù)據(jù)傳輸?shù)目紤]因素和設計方法，對高分辨率假體裝置的設計具有一定的指導意義。

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植入部分。接收裝置植入體內（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，也更便于實際使用。

無線傳輸系統(tǒng)的總體結構如圖1所示。視覺信息在體外經(jīng)過采集與處理，轉化為特定數(shù)據(jù)編碼，傳給發(fā)射電路。發(fā)射電路按特定的調制方式將數(shù)據(jù)編碼（前向數(shù)據(jù)）加載到發(fā)射信號上，經(jīng)由射頻功率放大器、體內外耦合線圈對傳輸?shù)襟w內植入裝置。能量信號也會同時傳送到體內植入裝置。體內植入裝置的射頻收發(fā)電路從接收信號中恢復出數(shù)據(jù)、時鐘和能量，傳給神經(jīng)微刺激器，產(chǎn)生相應的刺激電流，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）。一些方案在體內植入裝置中設置了傳感及監(jiān)測電路，能夠監(jiān)測體內植入裝置的供電狀態(tài)、電極阻抗和溫度等參量，根據(jù)需要將體內信息（反向數(shù)據(jù)）傳輸?shù)襟w外裝置，用于反饋控制和調節(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 能量傳輸設計與優(yōu)化

視覺假體的無線能量傳輸中，線圈耦合條件相對較差，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，且易受線圈相對位置影響[9]。在設計能量傳輸時，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計直接影響無線能量傳輸?shù)男?，因此對整個無線傳輸系統(tǒng)至關重要。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，其理論轉換效率最高達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 E類功率放大器的電路架構與理論做了詳盡的闡述。在此基礎上，Rabb FH[11]提出了經(jīng)典分析和參數(shù)設計方法。Tu SH等[12]分析了負載的品質因數(shù)對放大器轉換效率的影響。

如圖2所示，E類功率放大器采用單開關（MOS管M1）結構，發(fā)射線圈電感L1與電容C1、C2構成振蕩網(wǎng)絡。R是發(fā)射端的等效電阻，Lchoke是扼流線圈。PWM信號控制開關周期性導通和截止，使與開關相連的振蕩網(wǎng)絡呈現(xiàn)周期性振蕩。C1和C2的具體數(shù)值可以根據(jù)L1、R和電路品質因素Q計算[13-14]。要使E類功率放大器工作中獲得理想的漏極效率，開關切換時要滿足兩個臨界條件，即零電壓切換(Zerovoltage Switching，ZVS)和零導數(shù)切換(Zero-derivative Switching，ZDS)。前者要求開關導通時其漏極電壓Vd接近0或者開關的飽和偏移電壓，后者則要求開關導通時Vd的導數(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)，往往需要在設計中加入反饋調節(jié)。反饋調節(jié)按照調節(jié)環(huán)路位置可以分為體內反向數(shù)據(jù)反饋和體外閉環(huán)反饋；按照反饋輸入信號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和反饋到輸入電源。

反饋到開關的調節(jié)方案檢測電路的振蕩狀態(tài)，在滿足零電壓切換(ZVS)和零導數(shù)切換(ZDS)條件的最佳時間點控制開關的通斷，保證發(fā)射電路有較大轉換效率。此外，Kessler DJ等[15]從理論上推導了開關控制信號占空比與功率放大器電路元件損耗的關系，為避免轉換效率的顯著降低，開關控制信號占空比應大于30%。Baker MW等[16]設計了一種漏極電壓反饋控制開關的電路，通過直接檢測漏極電壓Vs判斷開關通斷條件。該電路工作頻率在4.5 MHz左右，鏈接效率最高達74%。Ziaie B等[17]設計了一種初級線圈電壓反饋控制開關的電路，工作頻率3.9 MHz，效率達71%。

反饋到輸入電源的調節(jié)通過改變功率放大器的輸入電源電壓或者電流，進而調節(jié)功率放大器的輸出功率。Wang G等[18]設計了一種電流反饋控制電源輸出的電路，檢測初級線圈電流的變化，調節(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提高該類無線傳輸?shù)男适种匾猍9]。Harrison R建立了可植入設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，而耦合因子與體內外線圈幾何尺寸、耦合距離和等效電感等相關。

視覺假體植入部位通常是頭部或者眼部，實際應用中其耦合線圈的幾何尺寸和耦合距離都受到嚴格的限制。線圈優(yōu)化主要包括提高線圈品質因數(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值過高也會導致射頻發(fā)射電路的可操作域變窄：電路中元件的微小變化都會導致電路諧振頻率點的較大遷移[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，線圈上的趨膚效應和鄰近效應較為明顯，可考慮采用特殊線材和繞線方式減小這類高頻效應，比如采用利茲線繞制線圈（有效頻段大約在103Hz～106Hz數(shù)量級之間）[20]。Yang Z等[21]提出了根據(jù)線圈內外徑、匝數(shù)、線徑、股數(shù)、直流電阻和應用頻率等參數(shù)計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)傳輸設計與優(yōu)化

視覺假體對準確性、實時性和數(shù)據(jù)傳輸速率有較高的要求。為了達到閃光融合(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）的幀率要達到(40～50)fps[22]。以1024電極視網(wǎng)膜上視覺假體為例，假設每個電極控制命令25 bit，幀率40 fps，則數(shù)據(jù)傳輸速率須高于1 Mbps。此外，設計數(shù)據(jù)傳輸時還要考慮如何消除能量傳輸對數(shù)據(jù)信號的干擾。

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耦合線圈和相同的載波頻率。數(shù)據(jù)信號通過一定的調制方式加載到載波上，接收端恢復的能量大小則取決于載波強度。提高載波頻率有利于擴寬數(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)傳輸速率和對能量傳輸效率要求不高的情況。

當傳輸功率較大、數(shù)據(jù)傳輸速率較高時，數(shù)據(jù)傳輸和能量傳輸對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)。針對這一情況，加州大學的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，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對各自的耦合線圈進行優(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)載波頻率達到20 MHz或22 MHz，數(shù)據(jù)傳輸速率最高可達2 Mbps；能量載波頻率達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)線圈之間存在復雜的交叉耦合關系，能量耦合與數(shù)據(jù)耦合相互干擾較大，這導致傳輸?shù)臄?shù)據(jù)信號不僅包含較多的噪聲，還會因為能量耦合電磁場的抵消作用而減弱強度[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，可以有效抵抗能量信號對數(shù)據(jù)信號的干擾。Ghovanloo M等[27]提出了另一種雙線圈對的安放方法：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線圈間的交叉耦合，同時盡可能增大每對線圈的耦合強度，保證了選擇不同能量和數(shù)據(jù)載波頻率的靈活性。

3.2 調制方式的選擇和改進

視覺假體無線數(shù)據(jù)傳輸中常用的數(shù)據(jù)調制解調方式有幅移鍵控（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)調制和解調方式關系到數(shù)據(jù)傳輸?shù)臏蚀_性和電路設計的復雜性，也可能影響能量傳輸?shù)男?。合適的數(shù)據(jù)調制和解調方式應當充分考慮傳輸速率和實際環(huán)境，能在一定程度上抑制能量傳輸和外環(huán)境干擾，簡單高效地實現(xiàn)數(shù)據(jù)傳輸。

ASK是最簡單調制形式，在神經(jīng)假體早期設計中經(jīng)常被采用，傳輸速率在(8～250)kbps之間[28]。采用ASK的方案具有電路結構簡單的優(yōu)點，但調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方法對載波頻帶有較多要求。FSK信號調制深度受制于數(shù)據(jù)傳輸速率和載波頻率的比值，要同時獲得高速率和大調制深度就必須提高載波頻率；在單頻傳輸中難以同時保證高數(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的影響，具有較好的抗干擾能力。相比FSK，PSK對載波頻帶要求低，也能達到較好的能量傳輸效率[32-33]。然而，PSK方案設計中往往需要鎖相環(huán)等部件實現(xiàn)信號鎖定，電路較為復雜。Zhou M等[25]在PSK方式基礎上進一步改進，提出一種非相干DPSK技術，適用于較大功率的雙頻傳輸。該技術利用數(shù)據(jù)載波相位變化編碼，通過二次采樣方法實現(xiàn)DPSK解調，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對數(shù)據(jù)信號的干擾，保證雙頻系統(tǒng)中數(shù)據(jù)傳輸?shù)臏蚀_性。

LSK又常被稱為反射調制，一般用于體內裝置向體外的反向信息傳輸。該方法通過改變次級電路負載阻抗，經(jīng)耦合線圈將這種變化傳回初級電路，實現(xiàn)信息的反向傳輸。Tang Z等[31]設計了一種實現(xiàn)LSK的電路配置調制器，分析了調制原理，并驗證了相關電路的有效性。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計中應用了類似原理。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

視覺假體是視覺功能修復的重要手段。無線傳輸系統(tǒng)要為體內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的續(xù)航時間；同時高速率地傳輸數(shù)據(jù)，保證視覺假體工作的實時性要求。為了提高電刺激所誘發(fā)假體視覺的空間分辨率，增強植入者的視覺感知能力，仍需提高視覺假體裝置體內植入的電極數(shù)目。而隨著電極數(shù)目的增多，體內裝置的功耗和數(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)傳輸設計中的主要考慮因素，并對當前的設計方法進行了綜述。這些因素與設計方法有助于優(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?，減小能量傳輸與數(shù)據(jù)傳輸?shù)南嗷ジ蓴_，對高分辨率假體裝置的設計具有一定的指導意義。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.