植入式医疗装置、电力传输设备及植入式医疗系统的制作方法 专利技术说明

发电;变电;配电装置的制造技术1.本发明涉及医疗设备，具体涉及一种植入式医疗装置、用于植入式医疗装置的电力传送设备及植入式医疗系统。背景技术：2.植入式医疗装置在生物医疗领域中应用广泛。在基于生物医学应用的无线电力传送系统中，接收电路是植入设备在人体内有效工作的关键，其很大程度地影响植入式医疗装置的整体运作效率及质量。接收电路决定了接收端所接收到的能量转换成供后续设备使用的直流功率的效率。现有的接收电路效率较低，可能导致植入装置无法保持持续有效的运作。此外，接收电路所损耗的能量还可能使植入式医疗装置因过热而使用者人体组织或器官等部位造成不良影响。技术实现要素：3.根据一个方面，本发明提供一种植入式医疗装置。植入式医疗装置包括壳体、置于壳体内的接收线圈及耦接于接收线圈的接收电路。接收电路包括电压倍增器，所述电压倍增器设置为从接收线圈接收低电压输入并向负载提供升电压输出。所述电压倍增器包括串联耦接的第一二极管组及第二二极管组，第一二极管组及第二二极管组分别包括多个同极并联的二极管。4.根据一个优选方案，第一二极管组及第二二极管组具有相同数量的并联连接的二极管。5.根据一个优选方案，所述接收线圈为平面线圈，平面线圈所处线圈平面平行于所述壳体的横截面。6.根据一个优选方案，所述接收电路还包括耦接于所述电压倍增器与所述负载之间的稳压器，其中所述稳压器被设置为可稳定提供于所述负载的升压电压。7.根据另一方面，本发明提供一种适用于如上所述的植入式医疗装置的电力传送设备，所述电力传送设备包括发射线圈组件及驱动电路。发射线圈组件定义有供电传输区。驱动电路耦接于所述发射线圈组件。其中发射线圈组件被设置为以无线方式向位于传输区中的植入式医疗装置传输电力。8.根据一个优选方案，发射线圈组件包括驱动线圈，所述驱动线圈耦接于所述驱动电路，其中所述驱动线圈具有线圈直径及定义有纵向轴线，供电传输区位于所述线圈直径范围内且沿所述纵向轴线分布。9.根据一个优选方案，发射线圈组件还包括第一谐振线圈及第二谐振线圈，所述第一谐振线圈及第二谐振线圈与所述驱动线圈间隔设置且位于所述传输区内，其中所述第一谐振线圈及所述第二谐振线圈设置于所述驱动线圈的沿所述轴向轴线的两侧。10.根据一个优选方案，第一谐振线圈及第二谐振线圈与所述驱动线圈的间隔距离小于所述驱动线圈的直径，其中所述供电传输区由所述驱动线圈及所述谐振线圈共同生成。11.根据又一方面，本发明提供一种发射线圈组件，所述发射线圈组件形成有供电传输区、驱动电路及植入式医疗装置。所述驱动电路耦接于所述发射线圈组件。所述发射线圈组件被设置为以无线方式向设置位于所述供电传输区中的所述植入式装置植入式医疗装置传输电力。12.以下结合附图提供具体示例的详细描述进一步说明本发明的技术方案。13.附图简要说明14.图1为根据本发明一个实施例的植入式医疗系统及一个应用场景示意图。15.图2为根据本发明一个实施例的植入式医疗系统及另一应用场景示意图。16.图3为图1及图2所示植入式医疗装置的架构示意图。17.图4为图3所示植入式医疗装置的电路图。18.图5为根据本发明另一实施例的植入式医疗装置电路图。19.图6为根据本发明又一实施例的植入式医疗装置电路图。20.图7为根据本发明再一实施例的植入式医疗装置电路图。21.图8为根据本发明另一实施例的植入式医疗装置电路图；22.图9为根据本发明一个实施例的电力传送设备的示意图。23.图10为图9所示电力传输设备的发射线圈组件示意图。24.图11为根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器与现有技术全桥整流器、倍压型整流器在相同输入功率下的实测输出功率曲线对比图。25.图12为根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器与现有技术全桥整流器、倍压型整流器在相同输入功率下的实测交流-直流转换效率曲线对比图。具体实施方式26.根据一个实施例，如图1所示，本发明提供一种植入式医疗系统100，例如一种用于人体体征数据检测的植入式医疗系统。植入式医疗系统100包括电力传送设备200及植入式医疗装置300。电力传送设备200设置为可以无线方式向位于供电传输区中的植入式医疗装置300传送电力。植入式医疗装置300可以是植入使用者80体内的诊疗器械或设备，例如内窥镜、各种传感器等。电力传送设备200围绕设置于使用者80的躯干或某个肢体的外部，使得植入式医疗装置300处于电力传送设备200所产生的电磁场内。27.在图1所示的实施例应用场景中，电力传送设备200包括发射线圈组件210。发射线圈组件210可包括一个线圈212，或相互间隔设置的多个发射线圈212、222、232，及耦接于其中一个线圈212的电路，或分别耦接于相应发射线圈212、222、232的电路。术语“耦接”涵义包括两个或多个部件通过直接或间接方式连接，使得两个部件可形成功能连接。可根据植入式医疗装置300在运作状态下与发射线圈组件210之间的距离以及植入式医疗装置300的供电需求，设定发射线圈的数量及/或每个发射线圈的匝数。28.电力传送设备200以无线方式向植入式医疗装置300传输电力，有益地使得植入式医疗装置300中无需设置电源，从而可使得植入式医疗装置300具有较小体积，或在保持体积不变的情况下有效利用植入式医疗装置300的可用空间，简化及优化植入式医疗装置300的整体架构。在该实施例中，植入式医疗装置300包括接收线圈组件320，以及耦接于接收线圈组件320的接收电路。在其他实施例中，植入式医疗装置300还可包括多个接收线圈组件。29.在如图2所示的实施例中，植入式医疗装置300植入使用者的臂部82，电力传送设备200围绕设置于臂部82的外部。在该示例中，由于臂部82的外径小于躯干部位，可根据植入式医疗装置300与发射线圈组件210之间的距离设定线圈组件的数量及/或线圈的匝数。例如，电力传送设备200可设置为具有单一发射线圈或一对线圈组件。30.如图3及图4所示，根据一个实施例，本发明的植入式医疗装置300包括壳体310；设置于壳体310内的接收线圈320，以及电耦接于接收线圈320的接收电路330。接收线圈320设置为可接收发射线圈组件210所发射的交变磁场，将电磁波转换为电流并向接收电路330供电。接收线圈320位于壳体310内部的谐振腔中。谐振腔内接收到的收发射线圈组件210所发射的电磁波在接收线圈320中产生感应交流电，并通过接收电路330转换为可对植入式装置供电的直流电。如图3所示，接收线圈320设置为平面线圈。平面线圈320定义有线圈平面302，线圈平面302平行于壳体310的横截面。根据另一实施例，如图5所示，接收线圈可设置为立体线圈321，例如缠绕为沿柱面分布的螺旋弹簧状线圈。立体线圈321可设置于植入式医疗装置的壳体内部或嵌装于壳体的内表面，从而节省接收线圈321在植入式医疗装置300内所占据的空间。接收线圈320、321的结构形态可根据具体应用设置。31.如图4及图5所示，接收电路330包括电压倍增器332。电压倍增器332耦接于负载340(rl)与接收线圈320/321(l1)之间。电压倍增器332可产生高于输入电压的输出电压，输出电压的电压值可达到输入正弦输入的峰峰值。电压倍增器332设置为从接收线圈320/321接收低电压输入，并向负载340提供升电压输出。接收线圈320/321(lr0)与谐振电容322(c1)构成接收谐振电路，电容324(c2)与负载340并联连接，作为滤波电容。接收电路330的谐振频率可通过接收线圈320/321及谐振电容322的设置调整为与电力传送端的谐振频率相同。32.电压倍增器332包括串联耦接的第一二极管组334及第二二极管组336。第一二极管组334包括同极并联的二极管，例如图4所示的两个二极管d11、d12，或如图6所示的三个二极管d21、d22、d23。第二二极管组336包括同极并联的二极管，例如图4所示的两个二极管d21及d22，或如图6所示的三个二极管d21、d22、d23。33.第一二极管组334及第二二极管组336具有相同数量的同极并联的二极管。二极管可为肖特基二极管。并联拓扑连接的肖特基二极管使得电路具有相同的导通电压。同时，并联拓扑连接的肖特基二极管可减小电流路径中的串联电阻(rs)，从而可以提高整流效率。随着并联二极管并联级数的增加，串联电阻随之减小，从而整流效率及输出电压也随之增加及提高。34.根据另一实施例，如图7及图8所示，接收电路330还包括稳压器350。稳压器350耦接于电压倍增器332与负载340(rl)之间，提供稳定电压输出，供后续电路(例如负载340)使用。稳压器350可以是低压差型稳压器350a，例如spx3819芯片。可替代地，稳压器350可以是升降压式稳压器350b，例如ltc3129-1芯片。35.图9及图10示出根据本发明的电力传送设备200的实施例。电力传送设备200包括发射线圈210及耦接于发射线圈210的电路。发射线圈210定义传输区202，发射线圈210被设置为以无线方式向位于传输区202中的植入式医疗装置300传送电力。发射线圈210可包括多个线圈212、222、232及耦接于各发射线圈212、222、232的对应电路214、224、234。36.发射线圈210可设置为驱动线圈212(lt0)，并且电路214设置为驱动电路214。驱动线圈212定义纵向轴线204及具有线圈直径(d)。驱动线圈212与驱动电路214形成电耦接，驱动电路214的输出端连接于驱动线圈212。驱动电路214与发射线圈之间连接有谐振电容(ct0)。发射线圈222还可包括第一谐振线圈222(lt1)并且电路224设置为第一谐振电路224。第一谐振电路224包括第一谐振电容(ct1)。第一谐振线圈222与第一谐振电路224形成电耦接。类似地，发射线圈210还可包括第二谐振线圈232(lt2)，并且电路234设置为第二谐振电路234。第二谐振电路234包括第二谐振电容(ct2)。第二谐振线圈232与第二谐振电路234形成电耦接。每个谐振线圈222/232与驱动线圈212间隔设置，其中第一谐振线圈222与第二谐振线圈232设置于驱动线圈212的沿纵向轴线204的两侧。作为一个示例，各谐振线圈222/232与驱动线圈212的间隔距离小于驱动线圈212的直径(d)。作为另一示例，各个谐振线圈222/232与驱动线圈212的间隔距离为驱动线圈212直径(d)的一半(d/2)。谐振线圈222/232与驱动线圈212对称设置。在该实施例中，传输区202由发射线圈212及谐振线圈222/232共同生成。37.根据一个实施例的驱动电路214，可包括半桥逆变器及/或mazzilli零电压开关振荡器电路。驱动电路214可将直流电源转换成高频电流i1，，其中i1＝i1 sinωt。高频电流i1流经驱动线圈212(lt0)，导致驱动线圈212(lt0)产生交变磁场。在驱动线圈212的对称两侧设置的谐振线圈222/232，有助于增加磁场分布的均匀性。三个线圈缠绕方向一致，即同名端一致。38.三个线圈中的每两个线圈之间产生互感，满足以下公式：[0039][0040]其中mxy为发射线圈组件210中，线圈ltx与线圈lty之间的互感；kxy为线圈ltx与线圈lty之间的耦合系数；lx及ly分别为产生互感的线圈ltx与线圈lty的电感值；x＝0,1,2,y＝0,1,2,且x≠y。[0041]三个发射线圈可以由相同材料制造，并且缠绕方向及匝数均相同，因此具有相同的电感值，即lt0＝lt1＝lt2。根据发射线圈组的发射线圈位置，m01(m10)＝m02(m20)》m12(m21)。为使驱动电路与第一谐振电路224及第二谐振电路234的实际谐振在同一频率，谐振电容可设置为：ct0《ct1＝ct2。[0042]图11及图12为根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器332与现有技术全桥整流器、倍压型整流器在相同输入功率下在实际测试中的输出功率及直流转换效率对比图。其中，a代表全桥整流器的数据曲线，b代表倍压型整流器的数据曲线，c代表根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器332的数据曲线。如图11及图12所示，当输入功率在5dbm与15dbm之间且负载为100欧姆时，现有技术全桥整流电路的输出功率与效率是三种整流器中最低的。与现有倍压型整流器相比，根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器332在输出电压和整流效率上都有较显著提高。例如，当输入功率为15dbm时，根据本发明植入式医疗装置的电压倍增器332可以提供近90％的整流效率。[0043]在实际应用中，稳压器用于保证输出稳定的直流功率。低压差型稳压器芯片，例如spx3819芯片，或升降压式稳压器芯片，例如ltc3129-1芯片，可提供稳定的直流输出。整流器的尺寸可以最小化到10mm×10mm的尺寸。当输入功率为21.20dbm，电压倍增器332与稳压器spx3819构成的接受端电路交流-直流转换效率为84.84％。当输入功率为21.40dbm，电压倍增器332与稳压器ltc3129-1构成的接受端电路交流-直流转换效率为79.47％，两种接收端电路均可为100欧姆负载提供稳定3.3v直流电压输出。[0044]根据本文中所使用的，除非另外明确指出，否则单数“一”及“一个”可以被解释为包括复数“一个或多个”。[0045]以上出于说明及描述的目的以示例呈现本发明，因此不旨在穷举或限制。许多修改及变化对于本领域普通技术人员来说可以是明显并易于理解的。选择及描述示例实施例是为了解释原理及实际应用，并且使本领域普通技术人员能够理解本发明的各种实施例，其具有适合于预期的特定用途的各种修改。[0046]因此，尽管这里已经参考附图描述说明性示例实施例，但是应理解，描述不是限制性的，并且本领域技术人员可以在其中实现各种其他变化及修改而不脱离本公开的范围。









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