通过连接部分24仅在一个端部处连接至任何其他单个梁。具有两个相邻的梁 的梁22 (S卩，在两侧跨过相对的间隙G定位）在一个端部处连接至两个相邻梁中的一个，并 且在相对的端部处连接至两个相邻的梁的另一梁。其它来回配置可包括成角度的Z字形图 案、螺旋图案或这些图案的组合，其中，在成角度的Z字形图案中，交替的梁平行，相邻的梁 不平行，并且每个梁都连接至相邻梁的端部。
[0027] 如图1所示，能量采集器10还可以包括一个或多个磁性部件26、28以及壳体30。 磁性部件26、28中的每个都具有相关联的磁场。磁性部件26、28被布置成使得转换器12 的至少一部分工作在相关联的磁场中的一个或多个中。在存在磁场时操作转换器12可以 在转换器中诱发非线性行为。例如，转换器的第二端部18在z方向上的偏转在没有磁性部 件时可以是所施加的力的线性函数，或者至少具有线性区域。磁性部件26、28可以改变给 定的转换器几何形状的力-偏转行为，因为所施加的磁力与转换器与一个或多个磁场的相 对位置一起改变，从而引起非线性行为。例如，磁性部件26、28可使其各自的磁极布置成使 得固定在转换器12的第二端部18处的部件26朝向固定至壳体30的部件28以磁力方式 被吸引（即，图1中向下的方向）。在这种情况下，随着转换器12的第二端部18移动远离 磁性部件28,对于给定的转换器几何形状，初始偏转可以小于正常，但是磁场的降低效应随 着附加的移动而减弱。
[0028] 可替代地，磁性部件26、28各自的磁极可被布置成通过非线性行为的类似诱因而 彼此排斥。在其他示例中，多个磁性部件可通过不同的位置、场强、极布置等进行设置，从而 定制非线性效应。磁性部件26、28中的任何一个均可被替换为在磁性部件的磁场中操作的 铁磁性部件。铁磁部件的移动可能会受磁场的影响，尽管铁磁部件不会积极地对磁场的尺 寸、形状、强度或方向起作用。磁性部件的配置的其他示例描述如下。诱导压电式转换器中 的非线性行为会扩大转换器在该频率处生成有用电量的频率的范围。这种效果大致在图3 的图表中示出，其中，线性能量采集器呈现出位于7赫兹与8赫兹之间的峰值，与转换器的 固有频率相对应，而非线性采集器呈现出扩大的功率带。用于赋予该转换器12非线性行为 以实现相同的益处的其它技术也是可能的。
[0029] 图4是能量采集器10的另一示例的示意图，示出至负载设备或储存设备的电连 接。在这个示例中，个体梁22彼此电隔离（即，传感器层中的一个或多个是不连续的）并 且以并联配置连接到负载。其它配置也是可能的。
[0030] 以下通过用于可植入生物医学设备（即，心脏起搏器）的形式的非限制性示例对 能量采集器进行描述。起搏器的能源需求多年来已显著降低，1微瓦（1.0yW)是现代起搏 器所需的能源的合理上限估计。典型起搏器的尺寸为约42mmX51mmX6mm。在典型起搏器 中，基于电池的动力源约占起搏器的整体尺寸的2/3。进行下面所描述的分析是为了把动力 源的尺寸减小50%，把27_X27_X6_作为能量采集器的最大目标尺寸。在可植入生物 医学装置的设计中，选择生物相容性材料可能是主要问题。最常用的压电材料（PZT)由铅 组成，而铅是有毒的。电池以及起搏器的电路通常封装在由为生物相容材料的钛制成的密 封箱或壳体内，从而确保身体内部与起搏器电池或电路之间无接触。另一设计依据是能量 采集器不应妨碍心脏跳动的动作。将能量采集器或包括能量采集器的设备附接至心脏的外 部会给心脏加载质量负载，可能会有问题。
[0031] 如Kanai等人(IEEETrans.Ultrason.Ferroelectr.Freq. Control43, 791 (1996))所描述以及如图5所示，在心脏附近的振动采用超声波速度测量进 行估计。Kanai测量了位于心室间隔的下侧上的两点的速度，其中，心室间隔为分离心脏左 心室和右心室的壁。因为测量点靠近横膈膜，所以该速度数据是对身体的接近心脏区的部 分的振动的安全估计。
[0032] 以下对具有带如图1所示的来回布置的压电式转换器的线性振动能量采集器的 行为进行分析（无磁性部件）。因为能量采集器的最大目标尺寸相对较小，所以悬臂梁采集 器设计具有有限的悬臂长度，从而导致固有频率过高而不能从心脏调节频率采集能量。来 回转换器图案允许在小包装窗口中构建具有低得多的固有频率的转换器。在图1中所示的 转换器几何形状也可以被称为单压电晶片Z字形几何形状。该几何形状可被设计成具有低 固有频率和高强度。心脏跳动振动的频谱的范围为从不到一赫兹至约50赫兹。对于该分 析，线性能量采集器被配置为主要从心脏跳动振动的39赫兹频率分量采集振动能量，39赫 兹频率分量的幅度相对较高（0. 3ms2)。另外，39赫兹的频率相对高，从而带来更好的电力 生产。通过在谐振操作的Z字形能量采集器生成的功率通过由Karami等人（"Parametric studyofzigzagmicrostructureforvibrationalenergyharvesting(用于振动會泛量 采集的Z字形微结构的参数学习），"J.Microelectromech.Syst. (2012))描述的模型来计 算。该设计过程与由Karami等人（J.Intell.Mater.Syst.Struct. 22, 271 (2011))所描述 的类似，并且对Z字形能量采集器的每个方面都进行了优化以更好地生成功率。
[0033] 对于该第一线性能量采集的分析，使用了最大目标采集器尺寸，其中，Z字形转换 器具有长度为27_的梁。由于黄铜密度大且杨氏模量也相对较大，所以将其用作基底材 料。考虑使用环氧树脂（环氧化物）粘合剂将压电层附接至基底。为该设备选择的市售PZT-5A陶瓷的厚度为00. 01英寸（254微米）。该优化过程导致图6中所示的、功率与基底 厚度之间的关系，其中，最大功率对应于约1800微米的基底厚度。从这种结构输出的功率 为约10微瓦。因而，如果在标称心率激发，那么如上所述确定尺寸且进行配置的线性中尺 度能量采集器可生成为现代起搏器的功率要求（1.0yW)的10倍的功率。输出功率对心率 非常敏感，然而，可在能量采集器中诱导在下文进行进一步描述的非线性行为，从而有助于 克服心率敏感度。
[0034] 对长度仅为5_的中尺度能量采集器执行类似的设计和优化过程。能够显著影响 功率输出的、压电层的厚度在微尺度设备中可能受限。如图7所示的优化分析表明，在压电 层的厚度被限制为3微米的情况下，优化的能量采集器的功率输出仅为约39纳瓦。
[0035] 非线性能量采集器的一个示例在图8中示出。转换器12的梁22是双压电晶片， 并且具有黄铜基底。位于梁的自由端处的磁体26与附接至体部14的磁体28之间的排斥 力与复合梁的弹性恢复力相对。由于磁力是梁尖端位移的非线性函数，所以磁体26、28使 得能量采集系统为非线性。排斥力还能够从根本上改变该系统的动态特性。例如，当在尖 端与基础磁体之间的排斥力克服了弹性恢复力时，零偏转位置变得不稳定。因而，在所示的 配置中，在中心的两个相对侧部上具有用于梁的两个平衡位置。具有两个平衡位置的系统 可称为双稳态系统。
[0036] 如先前在图3中所示，非线性能量采集器表现出比线性采集器大的频率带宽。因 而，将非线性诱导或以其他方式实施至被设计成从心跳振动采集能量的能量采集器能够相 对于对心率不敏感地进彳丁。不意性的双压电晶片梁为27mmX27mm。不意性的基础部和尖端 磁体的尺寸为25. 4_X3. 18_X3. 18_。磁体的残留通量密度在优化过程中取得。采用 Stanton等人（PhysicaD239(10)，640(2010))所描述的方法来估计两个磁体之间的磁性 斥力。
[0037] 以下描述非线性杜芬（Duffing)系统对心跳波形的响应。虽然心跳振动是周期性 的，但是能量采集器的响应可与谐波激励根本不同