接收装置、换能系统、充电系统、医疗设备及充电方法

1.本发明涉及植入式医疗设备技术领域，具体涉及一种接收装置、换能系统、充电系统、医疗设备及充电方法。


背景技术：

2.传统锂电池供电的有源式植入医疗设备在电量不足时，需要通过手术更换新电池，对患者造成了额外的身心和经济负担。医疗设备无线充电是指将外部能量无创传递入人体接收装置并转换为电能，实现远程供电或充电的技术。对植入医疗设备的电池采用无线充电的方式可避免手术更换电池，缓解病人负担。
3.现有医疗设备超声无线充电技术面临的一个限制问题是植入的接收换能器在经声—电转换后得到的电压的幅值仍然较低。
4.现有的超声波无线充电技术，总的输出功率相对较低，功率常为μw级别，电流为μa或na级别，不适合应用于体内高效充电。


技术实现要素：

5.本发明主要解决的技术问题是现有的超声波植入医疗设备经声—电转换后得到的电压的幅值较低的技术问题。
6.根据第一方面，一种实施例中提供一种超声能量接收装置，包括：
7.电池；
8.级联阵列换能装置，用于将外部接收到的第一超声波信号转换为第一电信号，级联阵列换能装置包括多个接收型超声换能器，多个接收型超声换能器之间电连接，且至少两个接收型超声换能器之间串联；接收型超声换能器用于将外部接收到的第一超声波信号转换为电信号，多个接收型超声换能器的电信号汇流形成第一电信号；
9.充电电路，用于将第一电信号进行处理，得到第二电信号并输出给电池充电。
10.根据第二方面，一种实施例中提供一种植入式换能系统，包括超声充电反馈装置以及第一方面所描述的超声能量接收装置；
11.超声能量接收装置的电池还用于向超声充电反馈装置供电；
12.超声充电反馈装置包括体内微控制器、串并联转换电路以及电压电流采样电路；
13.电压电流采样电路用于对超声能量接收装置的充电电路输出的第二电信号进行电压采样以及电流采样；
14.串并联转换电路包括多个电子开关，电子开关设于超声能量接收装置中，用于将多个接收型超声换能器之间实现电连接；
15.体内微控制器用于根据电压电流采样电路的采样结果，控制至少一个电子开关的通断，形成对应连接方式的串并联转换电路，调整多个接收型超声换能器之间对应的电连接方式，以使得调整第一电信号的电压大小和/或电流大小。
16.根据第三方面，一种实施例中提供一种植入式充电系统，植入式充电系统包括体
外超声波发射装置、超声传播媒介以及第二方面所描述的植入式换能系统；
17.体外超声波发射装置用于向植入式换能系统发射第一超声波信号；
18.超声传播媒介用于传播超声波；
19.或者，植入式充电系统包括体外超声波发射装置、超声传播媒介以及第一方面所描述的超声能量接收装置；
20.体外超声波发射装置用于向超声能量接收装置发射第一超声波信号；
21.超声传播媒介用于传播超声波。
22.根据第四方面，一种实施例中提供一种植入式医疗设备，包括第三方面或第四方面所描述的植入式充电系统，植入式充电系统的电池用于向植入式医疗设备供电。
23.根据第五方面，一种实施例中提供一种充电方法，包括：
24.获取体外超声波发射装置发送第一超声波信号；
25.获取电池的充电状态信息，根据充电状态信息调整串并联转换电路中的至少一个电子开关的通断，调整多个接收型超声波换能器之间对应的电连接方式，调整级联阵列换能装置输出的第一电信号的电压大小和/或电流大小；
26.根据充电状态信息，向体外超声波发射装置发送预设的第二超声波信号，其中，一个第二超声波信号对应携带一个第二编码信息，第二编码信息由第二超声波信号的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔以及脉冲个数中至少一个信息构成，一个第二编码信息对应一个电池的充电状态信息，充电状态信息反映电池的电压、电流、充电电流以及充电电压中至少一个信息。
27.依据上述实施例的接收装置、换能系统、充电系统、医疗设备及充电方法，通过将多个接收型超声换能器进行级联电连接，可以是串联，并联以及串并联混合，在至少两个接收型超声换能器之间串联的情况下，能提高级联阵列换能装置输出的第一电信号的电压值大于单个接收型超声波输出的电信号的电压值，以使得满足植入式医疗设备的电压要求。
附图说明
28.图1为本技术一种实施例提供的超声能量接收装置的结构示意图；
29.图2为本技术一种实施例提供的植入式换能系统的结构示意图；
30.图3为本技术一种实施例提供的植入式充电系统的结构示意图；
31.图4为本技术提供的一种体外发射型超声换能器与体内接收型超声换能器的结构示意图；
32.图5为本技术提供的一种垂直级联模式的接收型超声换能器结构示意图；
33.图6为对应图4与图5的声—电转换幅值示意图；
34.图7为2*3阵列接收型超声换能器按平行方向级联的一种结构示意图；
35.图8为2*3阵列接收型超声换能器按平行方向级联的另一种结构示意图；
36.图9为体外超声波发射装置驱动6阵元发射型超声换能器的结构示意图；
37.图10为本技术一种实施例提供的超声能量接收装置的结构示意图；
38.图11为本技术一种实施例提供的另一种超声能量接收装置的结构示意图；
39.图12为本技术提供的充电电路中的整流滤波电路仿真结果示意图；
40.图13为本技术提供的电压电流采样电路的结构示意图；
41.图14为本技术提供的超声充电反馈装置的结构示意图；
42.图15为本技术提供的电子开关的结构示意图；
43.图16为本技术提供的级联阵列换能装置与串并联转换电路的连接示意图；
44.图17为本技术提供的一种充电方法的流程示意图；
45.图18所示为一种超声编码与解码的的示意图。
46.附图标记：1-接收型超声换能器；10-级联阵列换能装置；11-接收型压电陶瓷；12-第一柔性电路；121-正柔性电极；122-负柔性电极；13-导电银胶；101-发射器；100-超声能量接收装置；2-充电电路；21-整流滤波电路；22-稳压电路；23-电池管理模块；3-电池；4-体外超声波发射装置；41-体外微控制器；42-波形发生器；43-功率放大器；44-阻抗匹配器；45-发射型超声换能器；46-接收器；5-超声传播媒介；51-超声耦合剂；52-皮肤；53-组织；6-超声充电反馈装置；61-电压电流采样电路；62-体内微控制器；63-串并联转换电路；631-电子开关；64-超声激励电路。
具体实施方式
47.下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。其中不同实施方式中类似元件采用了相关联的类似的元件标号。在以下的实施方式中，很多细节描述是为了使得本技术能被更好的理解。然而，本领域技术人员可以毫不费力的认识到，其中部分特征在不同情况下是可以省略的，或者可以由其他元件、材料、方法所替代。在某些情况下，本技术相关的一些操作并没有在说明书中显示或者描述，这是为了避免本技术的核心部分被过多的描述所淹没，而对于本领域技术人员而言，详细描述这些相关操作并不是必要的，他们根据说明书中的描述以及本领域的一般技术知识即可完整了解相关操作。
48.另外，说明书中所描述的特点、操作或者特征可以以任意适当的方式结合形成各种实施方式。同时，方法描述中的各步骤或者动作也可以按照本领域技术人员所能显而易见的方式进行顺序调换或调整。因此，说明书和附图中的各种顺序只是为了清楚描述某一个实施例，并不意味着是必须的顺序，除非另有说明其中某个顺序是必须遵循的。
49.本文中为部件所编序号本身，例如“第一”、“第二”等，仅用于区分所描述的对象，不具有任何顺序或技术含义。而本技术所说“连接”、“联接”，如无特别说明，均包括直接和间接连接(联接)。
50.现有用于植入医疗设备的无线充电方式包括：磁感应式、磁谐振耦合式、微波式、声波式。
51.磁感应式无线电能传输基于电磁感应原理，体外线圈和植入体内的线圈电磁耦合实现能量传输。磁谐振耦合式无线电能传输基于谐振原理，体外线圈和植入体内的线圈谐振频率相同，通过同频共振实现能量传输。微波式无线能量传输基于微波能量辐射原理，体外的发射天线和植入体内的接收天线在射频范围内实现能量传输。声波式无线能量传输基于声—电转换的换能器实现，体外的超声换能器发射超声波传输至植入体内的超声换能器，经声—电转换实现能量传输。
52.以上几种无线能量传输方式理论上都可用于对植入医疗设备进行无线充电。但实际应用中存在一定局限性。如磁感应式、磁共振式无线电能传输，由于频段高，传输距离短，衰减系数高，植入线圈大，线圈对准敏感，还需植入设备考虑电磁兼容问题。微波式无线能
量传输的缺点是远场射频传输距离短且无方向性，为全向传输，容易引起身体其他组织吸收发热，危害人体安全。声波式无线能量传输具有独特优势，主要体现在超声频率相对低，波长更短，方向性好，在人体组织中衰减低，可使用更小尺寸的接收换能器并植入更深的深度。
53.现有医疗设备超声无线充电技术面临的一个限制问题是植入的接收换能器在经声—电转换后得到的电压的幅值仍然较低。此限制问题产生的原因主要包括以下两点：(1)植入体内的单个超声换能器体积通常较小，经压电效应转换得到的充电电压较低；(2)生物组织传播时超声能量存在衰减，特别是利用超声做组织深部充电任务时存在显著能量衰减，因此安全标准内的超声能量到达充电位置时其经压电效应转换得到的充电电压已经显著降低。值得注意的是，当充电电压峰值低于3v时，现有技术难以直接驱动后级医疗设备充电电路工作。例如，锂电池充电过程，需要3.0-4.2v的直流电压用于充电，电源管理芯片则一般需要3.0-5.5v的输入电压。为减小植入设备体积，常用采用100mah以下的较小容量植入电池，该电池容量相关的电池管理芯片的充电输入电流至少在ma级别，因此尽管当使用压电薄膜或其它体积小且接收灵敏度较高的超声换能器时，可以得到较高的声—电转换幅值，但现有技术总的输出功率相对较低，功率常为μw级别，电流为μa或na级别，不适合应用于体内高效充电。
54.在本发明实施例中，通过采用多个接收型超声换能器1级联形成的级联阵列换能装置10，可以输出较于单个超声波换能器更高的电压，根据实际的应用场景还可以针对性改变多个接收型超声换能器1之间的级联方式(电连接方式)，从而调整输出的电压以及电流，以满足植入式医疗设备的电池3的充电需求，以及内部器件的供电需求。
55.实施例一：
56.请参考图1，本实施例提供一种超声能量接收装置100，包括：级联阵列换能装置10、充电电路2以及电池3。
57.级联阵列换能装置10用于将外部接收到的第一超声波信号转换为第一电信号，级联阵列换能装置10包括多个接收型超声换能器1，多个接收型超声换能器1之间电连接，且至少两个接收型超声换能器1之间串联；接收型超声换能器1用于将外部接收到的第一超声波信号转换为电信号，多个接收型超声换能器1的电信号汇流形成第一电信号。
58.充电电路2用于将第一电信号进行处理，得到第二电信号并输出给电池3充电。
59.需要说明的是，在本技术中，多个接收型超声换能器1的之间的级联连接，指的是两个接收型超声换能器1之间可以是串联或并联，多个接收型超声换能器1之间通过串联或并联后，整体汇流输出一个第一电信号。
60.例如，如图7与图8所示，以六个接收型超声换能器1为例，六个接收型超声换能器1可以全部并联，或全部串联(对应图7)，或三个并联形成两组后再串联，或三个串联形成两组后再并联(对应图8)，可见，具有多种电连接的方式，这样的一种电连接的方式定义为一种级联的方式。
61.基于现有超声无线体内充电技术中声—电转换电压幅值仍较低的问题，本实施例提出一种超声能量接收装置100，通过多个超声换能器组成的级联阵列换能装置10用于提高接收型超声换能器1声—电转换的整体输出充电电压的幅值。植入人体的接收型超声换能器1在空间的级联方式提出了平行级联、垂直级联，在电学上的级联方式提出了电学串
联、电学并联以及串并联混合。串联级联方法将两个或两个以上接收型超声换能器1经压电效应转换得到的电压进行电学串联升压输出，即取首个换能器正极和末端换能器负极的电势差作为输出充电电压，换能器级联后的输出电势差相对单个换能器的输出电势差增大，增加了最终声—电转换输出电信号的电压幅值。同理采用并联或串并联混合的方式，可用于提高声—电转换输出电流与输出功率。
62.实施例二：
63.具体实现实施例一中的超声能量接收装置100的方式有很多，基于植入式医疗设备的应用场景，本实施例针对超声能量接收装置100的具体实现方式进行展开说明。
64.如图1所示，植入体内的超声能量接收装置100包括：级联阵列换能装置10、充电电路2、电池3。其中充电电路2可以全部或部分为柔性电路(flexible printed circuit，fpc)。
65.充电电路2可以包括整流滤波电路21、稳压电路22、电池管理模块23以及第二柔性电路；整流滤波电路21、稳压电路22以及电池管理模块23中的至少两个之间采用第二柔性电路电连接。
66.整流滤波电路21用于对第一电信号进行交流直流转换处理，得到直流的第一电信号；稳压电路22用于将直流的第一电信号进行电压转换处理，得到第二电信号；电池管理模块23用于获取电池3的充电状态信息，根据电池3的充电状态信息，调整第二电信号的电压或电流；充电状态信息反映电池3的电压、电流、充电电流以及充电电压中至少一个信息。
67.通过柔性电路将小尺寸多个接收型超声换能器1级联，可以解决现有大尺寸超声波换能器带来的不适感，充电电路2也采用柔性电路技术，减低整个装置带来的不适感。
68.具体地，级联阵列换能装置10用于超声能量收集以及为电池3充电。级联阵列换能装置10中的接收型超声换能器1用于接收体外发射型超声换能器45发射的超声波，经声—电转换输出电信号，多个电信号汇流型号形成第一电信号。充电电路2对级联阵列换能装置10转换输出的第一电信号经整流滤波电路21整流、稳压电路22稳压后得到第二电信号，再由电池管理模块23智能控制第二电信号的电压及电流为电池3充电。
69.多个接收型超声换能器1沿第一预设方向阵列设置；和/或，多个接收型超声换能器1沿第二预设方向阵列设置；其中，第一预设方向与第二预设方向呈预设夹角设置。第一预设方向可以为水平方向，对应换能器的长宽方向，第二预设方向可以为垂直方向，对应换能器的厚度方向，两个方向垂直。
70.在实际应用中，如图4与图5所示，接收型超声换能器1可以包括外层(未示出)、接收型压电陶瓷11以及第一柔性电路12，接收型压电陶瓷11以及第一柔性电路12设于外层的内部，外层具有柔性以及绝缘性，接收型超声换能器1通过柔性电路与其他接收型超声换能器1电连接。
71.超声能量接收装置100中接收型超声换能器1应当体积较小且生物相容性好。接收型超声换能器1被上下两层外层所包覆，外层可以是聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，pdms)，用于提高接收型超声换能器1的生物相容性和柔性，并充当接收型超声换能器1的匹配层。接收型超声换能器1由接收型压电陶瓷11构成，并由第一柔性电路12引出电学输出端连接至充电电路2。
72.单个接收型超声换能器1的直径选取范围在2-6mm，串联谐振频率选取在1-5mhz范
围，串联谐振频率所对应的接收型压电陶瓷11厚度在0.4-2mm范围，直径应在2-7mm范围。机械品质因素q范围为1-5，机电耦合系数在k范围为60％-80％。pdms厚度为0.5-1mm。充电电路2为柔性电路fpc，fpc层数可为单面或多层，板厚为0.12-0.6mm。
73.本技术提出了级联接收型超声换能器1用于提高声—电转换的电信号输出功率。接收型超声换能器1在空间方向排布的级联方式有：垂直方向级联、平行方向级联。其中在平行方向，接收型超声换能器1之间的电学级联方式又包括：串联、并联以及串并联混合。其中，电学串联可用于提高接收型超声换能器1的输出电压，电学并联则可用于提高接收型超声换能器1的输出电流。
74.垂直方向级联，是指在空间位置中，两个或两个以上的接收型超声换能器1在空间中依次上下平行，在俯视图视角中只存在单个换能器，相邻间距范围在0-λ/2，λ为超声波在换能器压电元件传输的波长；在电学连接中，垂直方向相邻的接收型超声换能器1正负极串联，取垂直方向顶端的接收型超声换能器1的正极作为电学正输出端，取垂直方向底部的接收型超声换能器1的负极作为电学负输出端。
75.平行方向级联，是指在空间位置中，两个或两个以上的接收型超声换能器1在平面中按某种阵列规则依次排布；在电学连接中，电学级联方式包括串联、并联以及串并联混合。串联表示为相邻接收型超声换能器1之间的正负极依次串联，并联表示为相邻接收型超声换能器1之间的正极依次并联、负极依次并联。串并联混合表示相邻接收型超声换能器1之间的电学连接方式既有正负极串联，也有正负极并联。
76.实施例三：
77.如图2所示，本实施例提供一种植入式换能系统，包括超声充电反馈装置6以及实施例一或实施例二所描述的超声能量接收装置100。
78.超声能量接收装置100的电池3还用于向超声充电反馈装置6供电。
79.超声充电反馈装置6可以包括体内微控制器62、串并联转换电路63以及电压电流采样电路61。
80.其中，电压电流采样电路61用于对超声能量接收装置100的充电电路2输出的第二电信号进行电压采样以及电流采样，采样结果发送至体内微控制器62。
81.串并联转换电路63包括多个电子开关631，电子开关631设于超声能量接收装置100中，用于将多个接收型超声换能器1之间实现电连接。
82.体内微控制器62用于根据电压电流采样电路61的采样结果，控制至少一个电子开关631的通断，形成对应连接方式的串并联转换电路63，调整多个接收型超声换能器1之间对应的电连接方式，以使得调整第一电信号的电压大小和/或电流大小。
83.在实际应用中，超声充电反馈装置6还包括可以超声激励电路64。至少一个接收型超声换能器1为收发一体换能器，收发一体换能器作为发射器101；或超声充电反馈装置6还包括发射型超声波换能器作为发射器101。
84.超声能量接收装置100的充电电路2还可以包括电池管理模块23，电池管理模块23用于获取电池3的充电状态信息，根据电池3的充电状态信息，调整第二电信号的电压或电流；充电状态信息用于反映电池3的电压、电流、充电电流以及充电电压中至少一个信息。
85.体内微控制器62还用于获取充电状态信息，根据充电状态信息向超声激励电路64发送对应的驱动信号，在驱动信号的触发下，通过超声激励电路64驱动发射器101产生预设
的第二超声波信号。其中，一个第二超声波信号对应携带一个第二编码信息，第二编码信息由第二超声波信号的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔以及脉冲个数中至少一个信息构成，一个第二编码信息对应一个充电状态信息。第二超声波信号被外部的体外超声波发射装置获取。
86.本技术提出的超声充电反馈装置，可根据当前的电池3的充电状态信息或者是对第二电信号进行采样，自适应转换级联阵列换能装置10的级联方式，最终调整第二电信号电压电流，提高电池3充电效率。电池3充电中的过程信息，还可利用超声编码方式实现体内外的信息通讯反馈，用于监测电池3充电状况。
87.在实际应用中，体内微控制器62还用于获取第一超声波信号携带的第一编码信息，对第一编码信息进行解码处理，得到第一编码信息对应的充电控制信号；根据充电控制信号控制串并联转换电路63和/或电池管理模块23工作，以调整第二电信号的电压大小和/或电流大小。其中，一个第一超声波信号对应携带一个第一编码信息，第一编码信息由第一超声波信号的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔以及脉冲个数中至少一个信息构成，一个第一编码信息对应一个充电控制信号。
88.当采用超声波携带编码的方式，不仅可以将体内的电池3的充电状态信息向外部发送，还可以在体外的发射型超声换能器45发送的第一超声波信号添加第一编码信息，利用第一编码信息来控制电池3的充电电压或电流。
89.具体地，如图14至图16所示，植入体内的超声充电反馈装置6用于监测调节充电电流电压以及向体外通讯反馈。其中超声充电反馈装置6可以包括：电压电流采样电路61、体内微控制器62、串并联转换电路63以及超声激励电路64。超声充电反馈装置6中的电压电流采样电路61用于测量充电电路2输出的直流的第二电信号的电压电流，测量反馈结果传输至体内微控制器62。体内微控制器62根据反馈电压电流，自适应逻辑控制串并联转换电路63中的电子开关631通断，改变多个接收型超声换能器1的串并联结构数量，从而调整级联升压阵列装置输出的第一电信号的电压电流，进一步优化电池3充电效率。在图16中，b1、b2
…
bn表示接收型超声换能器1，s11、s12
…
sn表示电子开关631。
90.体内微控制器62除了控制串并联转换电路63的电子开关631，还用于超声信号解码与编码的通讯反馈。体内微控制器62负责对体外发射型超声换能器45发出的第一超声波携带的第一编码信号进行解码，并再次通过超声编码，对解码信息和电池3充电状态信息向体外进行反馈。此时体内的接收型超声换能器1可选取至少一个作为收发一体的超声波换能器复用，也可以由单独的发射型超声换能器作为超声发射器101。超声激励电路64生成带有编码信息的电脉冲后，驱动发射器101发射带第二编码信息的第二超声波，经超声传播媒介55中的组织53、皮肤52后传输至体外的发射型超声换能器45接收阵列进行声—电转换并被体外微控制器41进行解码，提取编码信息，实现体内外的信息交互反馈与通讯。
91.超声充电反馈装置6中体内微控制器62的超声编码，是指在超声激励电信号中，人为地赋予其含有给定的代表信息，包括编码的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔、脉冲个数的信息组合等等。可以是通过激励接收型超声换能器1的发射阵列，使发射的超声波带有给定编码信息。体内微控制器62的超声解码，是指当体内接收型超声换能器1的接收阵列在接收到由体外发射的带有编码信息的超声波时，体内接收型超声换能器1接收阵列声—电转换的电信号仍然带有上述编码信息，体内微控制器62对带有编码信息的电信号进行模数转换
5mhz)、不同脉冲重复频率prf(100hz-100khz)、不同cycle数(10-1000)、不同类型波形(正弦波、方波)的编码电信号。波形发生器42输出的电信号经功率放大器43放大后，可将输出的峰峰值电压提升至(-100-100v)，添加阻抗匹配器44使发射型超声换能器45在串联谐振频率点的阻抗相位角为0
°
，使发射型超声换能器45的串联谐振阻抗与波形发生器42的内阻相等。相比未添加阻抗匹配器44前，波形发生器42作用到发射型超声换能器45的电压幅值提升(1％-10％)。
102.如图4与图5所示，发射型超声换能器45可以包括：外壳451、发射型压电陶瓷452、匹配层453、背衬层454、导线455、同轴电缆456等。其中外壳451用于保护发射型超声换能器45；发射型压电陶瓷452通过逆压电效应，发射超声波传输至人体组织53；匹配层用于提高超声波在发射型超声换能器45在皮肤52表面的透声率；背衬层454用于吸收发射型压电陶瓷452背向振动发射的超声波，提高换能器的带宽，减少振铃，绝缘保护发射型超声换能器45；导线455用于引出发射型压电陶瓷452的正负电极，并连接至同轴电缆456；同轴电缆456用于电磁屏蔽，减小激励电信号所受的电磁干扰，引出电缆接口。
103.其中，发射型超声换能器45的形状可为圆形、圆环、球冠、矩形等。以圆形发射型超声换能器45为例，发射型超声换能器45的直径范围可以为15-40mm，厚度为5-30mm，串联谐振频率f0为1-5mhz，机械品质因素q范围为30-500，机电耦合系数在k范围为50％-75％。发射型超声换能器45中发射型压电陶瓷452直径范围为18-38mm，厚度为0.3-2mm。匹配层453直径范围为18-38mm，厚度为λ/4，λ为超声在匹配层材料传播的波长，匹配层453厚度由超声频率和材料声速选取，匹配层厚度范围为0.1-0.6mm，匹配层453声阻抗范围为3-8mrayl。背衬层454，直径范围为18-38mm，厚度范围为1-30mm。换能器外壳451为不锈钢相关合金材料。同轴电缆456阻抗为50ω，线长为1-5m。
104.其中超声传播媒介55包括超声耦合剂51、皮肤52、组织53。其中超声耦合剂51涂抹于发射型超声换能器45与皮肤52周围的接触面，增加体外发射的超声波在皮肤52界面的透声率，使发射型超声换能器45发射的超声能量更好地穿透皮肤52及传播至组织53。
105.综上所述，整个超声无线充电系统主要包括四部分，分别为位于体外的体外超声波发射装置4、超声传播媒介55、植入体内的超声能量接收装置100以及植入体内的超声充电反馈装置6。位于体外的超声激励装置4通过电—声转换驱动发射型超声换能器45发射超声波，经超声传播媒介55传输至植入体内的接收型超声换能器1。植入体内的超声能量接收装置100中的接收型超声换能器1用于将接收的超声波能量转换成电能并收集，再经充电电路2为电池3充电。超声充电反馈装置6用于监测调节充电电流电压与向体外通讯反馈。其中电压电流采样电路61用于监测充电电压电流，采样结果反馈至体内的体内微控制器62，用于控制串并联转换电路63，以调节接收型超声换能器1的声—电转换输出第一电信号的电压电流。体内微控制器62还根据电池管理模块23反馈的电池3充电状态，经超声激励电路64产生带有第二编码信息的电脉冲，驱动接收型超声换能器1的发射阵列发射第二超声波信号传输至体外发射型超声换能器45，实现超声编码通讯。
106.在另一种实现方式中，植入式充电系统可以只包括超声波发射装置、超声传播媒介5以及实施例一描述的超声能量接收装置100，体外超声波发射装置4用于向超声能量接收装置100发射第一超声波信号；超声传播媒介5用于传播超声波。也就是说，此时的植入式充电系统并不具有体内体外的超声编码通信，主要实现超声无线充电功能为主。
107.本实施例还提供一种植入式医疗设备，包括上述植入式充电系统，植入式充电系统的电池3用于向植入式医疗设备供电。对应具有上述植入式充电系统的技术效果。
108.实施例五：
109.如图17所示，本实施例提供一种充电方法，应用于上述的植入式充电系统，充电方法包括以下步骤：
110.步骤1、体外超声波发射装置4产生预设的第一超声波，通过超声传播媒介5后，超声能量接收装置100获取第一超声波信号。
111.在此步骤中，在电池3电量低于最低工作标准时，例如2％电量，先不进行自适应调节串并联转换电路63的电子开关631，保证电池3能正常维持充电系统的工作的基础下，再执行自适应调节串并联转换电路63以及进行超声编码通信。
112.步骤2、体内微控制器62通过电压电流采样电路61获取电池3的充电状态信息，根据充电状态信息调整串并联转换电路63中的至少一个电子开关631的通断，调整多个接收型超声换能器1之间对应的电连接方式，调整级联阵列换能装置10输出的第一电信号的电压大小和/或电流大小。
113.在此步骤中，根据实际电池3的充电状态信息，自适应最优化调节级联阵列换能装置10的级联方式，以调整第一电信号的电压大小和/或电流大小，从而最大化提高电池3的充电效率，还可以延长电池3的使用寿命。
114.步骤3、体内微控制器62根据步骤2调整后的充电状态信息，向体外超声波发射装置4发送预设的第二超声波信号，其中，一个第二超声波信号对应携带一个第二编码信息，第二编码信息由第二超声波信号的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔以及脉冲个数中至少一个信息构成，一个第二编码信息对应一个电池3的充电状态信息，充电状态信息反映电池3的电压、电流、充电电流以及充电电压中至少一个信息。当然，第二编码信息还可以用于对应电池3的其他信息或者充电系统的信息，这个基于对超声编码的预设关系来体现。
115.步骤4、体外微控制器41获取第二超声波信号携带的第二编码信息，对第二编码信息进行解码，获取当前电池3的充电状态信息。随后根据电池3的充电状态信息，体外微控制器41可以调整第一超声波信号携带的第一超声编码信息，以实现与体内微控制器62的通信。
116.步骤5、体内微控制器62获取步骤4调整后第一超声波信号携带的第一编码信息，对第一编码信息进行解码处理，得到第一编码信息对应的充电控制信号；根据充电控制信号控制串并联转换电路63和/或电池管理模块23工作，通过微调整稳定充电过程中第二电信号的电压大小和/或电流大小；其中，一个第一超声波信号对应携带一个第一编码信息，第一编码信息由第一超声波信号的脉冲相位、脉冲幅值、脉冲间隔以及脉冲个数中至少一个信息构成，一个第一编码信息对应一个充电控制信号。当然，第一编码信息还可以对应其他类型控制信号，例如是调整串并联转换电路63的电连接方式，这个基于对超声编码的预设关系来体现。
117.可见，采用上述充电方法，可以自适应调节第一电信号的电压与电流，提高充电效率，并采用超声波信号携带编码信息的方式，可以实现体内以及体外微控制器41之间的通信，由此实现信息交换以及控制。
118.实施例六：
119.本实施例对本技术提供的植入式充电系统进行详细的展开说明。以下列举的例子仅用于说明本技术的植入式充电系统及其包括的各个装置、系统，并不是进行严格限制。
120.举例1，如图4所示，体外发射型超声换能器45发射超声波，经超声传播媒介55中的皮肤52和组织53传输至植入体内的接收型超声换能器1的一般结构模型。发射型超声换能器45外壳451为不锈钢铝合金、发射型压电陶瓷452为pzt-4、匹配层453材料为parylene-c、背衬层454材料为e-solder3022；发射型超声换能器45直径为20mm，厚度为5mm，串联谐振频率为1mhz；其中pzt-4厚度为2mm，匹配层453厚度为0.5mm，背衬层454厚度为2.5mm。举例1接收型超声换能器1的串联谐振频率为1mhz，其中接收型压电陶瓷11为1-3型压电复合材料，直径为4mm，厚度为2mm，上下层pmds厚度为0.6mm。分别由正柔性电极121连接接收型压电陶瓷11正电极以及负柔性电极122连接接收型压电陶瓷11负电极，引出接收型超声换能器1的电学输出端。
121.举例2，如图5所示，为提高接收型超声换能器1的输出电压，在举例1的基础上，接收型超声换能器1改为两片接收型压电陶瓷11在厚度方向上级联，接收型压电陶瓷11的间距在0-λ/2。其中举例2发射型超声换能器45如举例1所描述，接收型超声换能器1中的接收型压电陶瓷11为两片举例1-3型压电复合材料构成。其中，两片1-3型压电复合材料电学连接为两片前后正负极串联，在举例2中两片压电陶瓷的间距为0.1mm，正负面之间用导电银胶13实现电学串联及固化。最上方1-3型压电复合材料的正极面用正柔性电极121引出电学端正极输出，最下方1-3型压电复合材料的负极面用负柔性电极122引出电学端负极输出。
122.举例3，根据举例1和举例2中分别所描述的接收型超声换能器1，在有限元软件comsol multiphysics 5.6中仿真对比了声—电转换幅值，结果如图6所示。其中发射型超声换能器451的压电陶瓷为pzt-4，激励参数为正弦信号，vpp＝100v，10cycles，prf＝1khz。接收型超声换能器1中的压电陶瓷为pzt-5h。组织53厚度为6cm。如图6a与图6b结果所示，举例2中所描述的由两片接收型压电陶瓷11垂直方向级联组成接收型超声换能器1输出的声—电转换第一电信号的电压峰峰值为4.9v(对应图6b，间距为0.1mm)，大于举例1所描述的单片接收型压电陶瓷11组成接收型超声换能器1输出的声—电转换第一电信号的电压峰峰值2.4v(对应图6a)。图6b与图6c结果可见，两片接收型压电陶瓷11厚度级联组成的接收型超声换能器1相比单片接收型压电陶瓷11组成的接收型超声换能器1的声—电转换输出电压幅值可得到有效提高。如图6c所示，而在两片接收型压电陶瓷11组成厚度级联方向的间距中，间距为d＝λ/4＝1mm时可获得更大的声—电转换电压幅值。
123.举例4，如图7所示，为举例1接收型超声换能器1在空间上按平行方向级联，在电学连接上相邻接收型超声换能器1按串联的方式进行排布；举例4中的发射型超声换能器45如举例1，举例4所描述的发射型超声换能器45的数量与排布方式与所描述的接收型超声换能器1一致。其中，每个发射型超声换能器45由体外超声波发射装置4的不同通道驱动，且每个发射型超声换能器45与每个接收型超声换能器1在空间上一一垂直同轴相对，使每个接收换能器1可无偏差地接收来自发射型超声换能器45发出的第一超声波信号，令声—电转换输出功率最大化。
124.在举例4中，6个接收型超声换能器1在平面排布成2行3列的2*3阵列。每个接收型超声换能器1代表独立的单个阵元，每个阵元相邻的横向及纵向阵元间距为25mm。在阵元的电学连接上，第一个阵元的正极引出导线作为声—电转换的正输出端，最后一个阵元的负
极引出导线作为声—电转换的负输出端，其他相邻阵元的正负以此串联。此时体外的发射型超声换能器45发射阵列可对应体内接收型超声换能器1阵元接收阵列的相对位置排布，用于无线超声充电；体内体外的用于发射和接收编码超声进行反馈的换能器可复用或独立驱动，阵列同样为相对位置排布。发射型超声换能器45发射阵列由多个独立的发射型超声换能器45组成，每一个发射型超声换能器45由体外超声波发射装置4不同独立通道驱动。每一个发射型超声换能器45通过电—声转换发射第一超声波信号后，第一超声波信号到达接收型超声换能器1阵列，每个接收型超声换能器1进行声—电转换。举例3接收型超声换能器1级联方式可提高声—电转换输出的电压及输出功率。
125.举例5，如图8所示，6个接收型超声换能器1在空间排布的方式如举例4所述。在电学连接上相邻接收型超声换能器1按串并联混合的方式进行排布。举例4串并联混合方式中，既可提高接收型超声换能器1声—电转换输出的电压，也可提高输出电流，提升整体输出功率。
126.举例6，如图9所示，为体外超声波发射装置4驱动举例4所示的6阵元发射型超声换能器45的模型示意图。
127.举例7，以举例4中，2*3阵元阵列级联组成的接收型超声换能器1为例，将其应用于充电电路2为植入电池3充电，其电路模型图如图10所示。其中在植入体内的超声能量接收装置100中，接收型超声换能器1用于将接收到的第一超声波信号进行声—电转换和能量收集，收集的电能量经充电电路2为电池3充电。
128.举例7中充电电路2模型中，如图11所示，整流滤波电路21包括整流模块和滤波模块，整流模块由四个整流二极管组成桥式整流电路，输出正半周的脉动信号；滤波模块电路由一个或多个电容器并联组成，用于减小经整流电路输出脉动信号的脉动系数，输出较为平稳的直流电信号。稳压电路22由低压差线性稳压器ldo(low dropout regulator)芯片构成，用于转换整流滤波后的电压幅值，稳定输出的电压值作用于电池管理模块23。电池管理模块23，可智能控制电池3充电的电流电压，保护电池3；其中电阻rprog用于确定恒流充电的电流大小。电池管理模块23根据供ldo芯片稳压输出的电功率以及电池3电量值，自适应变化充电电流电压为电池3充电。电池3容量在100mah以下。
129.举例8，如图11所示，为举例7所描述植入体内的超声能量接收装置100中具体的充电电路2应用举例。多个接收型超声换能器1级联后的电学正负输出端连接至整流滤波电路21，用于将超声换能器声—电转换输出的交流信号转换为直流信号。其中整流滤波电路21包括整流模块和滤波模块，整流模块211结构为桥式整流电路，由四个肖特基二极管cuhs10f60组成，其中cuhs10f60的正向导通电压为0.36v，纳秒级反向恢复时间，适合应用于高频整流电路。二极管d1、d2、d3、d4在一个脉冲周期内正负交替导通，整流后输出为单向脉动的交流电信号。滤波模块212电路由一个或多个电容器并联组，滤波电容c1的取值可由式1计算，电容c1的容值选取与植入设备的电子负载等效电阻r和超声换能器驱动频率f相关。
130.rc＝2/f
ꢀꢀꢀꢀ
(1)
131.所示植入的接收型超声换能器1的声—电转换的时域响应电信号表达式q(t)如式2所示，为激励信号函数s(t)和p(t)的卷积，可用于预测接收型超声换能器1的声—电转换信号波形。p(t)表达式如式3所示。其中w0为角频率，a＝3.32/bw，bw为换能器带宽，φ为初始
相位角。因此超声换能器的时域响应信号主要和换能器带宽bw和激励信号s(t)有关。
132.q(t)＝s(t)*p(t)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(2)
[0133][0134]
其中在一段脉冲时间序列内，cycles数为n，信号周期为t＝1/f0。接收型超声换能器1的声—电转换信号经整流后的有效值可由式4计算。当使用连续波驱动体外的发射型超声换能器45，或在脉冲周期内使用脉冲数较多的脉冲波驱动发射型超声换能器45，此时接收型超声换能器1声—电转换输出以稳态正弦信号为主，此时整流输出有效值计算公式简化如式5所示，式5可用于的接收型超声换能器1声—电转换输出到整流电路后的电压有效值的预估近似计算。multisim软件对图11所示充电电路2中的整流滤波电路21进行仿真，参数为c1＝2uf，负载阻值取1k，结果如图13所示，峰值为10v的正弦信号在整流滤波后输出的稳定直流电压值为7.213v，结果如图12所示。即接收型超声换能器1在经声—电转换和整流电路后的电压有效值约为直流电压输出值。
[0135][0136][0137]
在举例8中，超声充电电路2中稳压电路22由低压差线性稳压器ldo芯片tlv760组成，用于将5v以上输入的直流电压均转换为5v稳压输出，作用于后级电池管理模块23。其中c2为旁路电容，c2＝0.1uf。
[0138]
在举例8中，超声充电电路2中电池管理模块23，由hp4059d6-42组成。稳压电路22输出的5v电压作用于hp4059d6-42输入端vcc，驱动hp4059d6-42工作，hp4059d6-42充电输出端电压vbat＝4.2v，输入的充电电流范围为1-250ma。prog端口用于设置恒流充电电流大小，由1％误差的精密电阻阻值rprog决定，充电电流i＝vcc/rprog。充电电流设置为5ma，则rprog＝1kω。c3、c4为电源旁路电容，取值为c3＝c4＝1uf。hp4059d6-42可智能控制电池3充电的电流电压，输出端vbat接电池3正极为电池3充电。
[0139]
举例9，如图13所示，为电压电流采样电路61的应用电路举例。其中电压电流采样电路61接在稳压电路22之后，用于检测稳压后输入到电源管理模块23的电压和电流。vin前端为稳压电路22的输出端，vout后端为电池管理模块23的输入端。r1、r2、r3为电压电流采样的1％误差精密电阻。当电子开关s1和s2打开时，电压电流采样电路61均不工作；当电子开关s1被微控制器闭合时，电压采样电路进行电压采样。其中电阻r1和r2用于电压采样，并连接至体内微控制器62的gpio1端口，进行模数(a/d)转换。其中体内微控制器62的gpio口可输入的最大电压幅值为vcc，r1电阻则用于分压使采样电压可满足gpio口输入量程，当电压采样设定的可检测范幅值最大为50v，则r1和r2的电阻比应为9:1，且r2阻值在10k以上，使输入至体内微控制器62的gpio口的采样电压为实际电压的1/10倍。设微控制器内置的模数转换位数为n，采样的电压为v，则在体内微控制器62模数转换产生对应的模拟量为v/2n。并可通过查询表的方式进行查询模拟量对应的电压。当电子开关s2被微控制器闭合时，电流采样电路进行电流采样。运算放大器u1、r3、r4、r5和反馈电阻rf组成电流采样电路，其中r3取1ω以下的小阻值电阻，随后r3两端的微弱电压u
12
和u
11
流经r4、r5后，经反馈网络放大，放大后的输出电压为u0，u0＝r/rf(u
12-u
11
)。并送进微控制器进行模数转换，并查表查询
模拟量对应的电流。
[0140]
举例10，如图14所示，以举例9其中一个电子开关s1为例，对其电路组成进行举例描述。其中通过微控制器62的gpio口电平切换实现电子开关631通断控制，可由三极管或场效应管作为电子开关631实现。在举例10中，以npn型三极管为例实现电子开关631控制，其中s1由开关三极管，基级电阻rb1，集电极电阻rc1组成，而位于发射级的电阻r01对应为开关后级的等效负载。体内微控制器62的gpio1端口连接开关三极管的基级。当体内微控制器62的gpio口输出低电平，三极管处于截止状态，u
ce
≈vcc，此时三极管集电极至发射级的通路相当于不导通的关闭状态。当mcu的io口输出高电平，三极管处于饱和状态，u
ce
≈0，此时集电极和发射级通路相当于导线导通状态，集电极电源至发射极负载ro1的通路闭合运行。从而实现举例9当微控制器io口输出高电平，控制电子开关631闭合，当io口输出低电平，控制电子开关631打开。
[0141]
举例11，如图15所示，为超声充电反馈装置6中体内微控制器62的gpio口控制串并联转换电路63的6个电子开关631通断的等效模型图举例。其中举例10中使用体内微控制器62的6个gpio口一一对应控制6个电子开关631，当io口输出高电平，控制电子开关631闭合，信号连通至后级负载ro1-ro6；当io口输出低电平，控制电子开关631打开。微控制器供电电压为vcc，则高电平幅值一般大于0.8*vcc，低电平幅值一般小于0.1*vcc。以控制电子开关s1-s4闭合，s5-s6打开为例，则gpio1-gpio6输出的逻辑编码为111100。对应gpio1-gpio4端口输出高电平，电子开关s1-s4闭合；gpio5、gpio6端口输出低电平，电子开关s5、s6打开。
[0142]
举例12，如图16所示，以举例4中的2*3阵列接收型超声换能器1的排布为例，提供了其串并联转换电路63应用举例。电学连接上，每两个相邻换能器间的串并联转换通道有三个举例11电子开关631，并由体内微控制器62控制通断。其中，b1-b6代表6个接收型超声换能器1，举例12中的串并联转换电路63共有15个电子开关631。其中当换能器b1-b6在电学上的级联方式为全部串联时，开关通断的结构为s12、s22、s32、s42、s52开关闭合，s11、s13、s21、s23、s31、s33、s41、s43、s51、s53打开。当换能器b1-b6在电学上的级联方式为全部并联时，开关通断的结构与上面所描述的的全串联逻辑相反。具体而言，体内的微控制器62控制第n个换能器bn与下一个相邻换能器b
n+1
串联时，开关逻辑为sn2闭合，sn1、sn3打开；控制第n个换能器bn与下一个相邻换能器b
n+1
的并联时，开关逻辑与串联逻辑相反，为bn2打开，bn1、bn3闭合。
[0143]
举例13，如图17所示，提供了一种体内微控制器62控制串并联转换电路63，调整串并联结构的程序逻辑举例。充电开始时，接收型超声换能器1接收体外发射的超声波转换为电信号输出，经整流滤波电路21和稳压电路22后输出平稳的直流信号，此时电压电流采样电路61对经稳压电路22稳压后的电信号进行采样，采样结果端口连接至体内微控制器62进行反馈控制。当检测稳压后输出的电压过低，难以驱动电池管理模块23工作，此时体内微控制器62将通过gpio控制相应接收型超声换能器1间的串联开关闭合，并联开关打开，以增加换能器的串联数量，减少并联数量，从而增加输出电压幅值。以举例8中电池管理模块23hp4059d6-42为例，当体内微控制器62检测稳压后的电压幅值较低，经反馈调节增加了换能器的串联结构数量后，将检测下一个体外发射的超声脉冲到体内接收型超声换能器1接收、整流稳压输出的电信号幅值是否大于5v，若仍小于5v，则电压电流采样结果继续反馈到体内微控制器62增加接收型超声换能器1的串联结构数量。当检测稳压后输出的电压大于
5v，则可适当提高充电电流，提升充电效率，在保证稳压后输出的电压幅值大于5v条件下，此时体内微控制器62将通过gpio控制相应接收型超声换能器1间的并联开关闭合，串联开关打开，以增加换能器的并联数量，减少串联数量，从而增加输出电流幅值，提高充电效率。此外在实际应用中，可设定接收型超声换能器1初始化的级联状态为全串联或全并联。当初始化状态为全串联时，经电压电流采样电路61反馈逐步增加并联结构数量，减少串联结构数量，提高充电电流。当初始化状态为全并联时，经电压电流采样电路61反馈逐步增加串联结构数量，减少并联结构数量，提高充电电压直至满足hp4059d6-42的输入电压需求。
[0144]
举例14，如图18所示，提供了一种超声编码与解码的应用方式举例。利用编码超声可以实现体内外的信息交互与通讯，编码信息存储于在超声激励脉冲，编码超声激励换能器后，发射的超声波带有同样的编码信息。如图18所示，左侧为中心频率1mhz，周期1μs，且带有编码信息的超声激励电信号时域图举例。其中，在第0-10个周期的激励正弦信号为不带编码信息，用于充电的超声激励脉冲电信号。在第30-31个周期为1个cycle的正弦单脉冲，在隔5个周期后，即在第35-37个周期为2个cycle的正弦脉冲。并且第30-31个周期的脉冲与第35-37个周期的脉冲信号与信号开始的充电脉冲幅值不一，幅值比例为0.4:0.6:1。其中，第30-31个周期的脉冲和第35-37个周期的脉冲不用于充电，其通过脉冲时间差，幅值差，脉冲个数等多维度信息，用于代表人为提前赋予的信息，即超声编码信号。换能器在接收到编码超声后，进行声—电转换，所产生的电信号依然带有上述编码信息。举例如图18右侧所示，为30％带宽的接收型超声换能器1接收上述所描述的编码超声信号后所转换产生的时域电信号。可见转换输出电信号的脉冲个数，时间，幅值比的趋势与激励电信号一致；其中在第30-31个周期转换产生的电信号和在第35-37周期的时间差一致，幅值比与编码激励信号相近，脉冲个数同样与编码信号存在相似性，且脉冲个数的解码分辨率则随脉冲个数差异增大而更易分辨。换能器接收编码信息后，在微控制器程序进行编码信号识别，即超声解码。对于举例14的编码信息解码，可包括定位检测脉冲时间差，检测脉冲个数，比较幅值等等。
[0145]
举例15，为通过超声编码解码进行信息反馈与通讯的举例。在体外发射型超声换能器45发射超声波，开始为体内电池3充电开始时，举例9电压电流采样电路61将采样结果反馈到体内微控制器62，并根据举例13方式自适应调整串并联结构，但若当调整后换能器输出的电压电流仍然不足以无法适用于为电池3充电，体内微控制器62将调用rom表中对应充电电压电流不足的编码信息。随后执行程序驱动超声激励电路64发射编码超声，发射prf为0.2mhz，20个脉冲数，30次重复脉冲的编码超声，且先前已提前将该编码定义为体内充电电压电流不足，写入相关激励程序至体内微控制器62的存储器rom中。当体外发射型换能器45在接收体内换能器发出的编码超声后，输出的电信号反馈至体外微控制器41，体外微控制器41解码识别到电信号为prf为0.2mhz，20个脉冲数，30次重复脉冲的电信号时，即代表收到体内电池3充电的电压电流不足的信息。此时体外换能器将根据反馈调整换能器的超声入射倾斜角，检查超声耦合剂51涂抹均匀性，适当提高体外发射型超声换能器45的激励电压等。
[0146]
根据图1至图3超声能量传输链路，为植入体内医疗设备电池3实现超声波无线充电的实施步骤为：
[0147]
1)体外微控制器41提前设置好用于激励体外发射型超声换能器45的电信号。可使
超声激励装置4最终输出不同相位(0-360
°
)、不同峰峰值电压vpp(0-100v)、不同信号频率f0(1mhz-5mhz)、不同脉冲重复频率prf(100hz-100khz)、不同脉冲数(10-1000)、不同类型的波形(正弦波、方波)，并将波形发生器42输出端连接至功率放大器43输入端，功率放大器43输出端连接至阻抗匹配器44输入端，阻抗匹配器44输出端连接至发射型超声换能器45输入端。
[0148]
其中，激励信号选取的原则与相关限制为：体外的发射型超声换能器45作为超声源，其发射的超声波传播至人体组织53的空间峰值时间峰值声强i
spta
控制在i
spta
《0.1w/cm2。实际应用中也可以适当提高i
spta
，但要减小脉冲重复频率prf或增加充电间断时间。其中充电效率最高的激励方式是连续波驱动发射型超声换能器45，但需要每工作至5-10秒时间断关闭声源1-5秒防止组织53发热；当使用脉冲波驱动发射型超声换能器45时，脉冲数增多可提高充电效率，同时脉冲重复频率prf需要适当减小，且编码脉冲信息可包含在充电脉冲序列中，编码脉冲幅值应该小于充电脉冲幅值。激励发射型超声换能器45的信号频率f0选取与植入体内的接收型超声换能器1谐振频率应一致。激励信号峰峰值vpp的取值与体外发射型换能器45和植入体内的接收型超声换能器1特性有关，经超声充电反馈装置6调节串并联结构和通讯反馈信息后，应确保最终植入的接收型超声换能器1的声—电转换电压峰值大于5v。
[0149]
2)在体外发射型超声换能器45与皮肤52的接触面涂抹适量的超声耦合剂51。调节发射型超声换能器45发射型超声换能器45的位置与方向，使其与植入体内的超声换能器轴向对准。
[0150]
3)检查电气连接后，启动超声激励装置4，通过逆压电效应，发射型超声换能器45电—声转换发射第一超声波信号，并经皮肤52和组织53传输至植入体内超声无线能量传输系统100中的接收型超声换能器1，级联后的接收型超声换能器1将接收的第一超声波信号进行声—电转换，并经后级的充电电路2为电池3充电。同时超声充电反馈装置6将根据电池3充电状态发射编码脉冲信息，体外微控制器41准备解码与后续操作反馈。
[0151]
综上所述，本技术提供的接收装置、换能系统、充电系统、医疗设备及充电方法。超声能量接收装置设计简单，只需将多个超声换能器级联，空间级联方向可以为平行方向，可以为垂直方向，还可以为平行方向与垂直方向混合。电学级联方式可以为串联，并联以及串并联混合。其中超声换能器串联的方式的总输出电压为每个超声换能器声—电转换输出的电压累加，并联的方式的总输出电流则为每个超声换能器声—电转换输出的电流累加。该方法可有效提高超声换能器声—电转换的输出电压、输出电流及输出功率，是属于无源增压的方法，可用于解决植入超声换能器声—电转换电压幅值过低导致无法驱动充电电路2工作或电流太小无法应用于为电池3高效充电的问题。植入级联换能器可提升输出电压，也很适合为有大幅值输入需求的植入电子元器件工作，相比传统引进dc-dc电路类型的升压后稳压方法，可避免有源电路及相关复杂外围器件的引入与减小功率损耗，更易于集成及减少外围电池3充电电路2复杂度，进一步减小植入体内器件的体积。
[0152]
为提高植入电池3的充电稳定性与充电效率，本发明还引入了应用于超声能量接收装置的超声充电反馈装置6。内部电池3充电反馈中，本发明提出了串并联转换电路，体内微控制器62可用于自适应寻找及调整不同充电状态下，为植入电池3充电的接收型超声换能器1最优级联结构，使电池3充电效率得到最大优化。外部电池3充电反馈中，内部反馈调
整后的充电电压电流还可通过发射第二编码超声波信号反馈至位于体外的充电操作者，提示操作者评估电池3充电效率。特别地，当体内微控制器62自适应调整串并联结构后仍无法寻求合适的充电电压电流，将提示操作者检查位置对准，调整皮肤52接触面的体外发射换能器倾斜角，均匀涂抹接触面耦合剂，适当提高发射声源声压等。通过引入体内与体外间的反馈通讯交互功能，可提高超声波为植入电池3充电的可靠性与安全性。
[0153]
实施例六：
[0154]
本技术提出的超植入式系统主要包括四部分，分别为体外超声波发射装置4、超声传播媒介5、体内超声能量接收装置100和体内超声充电反馈装置6。
[0155]
体外超声波发射装置4主要包括体外微控制器41、波形发生器42、功率放大器43、阻抗匹配器44、发射型超声换能器45。其中超声发射通道为1-9个，超声编码信息接收通道1-9个，超声发射通道与超声编码信息接收通道可功能复用，也可分别独立使用。其中发射型超声换能器45数量为1-9个，发射型超声换能器45间距为10-40mm，发射压电陶瓷厚度为0.4-2mm及面积为100-1600mm2，发射压电陶瓷的串联谐振频率为1-5mhz，发射压电陶瓷形状可以为三角形、圆形、正方形、正六边形或球面型。
[0156]
体内超声能量接收装置100主要包括接收型超声换能器1、超声充电电路2、电池3。其中接收型超声换能器1包括pdms外层、接收型压电陶瓷11、柔性电路，其中接收型压电陶瓷11数量为2-18个，接收型压电陶瓷11在平行方向的间距为10-40mm，在垂直方向上的间距为0-2mm，接收型压电陶瓷11厚度为0.2-2mm及面积为3-49mm2，接收型压电陶瓷11的串联谐振频率为1-5mhz。接收型压电陶瓷11形状可以为三角形、圆形、正方形或正六边形。其中超声充电电路2包括整流滤波电路21、稳压电路22、电池管理模块23和柔性电路。
[0157]
发射换能器和接收换能器空间位置上垂直对应，从而接收换能器可以无偏差接收超声能量。其中换能器在发射编码超声和接收编码超声信号时可设置为收发一体应用，也可设置为独立应用。体外发射换能器用作超声发射的换能器数量为1-9，用作超声接收的换能器数量为1-9，体内接收换能器用作超声发射的换能器数量为1-9，用作超声接收的换能器数量为1-9。
[0158]
接收型超声换能器1包括两种级联升压模式，分别为垂直方向级联和平行方向级联。垂直方向为2片压电陶瓷级联，其中第一片压电片的负极与第二片的正极相连。平行方向级联为2-9片压电陶瓷级联，其中第一片压电片的负极与第二片的正极相连，以此类推。以及由18片压电陶瓷组成的垂直与平行方向混合级联模式。
[0159]
体内超声充电反馈子装置包括体内微控制器62、电压电流采样电路61、串并联转换电路63、超声激励电路64。其中串并联转换电路63的电子开关631数量为3-54个、开关三极管的集电极与发射级导通压降u
ce
范围为0-0.2v。体内微控制器62用于驱动电子开关631的gpio口数量为3-54个。其中，在电学端上采用了两个或两个以上接收型超声换能器1或相关原理的超声传感器，并通过级联方式以提高最终声—电转换输出电压和功率；将超声能量接收装置100应用于为植入医疗设备的电池3无线充电。均属于本发明的范畴。
[0160]
接收型超声换能器1是以超声传感器为核心基础的装置。可选的，接收型超声换能器1结构还可包括但不限于：匹配层、背衬层、外壳、导线以及其他辅助部件材料等。
[0161]
可选的，可由两个或两个以上超声换能器1的正负极依次串联进一步提高输出电压。每个换能器的相对空间位置任意，可上下堆叠、平行放置、可在空间任意组合排布，排布
方式包括但不限于平面阵列、球面阵列、曲面阵列、不规则随机阵列等。接收型超声换能器1的类型可包括但不限于：电磁声换能器、cmut换能器、机械型超声换能器、压电换能器等。接收型超声换能器1的材料包括但不限于：压电单晶、压电陶瓷、压电高分子聚合物、压电复合材料、压电半导体等。接收型超声换能器1可为多阵元换能器或单阵元换能器。接收型超声换能器1的形状可包括但不限于：圆柱型换能器、圆盘型换能器、矩形换能器、环形换能器、球形换能器等。
[0162]
可选的，接收型超声换能器1的级联数量为两个或两个以上，级联包括但不限于：最基本的压电器件或以此基础更复杂结构的超声传感器。空间级联结构包括但不限于：平面级联、垂直级联、空间曲面级联、空间随机排布级联等。
[0163]
串并联转换电路63是用于体内充电反馈及优化充电效率的核心装置，并被体内微控制器62所控制级联结构通道的电子开关631通断。可选的，逻辑控制串并联转换电路63的电子开关631通断装置的控制器但不限于：微控制器、单片机、fpga、dsp等等。可选的，电子开关631的控制器件可包括但不限于：三极管、场效应管，igbt等。
[0164]
以上应用了具体个例对本发明进行阐述，只是用于帮助理解本发明，并不用以限制本发明。对于本发明所属技术领域的技术人员，依据本发明的思想，还可以做出若干简单推演、变形或替换。