技术领域
[0001] 本
发明涉及无线充电领域，尤其涉及一种可植入设备及其电能发射和接收单元以及电能传输装置。
背景技术
[0002] 在当前的医疗器械领域开发了越来越多的可植入设备，比如
心脏起搏器、脑起搏器等。
[0003] 通常，可植入设备自带有一次性
电池。当经过一段时间的使用而电池行将耗尽时，需要将该可植入设备取出，重新植入人体中。这个过程不但具有创伤性，而且成本较高，过程相对繁琐。因此，如何实现对可植入设备的无线供能成为本领域需要解决的技术问题。
发明内容
[0004] 有鉴于此，本
申请提出了一种可植入设备及其电能发射和接收单元以及电能传输装置。
[0005] 根据本申请的一个方面，本申请提供了一种可植入设备的电能发射单元，该电能发射单元包括第一
铁氧体
薄膜和安装于该第一铁氧体薄膜的发射线圈，所述发射线圈为包括有多个线圈的双极性线圈。
[0006] 可选地，所述电能发射单元还包括发射端补偿
电路，该发射端补偿电路包括第一补偿电感、第一补偿电容以及第二补偿电容，其中所述第二补偿电容与所述发射线圈
串联，串联的所述第二补偿电容和所述发射线圈与所述第一补偿电容并联后与所述第一补偿电感串联。
[0007] 可选地，所述双极性线圈包括共面且相邻设置的第一线圈件和第二线圈件，所述第一线圈件和第二线圈件均呈半圆形并且相对拼接为圆形或椭圆形形状。
[0008] 可选地，所述发射线圈具有
单层、双层或者多层结构；和/或
[0010] 可选地，所述发射线圈与第一铁氧体薄膜紧密贴合。
[0011] 本申请提供了一种可植入设备的电能接收单元，该电能接收单元包括第二铁氧体薄膜和安装于该第二铁氧体薄膜的接
收线圈，所述接收线圈为包括有多个线圈的双极性线圈。
[0012] 可选地，所述电能接收单元还包括接收端补偿电路，该接收端补偿电路包括第三补偿电容，所述第三补偿电容与所述接收线圈串联。
[0013] 可选地，所述电能接收单元还包括整流滤波电路，该整流滤波电路包括桥式整流电路以及用于滤波的第四电容和第二电感，所述第四电容与所述桥式整流电路并联后与所述第二电感串联。
[0014] 可选地，所述双极性线圈包括共面且相邻设置的第三线圈件和第四线圈件，所述第三线圈件和第四线圈件均呈半圆形并且相对拼接为圆形或椭圆形形状。
[0015] 可选地，所述接收线圈具有单层、双层或者多层结构；和/或
[0016] 所述接收线圈制作为柔性
电路板或者利兹线线圈。
[0017] 可选地，所述接收线圈的
导线截面为0.0105平方毫米至0.1400平方毫米之间。
[0018] 本申请提供了一种可植入设备的电能传输装置，该电能传输装置包括所述电能发射单元以及所述电能接收单元，其中，所述接收线圈设置于所述可植入设备的壳体上，所述接收线圈与所述可植入设备的壳体之间设置有所述第二铁氧体薄膜，所述发射线圈与接收线圈间隔设置。
[0019] 可选地，所述发射线圈的面积大于所述接收线圈的面积。
[0020] 可选地，所述发射线圈的面积为所述接收线圈的面积的1.1至1.5倍。
[0021] 可选地，在工作状态下，所述发射单元的双极性线圈中的多个线圈件具有相反的
磁场方向；所述接收单元的双极性线圈中的多个线圈件具有相反的磁场方向。
[0022] 本申请提供了一种可植入设备，该可植入设备包括所述的电能传输装置。
[0023] 可选地，所述可植入设备为心脏起搏器、
心脏除颤器或脑起搏器。
[0024] 本发明的发射线圈和接收线圈均采用双极性线圈，与单极性线圈相比，双极性线圈的并联结构能使无线电能传输效率得到提升，进一步提高无线电能传输装置的电磁安全性。
[0025] 本申请的其它特征和优点将在随后的具体实施方式部分予以详细说明。
附图说明
[0026] 构成本申请的一部分的附图用来提供对本申请的进一步理解，本申请的示意性实施方式及其说明用于解释本申请。在附图中：
[0027] 图1为一种无线电能传输装置的电路模型；
[0028] 图2为本发明提供的无线电能传输装置；
[0029] 图3a和图3b为双极性线圈布置示意图；
[0030] 图4为本发明提供的无线电能传输装置的电路模型；
[0031] 图5为图4中无线电能传输装置的电路模型的简化矢量图。
具体实施方式
[0032] 需要说明的是，在不冲突的情况下，本申请中的实施方式及各个实施方式中的特征可以相互组合。
[0033] 下面将参考附图并结合实施方式来详细说明本申请。
[0034] 图1示出了无线电能传输装置的电路模型，此模型忽略发射线圈
电阻但考虑接收线圈电阻，且接收端仅使用一个电容进行补偿，虚线框内的电路结构可以称为LCC-C拓扑结构。在图1中，接收线圈和发射线圈的电感分别为L1和L2，忽略发射线圈电阻，接收线圈电阻为R2，发射端补偿电容为C1和 Cf1，补偿电感为Lf1。补偿电容C1和发射线圈串联，然后和补偿电容Cf1并联，然后再和补偿电感Lf1串联。由于补偿电感与发射线圈和接收线圈之间的耦合系数很小，忽略它们之间的互感。发射线圈与接收线圈之间的互感为 M。
二极管D1、D2、D3和D4构成桥式
整流器，电容C0和电感L0可以用来滤除高频分量，从而为电池Ub充电。
[0035] 如图1所示，假设端口1-1′的
电压为 (端点1为+,端点1′为-)，端口 2-2′的电压为 (端点2为+,端点2′为-)，流过发射线圈、接收线圈和电源的
电流分别为 和电流方向如图1所示。当
角频率为ω，频域等效电路KVL等式如下：
[0036]
[0037] 其中
[0038]
[0039]
[0040] 根据戴维南定理，可以计算出输入等效阻抗Zeq2以及输出等效阻抗Zeq1。
[0041]
[0042]
[0043] 若无线充电装置中的两端口网络处于谐振状态，输入阻抗和输出阻抗必须达到最小值，才能实现较高的效率。
[0044] 如果处于谐振状态，则两侧阻抗的
虚部应为零，即Im(Zeq1)＝0和 Im(Zeq2)＝0。
[0045] Im(Zeq2)＝0时，可以得到H11＝0，H21＝0。
[0046] 将H11＝0，H21＝0代入公式(5)，得到满足匹配条件的阻抗表达式为[0047]
[0048] 如果使无线电能传输装置发生谐振，得到如下的一组解：
[0049]
[0050] 流经两个线圈的电流的大小和频率将直接影响人体组织中的电磁
辐射和温升。电流越大，充电速度越快，温升也会越高并且上升速度越快。
[0051] 当使用LCC-C拓扑时，发射线圈和接收线圈的电流表达式为
[0052]
[0053]
[0054] 可以看出，电流随着
电源电压的升高而升高，当电源电压为定值时，发射线圈电流为一定值，接收线圈感应电压也为一定值。
[0055] 为了实现无线电能传输，充电线圈可以为包括有单个线圈件的单极性线圈，也可优选为包括有多个线圈件的多极性线圈，这可以根据具体工况而选择。
[0056] 本发明提供了一种用于可植入设备的无线电能传输装置，如图2所示，优选包括电源(在工作时需要连接电源)、发射端补偿电路、发射线圈单元、接收线圈单元、接收端补偿电路、整流滤波电路以及电池(在优选实施方式中，电池可省略，接收端补偿电路和整流滤波电路可选择至少一个电路)，其中发射线圈单元和接收线圈单元构成电磁
耦合器。
[0057] 为了提高无线电能传输效率进而提高电磁安全性，发射线圈和接收线圈采用双极性结构，所述发射线圈为包括有多个线圈件的双极性线圈，所述接收线圈为包括有多个线圈件的双极性线圈，如图3a和图3b所示，所述双极性线圈包括共面且相邻设置的第一(第三)线圈件和第二(第四)线圈件，所述第一(第三)线圈件和第二(第四)线圈件均呈半圆形并且相对拼接为圆形或椭圆形形状。
[0058] 具体来说，当流经单极性与双极性线圈的电流相同时，由于双极性线圈由两个线圈并联，流经每个线圈的电流只有单极性线圈中电流值的一半，这样能使提高无线电能传输效率，从而提高电磁安全性。
[0059] 同时，在工作状态下，所述发射单元的双极性线圈中的多个线圈件具有相反的磁场方向；所述接收单元的双极性线圈中的多个线圈件具有相反的磁场方向。因此，发射单元和接收单元所形成的磁通路的截面形状大致为半圆形形状，一方面有利于磁场的集中，另一方面能够降低磁漏的程度，提高电能传输效率。
[0060] 此外，发射线圈和/或接收线圈还可以采用单层、双层或者多层结构，双层或者多层结构可以用来增加线圈的电感。双极性结构能提高效率且利于安全。可选地，为了减小发射线圈的电阻，发射线圈采用利兹(Litz)线绕制。可选地，为了增大发射线圈的电感，发射线圈与铁氧体薄膜紧密相连。可选地，接收线圈要植入人体，接收线圈可制作为柔性电路板。由于例如心脏起搏器的可植入设备具有金属壳体，在进行无线充电时，其壳体表面的
涡流会大大减小接收线圈接收到的感应电压，因此在接收线圈与心脏起搏器壳体间有一铁氧体薄膜，接收端铁氧体薄膜固定在心脏起搏器壳体上，接收线圈固定在接收端铁氧体薄膜上(如图3a和3b所示)。可选地，接收线圈导线截面设计为0.0105平方毫米至0.1400平方毫米，优选为1.2mm×0.072 mm，以减小损耗和发热。可选地，发射线圈尺寸大于接收线圈尺寸，优选地，所述发射线圈的面积为所述接收线圈的面积的1.1至1.5倍，以在发射线圈与接收线圈出现偏移时依然能够获得较高的传输效率。设置有铁氧体薄膜紧贴发射线圈和/或接收线圈。
[0061] 图4示出了无线电能传输装置的电路模型，接收端仅使用一个电容进行补偿。在图1中，接收线圈和发射线圈的电感分别为L1和L2，发射线圈电阻为R1，接收线圈电阻为R2，发射端补偿电容为C1和Cf1，补偿电感为Lf1，补偿电感为Lf1的电阻为Rf1，接收端补偿电容为C2。
补偿电容C1与发射线圈串联，然后与补偿电容Cf1并联，最后和补偿电感Lf1串联。由于补偿电感与发射线圈和接收线圈之间的耦合系数很小，忽略它们之间的互感。发射线圈与接收线圈之间的互感为M。
[0062] 晶体管S1、S2、S3和S4构成直流转交流电路，将输入电压Uin转换为交流电压，二极管D1、D2、D3和D4构成桥式整流器与电容C0并联，然后再与电感L0串联，桥式整流后，电容C0和电感L0可以用来滤除高频分量，从而为电池Ub充电。
[0063] 在角频率为ω时，等效输入电阻
[0064]
[0065] 其中
[0066]
[0067] 当谐振时，虚部Im(Zin)＝0，则A＝0且B＝0且C＝0是其中的一组解，即谐振匹配条件为
[0068] ω2Cf1Lf1＝1且ω2L2C2＝1且
[0069] 等效输出阻抗
[0070]
[0071] 其中
[0072]
[0073] 当谐振时，虚部Im(Zout)＝0，则A＝0且B＝0且C＝0是其中的一组解，即谐振匹配条件为
[0074] ω2Cf1Lf1＝1且ω2L2C2＝1且
[0075] 图5为图4的简化矢量图。在谐振时，电流可写成：
[0076]
[0077]
[0078]
[0079] 其中，
[0080] 充电单元等效为电阻负载RL，当接收端电压恒定为 接收端电流为
[0081]
[0082] 而输入端电压为
[0083]
[0084]
[0085] 则输入端电流为
[0086]
[0087] 通过上述公式可以计算出谐振时的等效输入阻抗、等效输出阻抗以及输入电流。
[0088] 以上详细描述了(无线)电能传输装置及其电能发射单元、电能接收单元。此外，本申请还提供了一种可植入设备，该可植入设备包括上述电能传输装置。其中，在使用时，接收单元通常与可植入设备一体植入人体中，而发射单元则在人体外与接收单元相互间隔地设置，并为接收单元传送电能，可以用于充电，也可以用于
直接驱动可植入设备工作。上述可植入设备可以为心脏起搏器、心脏
除颤器或脑起搏器。在其他实施方式中，本申请的技术方案也适用于其他类型的可植入设备，如植入
皮肤下的芯片等。
[0089] 以上所述仅为本申请的较佳实施方式而已，并不用以限制本申请，凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何
修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。
