CN102013717A - 植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法 - Google Patents

Abstract

植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法属于植入式医疗仪器领域，其特征在于，在建立相对应的装置后，用体外充电器中的第一微处理器采集体内功率部分中整流器输出电容上的电压作为反馈量，并计算出二次反馈之间的电压偏差值和电压偏差的变化率，再利用模糊控制规则确定体外发射功率的变化量，将其叠加到设定的发射功率值用以补偿由于移位、充电阶段变化等引起的所述整流器输出电容上的电压变化。本发明能在充电过程中能够对体内外线圈对位情况进行自动提示，提高充电效率，减小发热，提高稳定性。在不同对位位置或者不同充电阶段的情况下，自动调整体外发射功率，有效控制体内植入式医疗仪器发热在合理的范围内。

Description

植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法

技术领域

本发明涉及用于植入式医疗仪器的经皮无线充电方法，属于植入式医疗仪器技术领域。

背景技术

植入式医疗设备越来越多地在临床上得到应用，其功能是多种多样的，例如：用于治疗传导障碍和心力衰竭的心脏起搏器；用于治疗心室和心房的过速心律失常和纤维性颤动的心脏除颤器；用于治疗特发性震颤(例如由帕金森症所引起的)的神经刺激器；用于治疗听力障碍的蜗形植入物等。

目前，采用高能量密度电池的植入式医疗设备通常可以在病人体内使用3-5年的时间。但是，由于应用的是一次电池，电池能量耗尽后不得不重新进行手术更换设备，这类设备存在较大的缺点，手术过程中可能产生并发症，而且重新手术需要病人支付更多的医疗费用，加重了经济负担。为了克服以上缺点，人们研究了使用可充电电池的植入式医疗设备。由于可以定期充电，所以电池需要存储的总能量更少，由此电池的体积也可以更小。另外由于现有可充电电池一般可重复充电数百次，使用可充电电池的植入式医疗设备的寿命要比使用一次电池的设备寿命更长久。

植入式医疗仪器植入患者体内，与体外充电装置有皮肤等组织隔离，需要采用经皮无线充电方式。该充电方式一般是基于已经发展成熟的电磁耦合原理，利用电磁场穿透人体皮肤向植入式医疗仪器传递电能。

植入式医疗仪器一般使用生物相容性的金属钛密封，形成了较强的电磁屏蔽，然而由于电磁耦合过程中钛外壳存在涡流效应等影响，极易引发充电过程中体内植入式医疗仪器发热的问题。充电初始阶段在体外很难对植入体内的钛外壳内部的线圈和电路准确定位，存在由于充电初始对位阶段对位时间过长引起的体内植入式医疗仪器发热增加的问题。为解决此类问题，可以在充电初始阶段通过体外采样电路实现充电过程的快速建立。另外，由于存在体内外线圈对位位置不确定的问题，充电过程中的充电效率很难得到保证，需要能够自动提示朝哪个方向移动体外线圈充电效率会更高。并且，在不同对位位置或者不同充电阶段的情况下，自动调整体外发射功率，以保证体内接收能量恒定，可以有效控制体内植入式医疗仪器发热在合理的范围内。

采用充电电池为植入式医疗仪器供应能量的相关专利都不具备对位自动提示功能，只是进行不同情况下的效率提示。

发明内容

针对上述问题，本发明的目的是提供一种能够满足植入式医疗仪器要求的经皮无线充电方法，具有充电初始对位阶段快速检测是否体内外已经建立充电过程的功能，具有充电过程中自动提示朝哪个方向移动充电效率会更高的功能，具有在不同对位位置和不同充电阶段情况下体内接收能量保持恒定的功能。本发明方法基于以下技术方案实现。

植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法所基于的装置，其特征在于，包括体外充电器和体内植入式医疗仪器，其中：

体外充电器，包括体外功率部分和体外控制部分，其中，

体外功率部分包括体外能量发射电路、显示、体外能量发射线圈和采样线圈。其中，

体外能量发射电路，包括驱动放大电路和功率电路，

驱动放大电路，由一个驱动芯片组成，该驱动芯片的驱动控制信号输入端与所述体外控制部分包括的第一微处理器发出的驱动控制信号输出端相连，

功率电路，由四个功率场效应管以全桥拓扑方式相串接而成，该功率电路的发射信号输入端与驱动放大电路的输出端相连，

体外能量发射线圈，是一种扁平状磁芯线圈，由一个发射线圈和同轴安置的磁芯组成，其输入端与功率电路的输出端相连，

采样线圈，由一个采样线圈和同轴安置的磁芯组成，其输入端与功率电路的输出端相连，其输出端与体外控制部分包括的采样处理电路输入端相连。

体外控制部分包括第一微处理器、采样处理电路、体外通信线圈和通信电路。其中，

体外通信线圈，用于接收体内通信线圈发出的信号，其输出端与通信电路输入端相连，同时，体外向体内传递信息的时候，体外通信线圈的输入端与体外能量发射电路包括的功率电路的输出端相连，

通信电路，所述通信电路的输出端与第一微处理器的输入端相连，

采样处理电路，其输出端与第一微处理器的输入端相连，输入端与采样线圈相连，

第一微处理器，所述第一微处理器的输入端与采样处理电路和通信电路的输出端相连，其输出端发出的驱动信号与体外能量发射电路相连，

体内植入式医疗仪器包括体内功率部分和体内控制部分。其中，

体内功率部分包括：安置在一个钛壳内的下列各组成部分：体内能量接收线圈、谐振电容，整流电路，整流器输出电容、稳压芯片、充电电路和电池，其中：

体内能量接收线圈，呈扁平状，大小和重量都小于所述体外能量发射线圈，但两者呈中心轴平行放置，用于与谐振电容并联接收所述体外能量发射线圈输出的电磁能量，

整流电路，输入端与所述能量接收线圈的输出端相连，把电磁能量由交流信号转换为直流信号，

整流器输出电容，输入端与整流电路输出端相连，用于滤波，

稳压芯片，输入端整流器输出电容相连，输出端与充电电路和电池相连。

体内控制部分包括：反馈电路，内设有通信调制解调器的第二微处理器和体内通信线圈。其中，

体内通信线圈，与第二微处理器互连，用于双向经皮无线通信，

反馈电路，其输入端与整流器输出电容的输出端相连，

第二微处理器，其输入端与反馈电路的输出端相连。

植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法，在体外控制部分包括的第一微处理器中实现，依次包括，

根据以上技术方案所述的装置，其中，所述第一微处理器根据所述体外采样线圈上采样，经采样处理电路处理后的输入的电压，判断是否成功建立充电过程；当所述电压低于预定的第一阈值时，认为建立起正常充电状态；当所述电压进一步低于预定的第二阈值时，认为充电过程的对位过程完成；

如果充电过程未成功建立，则所述第一微处理器在预定的范围内控制增大所述体外能量发射电路的发射功率；如果所述发射功率达到最大仍然没有建立起充电过程，则所述第一微处理器通过显示提示重新对位。

根据以上技术方案所述的装置，其中，在建立充电过程之后，所述第一微处理器提示自动对位，以优化充电效率，所述自动对位的提示过程包括：

提示将所述体外充电器向一方向移动一段距离，通过所述第一微处理器获取此时的充电效率(为体内接收功率除以体外发射功率，体内接收功率通过经皮通信送入第一微处理器的体内充电电流和电压计算获得，体外发射功率第二微处理器直接计算获得)；

如果与上一点比充电效率增加，则提示向相同方向继续移动，直至在该方向上充电效率变低，然后提示向与前一方向成90度方向移动；如果沿新的方向移动后充电效率降低，则提示向新方向的相反方向移动，否则提示相同方向继续移动。

根据以上技术方案所述的装置，其中，所述第一微处理器包括模糊控制系统，用于调整所述发射功率，以保证体内整流滤波电容的电压恒定，从而保证体内发热在合理范围内。

根据以上技术方案所述的装置，其中，所述模糊控制系统的输入量为所述整流器滤波电容电压偏差和所述电压偏差的变化率，输出量是所述体外能量发射电路的发射功率校正量；所述模糊控制系统的模糊控制规则使用加权平均法。

与现有技术相比，本发明具有如下有益效果：(1)体外采样，而非体内外通信用来判断充电过程的建立，能够快速建立起充电过程，减小充电建立过程中体内植入式医疗仪器的发热增加；(2)在充电过程中能够对充电效率和体内外线圈对位情况进行自动提示，提高充电过程的效率，减小发热，提高稳定性和可靠性；(3)在不同对位位置或者不同充电阶段的情况下，自动调整体外发射功率，以保证体内接收能量恒定，有效控制体内植入式医疗仪器发热在合理的范围内。

附图说明

图1是本发明的充电系统总体示意图。

图2是本发明的快速反映是否建立充电过程的采样处理电路(不通过通信)示意图。

图3是本发明的充电初始阶段对位控制示意图。

图4是充电过程中自动对位提示示意图。

图5是本发明的保证体内接收功率恒定的体外发射功率调节规则模糊控制结构示意图。

图6是模糊控制系统软件流程图。

图7是充电对位流程图。

具体实施方式

为实现上述发明目的，本发明采用如下技术方案：植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法所基于的装置，其特征在于，包括体外充电器和体内植入式医疗仪器，其中，体外充电器，包括体外功率部分和体外控制部分，体内植入式医疗仪器包括体内功率部分和体内控制部分。体外功率部分包括一个体外能量发射线圈，体内功率部分包括一个体内能量接收线圈。所述体外能量发射电路产生交流电激励体外能量发射线圈产生电磁场，所述体内能量接收线圈通过电磁耦合接收到经皮肤乃至钛外壳传递的能量之后通过所述充电控制电路为体内电池进行充电。

进一步的，所述体内能量接收线圈采用微小型化设计，为空心线圈。所述体外能量发射线圈采用较大面积的扁平状磁芯，能量发射线圈和能量接收线圈采用平行轴方式放置。

进一步的，植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法，在体外控制部分包括的第一微处理器中依次实现：快速建立起充电过程，减小充电建立过程中体内植入式医疗仪器的发热增加；在充电过程中能够对充电效率和体内外线圈对位情况进行自动提示，提高充电过程的效率；在不同对位位置或者不同充电阶段的情况下，自动调整体外发射功率，以保证体内接收能量恒定，有效控制体内植入式医疗仪器发热在合理的范围内。

下面结合附图对本发明的植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法的实施方式做出详细说明。

图1是本发明的充电系统总体示意图。该充电系统包括体外充电器和体内植入式医疗仪器，其中：体外充电器，包括体外功率部分110和体外控制部分113，其中，体外功率部分包括体外能量发射电路10、显示11、体外能量发射线圈21和采样线圈23。其中，体外能量发射电路10，包括驱动放大电路和功率电路，驱动放大电路，由一个驱动芯片组成；功率电路，由四个功率场效应管以全桥拓扑方式相串接而成；体外能量发射线圈21，是一种扁平状磁芯线圈，由一个发射线圈和同轴安置的磁芯组成；采样线圈23，由一个采样线圈和同轴安置的磁芯组成。体外控制部分113包括第一微处理器19、采样处理电路29、体外通信线圈22和通信电路115。其中，体外通信线圈22，用于接收体内通信线圈发出的信号，同时，体外向体内传递信息的时候，用于向体内通信线圈发出信号，第一微处理器19，所述第一微处理器的输入端与采样处理电路和通信电路的输出端相连，其输出端发出的驱动信号用于驱动体外能量发射电路。体内植入式医疗仪器包括体内功率部分111和体内控制部分112。其中，体内功率部分111包括安置在一个钛壳内的下列各组成部分：体内能量接收线圈12、谐振电容13，整流电路14，整流器输出电容15、稳压芯片16、充电电路和电池17，其中：体内能量接收线圈12，呈扁平状，大小和重量都小于所述体外能量发射线圈，但两者呈中心轴平行放置，用于与谐振电容13并联接收所述体外能量发射线圈输出的电磁能量；整流电路14，输入端与所述能量接收线圈的输出端相连，把电磁能量由交流信号转换为直流信号；整流器输出电容15，输入端与整流电路输出端相连，用于滤波；稳压芯片16，输入端整流器输出电容相连，输出端与充电电路和电池相连，用于稳压。体内控制部分112包括：反馈电路18，内设有通信调制解调器的微处理器和体内通信线圈。其中，体内通信线圈，与第二微处理器互连，用于双向经皮无线通信；反馈电路，其输入端与整流器输出电容的输出端相连；第二微处理器，其输入端与反馈电路的输出端相连。

体外能量发射电路10在第一微处理器19发出驱动信号的驱动下产生交流电激励体外能量发射线圈21产生电磁场，所述体内能量接收线圈12通过电磁耦合接收到经皮肤乃至钛外壳传递的能量之后经整流、滤波和稳压(由14、15、16依次串联实现)后，通过所述17充电电路为电池进行充电。在充电过程中，对体内信息进行采样，如体内整流器滤波电容电压、充电电流等进行采样，将结果发送到反馈电路18，通过无线经皮通信(由体内、体外通信线圈和外围电路117、116、22、115依次组成)将体内信息传递到体外第一微处理器用来进行体外的显示和充电控制，本文所述通过体外采样线圈快速建立起充电过程；在充电过程中对充电效率和体内外线圈对位情况进行自动提示；在不同对位位置或者不同充电阶段的情况下，体内整流器滤波电容输出电压反馈用来进行功率闭环控制，以进行发射功率的调整，以保证体内接收能量恒定，均在第一微处理器19内实现。

图2所示为快速反映体内是否成功建立充电过程的采样处理电路(不通过通信)示意图。通过体外采样，而非体内向体外通信，第一微处理器19快速判断是否已经建立充电过程，由于在体外进行参数采样，减少了体内外通信进行参数传递所耗费的时间，第一微处理器19发出的驱动信号驱动体外能量发射电路，实现对发射功率的快速调节，大大缩短充电过程建立的时间，减小发热。采样线圈23绕在磁芯20上，体外能量发射线圈21绕在采样线圈23外部。采样线圈23上的电压依次经分压装置25，整流装置26，滤波装置27，送入第一微处理器19，第一微处理器19根据计算结果调整体外能量发射电路的驱动信号，进行发射能量调整。如果充电过程未成功建立，会在与合理温度对应的范围内调整发射功率，当发射功率调整到最大依然没有建立起充电过程，会提示重新对位，直至建立起充电过程。

图3是充电初始阶段对位控制示意图。曲线36示出的为整流器滤波电容15的电压示意，曲线31示出的为体外采样线圈23经分压装置25，整流装置26，滤波装置27后送入第一微处理器19的曲线，其与整流器滤波电容15的采样电压相对应。当整流器滤波电容15的电压升高，对应体外能量发射线圈21发射的能量耦合进入体内能量接收线圈12的能量增加，对应于体外采样线圈23上的电压会降低。在充电初始阶段对位过程中，当31降低到第一阈值32(2.5V)第一微处理器19即认为建立起下常充电状态，作为回差，在充电过程中当对位等发生变化时引起31上升到第二阈值33(2.3V)，第一微处理器19即认为对位位置超出正常充电范围(ΔT3为超出正常充电范围后恢复到建立起下常充电状态的时间)。在进入正常充电状态后，随着对位位置的改善调整，31电压进一步降低，当降低到合适电压时，如图3中第三阈值35(1.8V)位置所示，第一微处理器19即认为进入较好的对位位置，此时认为充电初始阶段对位过程完成。图3中时间ΔT1为充电过程建立时间，由于31为体外采样线圈采样，不是通常采用的通过体内通信外传曲线36的信息，缩短了充电建立的时间，同时体内部分无需增加相应的电路从而减小了体内的复杂性，提高了植入式医疗仪器的可靠性。因此，体外对发射能量的调整非常迅速，使ΔT1的时间大为缩短，减小了体内的温升，安全性得到可靠保证。而且在充电过程中，由于对位关系变化，整流器滤波电容15的电压发生变化，导致充电过程可能会发生中断，通过体外采样线圈23检测，也能快速的输入到第一微处理器19，通过第一微处理器19发出发射功率调整信号以调节体外能量发射线圈的发射能量。ΔT3是在充电过程中体内外对位等发生变化时，由于体内整流器滤波电容15电压过低，充电过程中断，由于通过体外采样线圈23检测处理后信息输入到第一微处理器19，快速采取措施，通过第一微处理器19发出发射功率调整信号以实现对体外向体内发射能量的调整。

图4是充电过程中自动对位提示示意图。目的是在建立了体内外的充电过程后，通过自动对位提示，实现对充电效率的优化。自动对位提示过程中，体内能量接收范围设定满足热合理范围。图中示出了系统可以正常实现充电过程的区域42，体外能量发射线圈21中心示意点43，体内能量接收线圈12中心示意点48。体外充电器在可正常实现充电过程区域42内的任意一个初始点开始由用户移动，如果第一微处理器计算获得的结果与上一点比充电效率增加，充电器提示向相同方向继续移动，直至在该方向上充电效率变低。然后提示向与前一方向成90度方向移动，如果沿新的方向45移动效率降低，提示用户向新方向的相反方向46移动。即使用户不能严格按照直线或者90度方向严格移动，都能实现对圆心的逼近，进入所示的圆41内，即认为效率已经达到了理想状况。效率计算所用参数通过通信从体内或/和体外采样线圈获得。

图5为模糊控制系统结构图。实现在不同对位位置或者不同充电阶段等情况下，自动调整体外发射功率，以保证体内接收能量恒定，有效控制体内发热在合理范围内，该部分功能在第一微处理器19中实现，其输入为整流器输出电容15电压，输出为第一微处理器19发出的体外能量发射电路的驱动信号，驱动体外能量发射电路10。通过对发射能量的调整，达到调整整流器输出电容电压的目的，从而保证体内接收能量恒定。整流器输出电容15电压经通信送入第一微处理器19，该电压值与电压给定值Vavg的偏差e(Vav)和电压偏差的变化率c(Vav)是模糊控制器51的两个输入量；模糊控制器51的输出量是模糊控制决策的充电器体外发射功率校正量ΔPg。体外能量发射电路10的发射功率控制量为体外发射功率给定值Pig和校正量ΔPg之和。第一微处理器19根据模糊控制器51的输出，发射相应的驱动信号，驱动体外能量发射电路，通过对发射功率的调整，实现对整流器输出电容15两端电压即控制对象的调节。反馈电路18通过对整流器输出电容15进行采样，经经皮无线通信送入微处理19。在第一微处理器19内经数字滤波57与Vavg进行运算产生整流器输出电容15电压偏差e(Vav)和电压偏差的变化率c(Vav)。模糊控制器51包括三个部分，输入量的模糊化，模糊控制规则确定和解模糊判决。

其中，模糊控制器的输入变量定义见表1。

表1  模糊控制器的输入变量定义

根据试验结果和实际操作经验，当由于对位或充电阶段等变化引起体内接收能量发生变化时，电压偏差输入量e(Vav)_n的偏差范围(-5-5)V，c(Vav)_n的变化范围(-1-1)V，发射功率校正量ΔPg的范围(-0.5-0.5)W都是确定的，在该范围内，体内的发热在合理范围内。

可以利用Mamdani推理(if A and B then C类型)构造出所需体外发射功率的模糊控制规则。模糊控制表可由7×3条控制规则组成。控制状态规则表如下表2所示。在解模糊判决中主要有三种方法：最大隶属度法、加权平均法、取中位法。在以上三种方法中使用加权平均法，也称为重心法，具有稳态性能好等优点。

将表2模糊控制规则状态表存于体外充电器微控制单元中供数字控制过程查询。表中E(Vav)和C(Vav)为e(Vav)和c(Vav)模糊化后的数据，表2中对应不同E(Vav)和C(Vav)组合，查表得到对应的发射功率调整数据ΔPg，即对应不同的E(Vav)和C(Vav)，会对应不同的发射功率调整数据ΔPg。电压偏差E(Vav)和其变化率C(Vav)作为输入语言变量，发射功率调整数据ΔPg作为输出语言变量，据实验所确定的电压偏差和偏差变化率的变化范围，选取语言变量E(V_av)的语言值为：“正大”(PB)、“正中”(PM)、“正小”(PS)、“零(ZO)”、“负小”(NS)、“负中”(NM)、“负大”(NB)，选取语言变量C(Vav)的语言值为：“正”(P)、“零”(ZO)、“负”(N)。

所述电压的偏差值E(Vav)_n用以下符号表示，其中，n是计算次数的符号，n＝1，2，…，N，N为计算次数，为设定值：

“Q”表示负值，“ZO”表示零值，“P”表示正值。

所述电压的偏差变化率C(Vav)n是与第n-1次的计算值相比较而得到的用以下符号表示，

“NS”，为负值，表示更负，但相对较小，

“PS”，为正值，表示更正，但相对较小，

“NM”为负值，表示更负，但相对较偏中，

“PS”为正值，表示更正，但相对较偏中，

“NB”为负值，表示更负，但相对偏大，

“PS”为正值，表示更正，但相对偏大，

“NS”提示使所述体外充电器发射功率变化量向相反方向做小幅度输出调整，

“ZO”提示使所述体外充电器发射功率变化量维持不变，体外发射功率维持不变，

“PS”提示使所述体外充电器发射功率变化量向相同方向做小幅度输出调整，

“PM”提示使所述体外充电器发射功率变化量向相同方向做中等幅度输出调整，

“PB”提示提示使所述体外充电器发射功率变化量向相同方向做大幅度输出调整，

表2  模糊控制规则状态表

图6为发射功率模糊控制系统软件流程。步骤61为整流器输出电容15的电压平均值求取，然后步骤62进行偏差和偏差变化率计算，经步骤63查Fuzzy控制表，即模糊控制规则状态表2，确定体外发射功率ΔPg，发射功率控制量Pg为对应的初始给定量Pig和ΔPg之和。

图7为充电对位流程图，与图3相对应。

上述方式只是本发明优选的实施方式，对于本领域内的普通技术人员而言，在本发明公开的植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法的基础上，很容易想到将其应用于各种仪器系统，而不仅限于本发明具体实施方式所描述的系统结构，因此前面描述的方式只是优选的，而并不具有限制性的意义。

Claims (2)

1.植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法，其特征在于，依次含有以下步骤：

步骤(1)，构建一个具有对位自动提示功能的植入式医疗仪器；包括体外充电器和体内植入式医疗仪器，其中：

体外充电器，包括体外功率部分和体外控制部分，其中，

体外功率部分，包括体外能量发射电路、显示电路、体外能量发射线圈和采样线圈，其中，

体外能量发射电路，包括驱动放大电路和功率电路，

驱动放大电路，由一个驱动芯片组成，该驱动芯片的驱动控制信号输入端与所述体外控制部分包括的第一微处理器发出的驱动控制信号输出端相连，

功率电路，由四个功率场效应管以全桥拓扑方式相串接而成，该功率电路的发射信号输入端与所述驱动放大电路的输出端相连，

体外能量发射线圈，是一种扁平状磁芯线圈，由一个发射线圈和同轴安置的磁芯组成，其输入端与所述功率电路的输出端相连，

采样线圈，由一个采样线圈和同轴安置的磁芯组成，其输入端与所述功率电路的输出端相连，其输出端与体外控制部分包括的采样处理电路输入端相连，用于判断是否成功建立充电过程，

体外控制部分，包括第一微处理器、采样处理电路、体外通信线圈和通信电路，其中，

体外通信线圈，用于接收体内通信线圈发出的信号，其输出端与所述通信电路输入端相连，同时，体外向体内传递信息的时候，体外通信线圈的输入端与体外能量发射电路包括的所述功率电路的输出端相连，

通信电路，所述通信电路的输出端与第一微处理器的输入端相连，

采样处理电路，其输出端与第一微处理器的输入端相连，输入端与所述采样线圈相连，

第一微处理器，所述第一微处理器的输入端与所述采样处理电路和通信电路的输出端相连，而输出端发出的驱动信号与所述体外能量发射电路中的驱动放大电路的输入端相连，

在所述第一微处理器内设有模糊控制模块，输入量为所述整流器输出电压的电压反馈值Vav，该整流器输出电压的给定值Vavg，并按下式计算第n次采样反馈时的第n次电压偏差e(Vav)n以及第n次电压偏差的变化率c(Vav)n：

e(Vav)_n＝Vavg-Vav，

c(Vav)_n＝e(Vav)_n-e(Vav)_n-1

该模糊控制模块的输出量是所述体外能量发射电路的发射功率控制校正量ΔPg，并显示，

体内植入式医疗仪器，包括体内功率部分和体内控制部分，其中，

体内功率部分，包括：安置在一个钛壳内的下列各组成部分：体内能量接收线圈、谐振电容，整流电路，整流器输出电容、稳压芯片、充电电路和电池，其中：

体内能量接收线圈，呈扁平状，大小和重量都小于所述体外能量发射线圈，但两者呈中心轴平行放置，用于与谐振电容并联接收所述体外能量发射线圈输出的电磁能量，

整流电路，输入端与所述能量接收线圈的输出端相连，把电磁能量由交流信号转换为直流信号，

整流器输出电容，输入端与整流电路输出端相连，用于滤波，

稳压芯片，输入端与所述整流器输出电容相连，输出端与充电电路相连，而该充电电路的输出端和电池相连，

体内控制部分，包括：反馈电路，内设有通信调制解调器的第二微处理器和体内通信线圈，其中，

体内通信线圈，与所述第二微处理器互连，用于双向经皮无线通信，

反馈电路，其输入端与所述整流器输出电容的输出端相连，

第二微处理器，其输入端与反馈电路的输出端相连，

步骤(2)，所述第一微处理器依次按以下步骤实现充电控制过程，

步骤(2.1)，所述第一微处理器根据经体外采样处理电路得到的所述体外采样线圈上的电压，判断是否成功建立充电过程；当所述电压低于预定的第一阈值时，认为建立起正常充电状态；当所述电压上升到预定的第二阈值时，认为超出正常充电范围；当所述电压进一步低于预定的第三阈值时，认为充电初始阶段对位过程完成，

如果充电过程未成功建立，则所述第一微处理器控制在预定的范围内增大所述体外能量发射电路的发射功率；如果所述发射功率达到最大仍然没有建立起充电过程，则所述第一微处理器提示重新对位，

步骤(2.2)，所述体内控制部分中的反馈电路采集所述体内功率部分中的整流电路的输出电压Vav，并反馈给所述体内控制部分中的第二微处理器，

步骤(2.3)，所述第二微处理器通过体内通信线圈后，依次经钛壳和皮肤发给所述体外控制部分的体外通信线圈，再经过通信电路送入所述体外控制部分中的第一微处理器，

步骤(2.3)所述第一微处理器根据所述体外采样线圈上的电压控制充电过程，

当所述体外采样线圈上的电压降低到设定的第一阈值电压时，判断为已建立起正常充电状态，该第一阈值电压为2.5伏，

当所述体外采样线圈上的电压继续降低到设定的第三阈值电压时判断为已进入充电初始阶段，对位过程完成的状态，该第三阈值的电压为1.8伏，

在继续充电过程中，当所述体外采样线圈上的电压开始升高，表示对位位置发生变化，一旦上升到超过设定的第二阈值电压时判断对位位置已越出设定的正常范围，需要按设定的模糊控制规则进行模糊控制，输入时所述的电压偏差值E(Vav)n，以及电压偏差变化率C(Vav)n，输出是对应的模糊控制操作，

植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法，在体外控制部分包括的第一微处理器中实现。

2.根据权利要求1所述的植入式医疗仪器用具有对位自动提示功能的无线充电方法，其特征在于，在建立充电过程之后，所述体外控制部分提示自动对位，所述自动对位的提示过程包括：

提示将所述体外充电器向一方向移动一段距离，通过所述第一微处理器获取此时的充电效率；

如果与上一点比充电效率增加，则提示向相同方向继续移动，直至在该方向上充电效率变低，然后提示向与前一方向成90度方向移动；如果沿新的方向移动后充电效率降低，则提示向新方向的相反方向移动，否则提示相同方向继续移动。

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