CN104734374A - 基于超声波的无线充电方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种基于超声波的无线充电方法，应用于无线充电领域，该方法主要通过输出一脉冲式的聚焦超声波，并由为1-3型压电复合材料的圆柱形换能片将聚焦超声波转换成具有电势差的压电信号，接着再将压电信号转换成适于充电的直流电信号，并予以输出至电池模块进行充电。本发明采用超声波作为能量的载体，能够以无创的方式进行充电，而且本发明的充电效率很高。

Description

基于超声波的无线充电方法

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，主要是指利用超声波来实现对于植入人体内的有源医疗设备进行充电，更加具体地来说，特别是涉及一种基于超声波的无线充电方法。

背景技术

有源植入式医疗设备是指通过外壳或内科手段，部分或全部植入人体，或通过医疗手段介入自然腔口且拟留在体内的植入式医疗器械，依靠电能或其他能源来帮助患者实现或恢复系统或器官的功能，现有的有源植入设备主要包括植入式心脏起搏器、植入式人工耳蜗、植入式神经刺激器、植入式机电心脏循环系统等。这类植入式医疗器械价格普遍比较昂贵，但寿命大多较短，造成这类器械寿命较短的主要原因是其携带电池的容量问题。

为延长植入式器械的使用寿命，现有的方式主要是一方面尽可能低的降低植入式器械的能耗，另一方面是更换能量密度更大和容量更大的电池，这增加了植入式系统的体积和重量，如现有的典型的传统的植入体内的心脏起搏器的电池重量和体积就占了整个系统的一半以上，即使采用了最新的锂电池，其寿命一般也只能维持5-8年，电池储能一旦耗尽，需要再次手术更换电池，甚至更换整个系统，增加病人的痛苦，同时也增加了病人的经济压力。由此可见，有源植入式医疗器械的电能问题已经成为制约其发展的一个瓶颈。

有源植入式医疗器械的无线充电技术，可将电能以无线的方式由体外输送到体内，完成对电池的充电，是解决以上问题的一个有效途径。该技术不会损伤皮肤，可避免手术感染，减小病人的痛苦，大大降低病人的治疗成本，在医疗行业有着广阔地应用前景。现有的正在研究中的无线能量传输方式主要有电磁感应，此方式存在着方向性不好、体内穿透性差、接收线圈体积偏大及电磁辐射等缺点，制约着此技术的发展。

鉴于现有植入式有源医疗设备在植入体内一定年限后会出现电源耗尽的情况，由此，需要再进行电源的更换或者补给。现有技术中一般采取两种做法，第一通过手术的方式来进行电源的更换，此方法给受治者带来了巨大的生理疼痛，而且手术费用也比较昂贵；第二就是通过外部设备对体内的设备进行电源补给，其中又包含侵入式和非侵入式，侵入式也即是会侵入体内，与通过手术的方式类似，不过创伤相对手术的方式来的更小，而非侵入式就是通过类似电磁感应或者其他类似能量传输的方式来进行电源的补给。不过，现有的电磁感应无线能量传输方式存在着方向性不好、体内穿透性差、接收线圈体积偏大及电磁辐射等缺点，制约着此技术的发展。

另外，现有技术中还有通过超声波等非侵入式来对有源医疗设备进行电源补给的设备，不过在使用过程中发现现有的这些涉及非侵入式的电源补给设备还是存在一些缺陷：

首先，位于体内的用于接收外部能量输出信号的接受设备较为复杂，存在除了有源医疗设备意外的其他耗能设备，从而增加了对于体内供能设备的消耗，这样导致使用者进行功能设备电源补给的时间频率变大，过度频繁地进行功能设备的充电也会降低有源医疗设备本身的性能，无形之中让使用者的出现意外的风险几率增加。

其次，由于在体内还增设有除了有源医疗设备、电源功能的其他与电源直接补给无关的部件，使得植入设备的体积或者形状变大，进而增加了有源医疗设备植入的难度。

另外，现有的非侵入式的电源补给设备在进行充电时，充满一次电的耗时较久，而且位于体内的能量转换部件的电能转换效率也不高，而且在充电过程中由于充电时间过长，超声波产生的内热往往会使充电部位的皮肤受损，出现红肿等现象。

总之，基于现有技术中所存在的缺陷，本发明提出一种基于超声波的无线充电方法，用以对植入体内的有源医疗器械设备中的电池/电源部件充电。

发明内容

鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种基于超声波的无线充电方法，用于解决现有技术中通过手术的方式对植入人体内的有源医疗设备进行充电所带的皮肤损伤、手术感染以及身体疼痛的问题，以提供一种更安全、有效、更长久、无污染的供电技术。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供以下技术方案：

一种基于超声波的无线充电方法，至少包括以下步骤：1)输出一脉冲式的聚焦超声波；2)将所述聚焦超声波作用于一为1-3型压电复合材料的圆柱形换能片上，并由所述圆柱形换能片将所述聚焦超声波转换成具有电势差的压电信号后予以输出；3)将所述压电信号转换成适于充电的直流电信号，并予以输出；4)接收所述直流电信号并将其接入电池模块以进行充电。

作为上述基于超声波的无线充电系统的优选方案，由机械式聚焦换能器或相控式聚焦换能器输出所述聚焦超声波。

作为上述基于超声波的无线充电系统的优选方案，所述聚焦超声波的占空比小于等于10％。

作为上述基于超声波的无线充电方法及其优选方案的进一步优化，在步骤2)中，所述圆柱形换能片的负载为纯阻特性，且所接收的所述聚焦超声波的频率介于所述圆柱形换能片的正谐振频率和反谐振频率之间。

作为上述基于超声波的无线充电方法及其优选方案的进一步优化，所述圆柱形换能片的负载阻抗等于所述圆柱形换能片的阻抗，且所述聚焦超声波的频率等于所述圆柱形换能片的正谐振频率。

作为上述基于超声波的无线充电方法及其优选方案的进一步优化，为1-3型压电复合材料的所述圆柱形换能片由压电陶瓷方柱、聚合物及上下电极组成，所述压电陶瓷方柱和聚合物设置于所述上下电极之间，所述压电陶瓷方柱排列在聚合物中，且所述压电陶瓷方柱占整个所述圆柱形换能片体积的40％-80％，所述压电陶瓷方柱的高度与方形边长之比至少大于3。

作为上述基于超声波的无线充电方法及其优选方案的进一步优化，所述圆柱形换能片的直径为2-5个所述聚焦超声波的波长。

综上来看，本发明至少具有以下有益效果：(1)本发明采用超声波作为能量的载体，能够以无创的方式穿透人体，对体内的植入式医疗器械进行充电，避免了电池电能消耗后通过再次手术更换电池或系统的过程，减轻了患者的再次手术的风险和痛苦，而且减轻了患者的经济负担。(2)本发明采用脉冲式低强度聚焦超声传输能量，保证了超声波在传输过程中的安全性、有效性和递送位置准确性。(3)本发明采用1-3型压电复合材料作为接收换能片，保证了对输送到体内的超声波进行高效的吸收；(4)本发明还对超声波在进行传输和转换过程的效率进行了进一步地优化，使得充电的时间更短、更高效，而且对于人体的副作用更低。

附图说明

图1显示为本发明一种基于超声波的无线充电系统的原理示意图。

图2显示为一种圆柱形结构的1-3型压电复合材料来实现的换能片示意图。

图3显示为谐振频率为0.8MHz时1-3型压电复合材料换能片和PZT-5压电材料换能片的阻抗对比曲线。

图4显示为换能片上接不同纯阻负载时的输出电压与驱动频率曲线。

图5显示为在换能片的阻抗和换能片负载阻抗的相同的情况下的功率输出效果图

图6显示为本发明中一种基于超声波的无线充电方法的实现流程图。

附图标号说明

10        超声波发射装置

20        换能片

21a，21b  电极

22        压电陶瓷方柱

23        聚合物

30        适配电路模块

40        电池模块

具体实施方式

以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需说明的是，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。

需要说明的是，以下实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，遂图式中仅显示与本发明中有关的组件而非按照实际实施时的组件数目、形状及尺寸绘制，其实际实施时各组件的型态、数量及比例可为一种随意的改变，且其组件布局型态也可能更为复杂。

为了使本领域技术人员能够更好地理解本发明中的技术方案，这里对下面将要涉及的技术予以解释说明。

1-3型压电复合材料：是由一维的压电陶瓷柱平行地排列于三维连通的聚合物中而构成的具有压电效应的两相压电复合材料。简单地来说，1-3型压电复合材料是一种压电复合材料。

鉴于现有植入式有源医疗设备在植入体内一定年限后会出现电源耗尽的情况，由此，需要再进行电源的更换或者补给。现有技术中一般采取两种做法，第一通过手术的方式来进行电源的更换，此方法给受治者带来了巨大的生理疼痛，而且手术费用也比较昂贵；第二就是通过外部设备对体内的设备进行电源补给，其中又包含侵入式和非侵入式，侵入式也即是会侵入体内，与通过手术的方式类似，不过创伤相对手术的方式来的更小，而非侵入式就是通过类似电磁感应或者其他类似能量传输的方式来进行电源的补给。

虽然，现有技术中也有涉及通过非侵入式来对有源医疗设备进行电源补给的设备，不过在使用过程中发现现有的涉及非侵入式的电源补给设备还是存在一些缺陷：

首先，位于体内的用于接收外部能量输出信号的接受设备较为复杂，存在除了有源医疗设备意外的其他耗能设备，从而增加了对于体内供能设备的消耗，这样导致使用者进行功能设备电源补给的时间频率变大，过度频繁地进行功能设备的充电也会降低有源医疗设备本身的性能，无形之中让使用者的出现意外的风险几率增加。

其次，由于在体内还增设有除了有源医疗设备、电源功能的其他与电源直接补给无关的部件，使得植入设备的体积或者形状变大，进而增加了有源医疗设备植入的难度。

而且，现有的非侵入式的电源补给设备在进行充电时，充满一次电的耗时较久，而且位于体内的能量转换部件的电能转换效率也不高，而且在充电过程中由于充电时间过长，超声波产生的内热往往会使充电部位的皮肤受损，出现红肿等现象。

另外，随着对1-3型压电复合材料的研究的不断深入，现有的1-3型压电复合材料技术较为成熟，而且也逐渐地被应用到各种电子设备中。1-3型压电复合材料作为传感器敏感元件的原理是其具有的压电效应，1-3型压电复合材料是由一维的压电陶瓷柱平行地排列于三维连通的聚合物中，且复合材料的极化方向垂直于电极面而构成的两相压电复合材料。在利用横向压电效应的1-3型压电复合材料中，每个压电陶瓷单元的极化方向与所施加的电场方向平行，即沿着1-3型压电复合材料的厚度方向；而如果是利用纵向压电效应的情况恰好相反。在高精度领域，不同形状和大小的1-3型压电复合材料，其性能也将有巨大的差异，不同应用环境其所对1-3型压电复合材料性能的需求也不相同，需要根据具体情况进行研究。

总之，基于现有技术中所存在的缺陷，本发明提出一种基于超声波的无线充电系统，用以对植入体内的有源医疗器械设备中的电池/电源部件充电。

具体地，请参考图1，示出了本发明一种基于超声波的无线充电系统的原理示意图，本发明提供的基于超声波的无线充电系统至少包括超声波发射装置10、供植入体内的换能片20、适配电路模块30以及电池模块40，其中，所述超声波发射装置10用于作脉冲式地输出一低强度的聚焦超声波，且所述聚焦超声波的占空比不大于10％；换能片20，用于接收所述低强度的聚焦超声波并将其转换成具有电势差的压电信号，并予以输出；适配电路模块30，连接于所述换能片20，用于接收所述压电信号并将其转换成适于充电的直流电信号；电池模块40，连接所述适配电路模块30，用于接收所述直流电信号进行电池模块40充电。

具体地，在上述基于超声波的无线充电系统中，所输出的超声波信号是呈脉冲式地输出的，这是因为超声波信号在人体内进行传输时会产生一定的热效应，如果是输出的超声波信号是连续形的，那么会在体内快速地形成积热，从而造成热损伤；与之相对地，该脉冲式的超声波的占空比应当设置为10％以下，类似地，当占空比为10％以下时，超声波信号进入体内时，仍然是机械效应占优，从而所引起的热效应低，保证了超声波以机械能的方式在体内高效的传输并将振动能量高效的输送到接收端的换能片20上。从而保证了超声波在体内传输过程中热损耗小，超声波在传输过程中不产生热损伤，不会对人体的皮肤造成难以恢复的损伤，确保了充电时的安全性。另外，所述超声波信号为低强度的(应当理解，超声波有低强度和高强度之分，此种分法是一种行业技术分类)，这是因为高强度的超声波会损伤体内组织。

需要进一步说明的是，现有的非侵入式充电设备在进行充电时容易造成内热，从而损伤皮肤组织。而造成体内热积累的原因主要有：第一，超声波的强度(国家有相关标准，强度与产生热能成正比，强度高，容易造成热损伤；强度低，更为安全，本发明采用低强度超声，也是基于此考虑)；第二，超声波持续时间，超声波辐射时间越长，热能积累就越多；第三，生物组织的超声吸收系数(这与频率相关，频率越高，吸收系数越大，越容易造成热损伤)等。

再具体地来说，所输出的超声波信号是以聚焦的方式予以输出的，这与设置于体内的换能片20有关，一般地，供植入体内的换能片20的尺寸十分的小，为了使超声波信号能够快速地被吸收，那么采用聚焦超声波是一种优选的方案。而且聚焦是通过发射端实现的，比如可以采用机械式或相控式聚焦换能器作为超声波发射装置10，并通过所述机械式或相控式聚焦换能器来实现超声波的聚焦。另外，聚焦的焦点大小和焦距为发射换能器决定的，并可通过机械式或相控式聚焦换能器根据已知参数来进行设置获得。采用聚焦超声波可以使所发射的聚焦超声波的焦点落在换能片20上，从而达到俱佳的转换率，若所述换能片20不是落在聚焦超声波的焦点上，那么其声压将会非常低，产生电流也非常小，无法达到充电的要求。

通过上述基于超声波的无线充电系统，通过低强度的聚焦超声波来输出超声波信号，并经过换能片20的接收后直接转换成压电信号，这里所得到的压电信号是具有一定压差的交流电信号，然后利用适配电路模块30将该交流压电信号转换成直流电信号，最后用来为电池模块40充电。整个充电过程快速、直接，而且用于植入体内的换能片20和适配模块体积结构都较小，可以十分方便地连同有源医疗设备一起植入体内。

进一步地，为了更好地实施本发明所提供的技术方案，所述换能片20可优选地采用圆柱形结构的1-3型压电复合材料，且换能片20的直径为2-5个所接收超声波的波长长度。

详细地，见图2，示出了一种采用1-3型压电复合材料制得的为圆柱形结构的换能片20结构示意图，如图所示，1-3型压电复合材料换能片20，由压电陶瓷方柱22、聚合物23及上下电极(21a、21b)组成，其中，压电陶瓷方柱22排列在聚合物23中，压电陶瓷方柱22的高度和方形边长之比大于3，且压电陶瓷方柱22(即陶瓷组分)占总整个换能片20体积的40％-80％之间，之所以这样设置的原因在于，如果采用高度和方形边长之比大于3的结构，可使压电陶瓷方柱构成的换能片20激发单纯的厚度振动，抑制了横向振动，能够高效的吸收超声纵波，将超声波的机械能转换为电能；如果是方柱尺寸高度和方形边长之比小于3，此换能片20在接收超声纵波的时，除了激发厚度振动外，还会激发较强横向振动，损失了一部分能量，大大降低了超声波转换成电能的效率。应当说明的是，1-3型压电复合材料是指具有上述结构的一类压电材料，其中，压电陶瓷方柱22可以选用各种具体的压电材料，例如PZT-5压电材料。

更加详细地来说，优选地将压电陶瓷方柱22(陶瓷组分)设置为占总体积的40％-80％之间，这是基于以下考虑，若陶瓷组分占总体积的80％以上，方柱之间的间隔会很小，在制作的时候不易加工；若陶瓷组分占总体积的40％以下，由于1-3型压电复合材料换能片20中的压电陶瓷方柱是将超声波转换成电能的功能部分，压电陶瓷方柱占的体积过小，会降低换能片20对超声波的吸收和转化。

另外，在对于1-3型压电复合材料换能片20的压电陶瓷材料(即压电陶瓷方柱22)选择上，经过实验分析，1-3型压电复合材料换能片20上的输出功率可以用以下公式(1)来进行计算。

$\mathrm{Power}=\frac{1}{2}{\left(\frac{P{e}_{33}}{{\mathrm{\ϵ}}_{33}{\stackrel{\‾}{c}}_{33}\mathrm{\ξ}\cot \mathrm{\ξh}}\right)}^2\frac{Z_L}{{(Z_C+Z_L)}^2}......\left(1\right)$

其中，P为换能片20上的超声波的驱动声压，e₃₃为换能片20的有效压电常数，为换能片20的有效弹性常数，ε₃₃为换能片20的有效介电常数，h为俘能片的厚度，ξ为波数，Z_L为负载电阻抗，Z_C为换能片20的电阻抗，从公式可以看出，输出功率与换能片20的有效压电常数及驱动声压的二次方成正比，与有效弹性常数及有效介电常数的二次方成反比，因此，压电性越好，输出功率越大；材料越软(弹性常数小)，输出功率越大。综合考虑，可以采用PZT-5或PMN-PT(铌镁酸铅晶体)制成的1-3型压电复合材料中的压电陶瓷方柱22，从而使得1-3型压电复合材料输出的功率较大，以提高充电效率。

再具体地来说，将所述换能片20的形状设置为圆柱形结构，是因为圆柱形结构具有圆滑、无尖锐角等特点，在将换能片20植入体内会相对安全；另外，考虑到聚焦超声波的焦域焦平面为圆形，且主峰尺寸大约为2个波长左右，为了使换能片20能够更好地接收所述聚焦超声波，那么其最小尺寸应要覆盖聚焦超声的焦平面，故换能片20的直径最小值取2个波长才较为合宜；同时还考虑到植入换能片20的体积微型化问题，换能片20的直径也不宜过长，一般将换能片20直径最大值取5个波长为俱佳(若体积过大，则不利于植入)，所以将所述圆柱形结构的换能片20直径设置在2-5个波长内为俱佳。

更具体地，一般将所述植入体内的为1-3型压电复合材料换能片20工作频率设置为0.3M-3MHz为俱佳，经实验对比来看，如图3，示出了在谐振频率为0.8MHz下1-3型压电复合材料换能片20和PZT-5压电材料换能片20的阻抗对比曲线，从图3中可以看出，1-3型压电复合材料厚度振动响应曲线单一，无杂波，响应曲线明显优于PZT-5压电材料的曲线，而PZT-5压电材料换能片20显示出来的曲线则杂波较多。需要说明的是，图3中所涉及的PZT-5压电材料是由PZT-5制成的单一圆柱形片，其与1-3型压电复合材料换能片20结构并不相同。

应当说明的是，考虑到对于体内电池充电的特殊性，其不能与对一般的电子产品或者电器设备充电，只要接上电源等待充满即可。在对电池模块40进行充电时除了考虑对电池本身进行电能的补充外，还必须考虑充电的效率和对体内植入有电池模块40的受治者的身体影响，而现有的充电方式的充电效率较低。下面将给出本发明中为实现充电效率更高的几种优选实施方式。

优选地，将所述适配电路模块30及充电模块可看做换能片20连接的负载，考虑到充电电池阻抗特性为纯阻特性，为优化系统的能量转换效率，同一换能片20上连接不同纯阻负载时，其最优的工作频率也不同，这就意味着不同的纯阻负载时，发射超声波的频率对换能片20上产生的输出电压有影响，请结合图4，示出了在换能片20上接不同纯阻负载时的输出电压与驱动频率曲线，可以看出，其规律是发射超声波的频率应在换能片20的正谐振频率和反谐振频率之间，在负载上产生的电压才能最大，且纯阻负载越大，发射超声波的频率应越高。鉴于此原因，在所述适配电路模块30及充电模块都为纯阻特性时，那么一般将超声波发射装置10发射超声波的频率设置在1-3型压电复合材料换能片20的正谐振频率和反谐振频率之间为俱佳。

优选地，换能片20所连接的负载阻抗和所发射超声波的频率对电能的输出功率有影响，请结合图5，分析显示，在频率7-8*10⁵Hz和9-10*10⁵Hz之间时，换能片20的输出功率最高，且换能片20达到最佳工作效率的条件是所连接的负载阻抗等于换能片20本身的阻抗，在这种条件下，同时超声波的频率对系统的能量转换效率也有影响，当超声波频率等于换能片20的正谐振频率时，换能片20产生的电能输出功率最大，此时的负载条件为负载阻抗(也即是在所述适配电路模块30及充电模块皆为纯阻特性时)等于换能片20在其正谐振点上的阻抗。故一般将作为负载的所述适配电路模块30及电池模块40的阻抗设置为与1-3型压电复合材料换能片20在其正谐振点上的阻抗相等为俱佳。

总的来说，结合上述优选方式，如果要进一步提升超声波的转换效率，那么需要对从超声波的转换效率进行改善。在上述优选实施例中可以知道，涉及能量转换的主要部件是超声波发射装置10和换能片20；另外，虽然换能片20的谐振频率是固定的，但是如果在换能片20上加了不同的负载，那么其产生点电能也将不同，而且在不同的工作频率，产生电能的效率也不同，这需要通过超声波发射装置10和换能片20的设置以及科学实验的对比分析，才能调试到系统达到最佳工作状态的结构，从而也才能保证了换能片20能在最优状态下将超声波高效的吸收并转化为电能。

还应到说明的是，在上述各种实施方案或优选方案中，所述适配电路模块30为适于将交流电流转变为直流电流的整流电路，目的是将产生的交流电变成直流电存储到电池模块40中，当然地，所述整流电路可以选用本领域通用的整流电路或者整流电路集成芯片(例如AC/DC标准电路芯片)，而所述电池模块40可采用可充电锂电池。

实施例2

在上述实施例1的基础上，本发明还提供了一种基于超声波的无线充电方法，请参见图6，示出了所述无线充电方法的实现流程图，如图所示，所述无线充电方法包括以下步骤：

步骤S10，输出一脉冲式的聚焦超声波；

步骤S20，将所述聚焦超声波作用于一为1-3型压电复合材料的圆柱形换能片上，并由所述圆柱形换能片将所述聚焦超声波转换成具有电势差的压电信号后予以输出；

步骤S30，将所述压电信号转换成适于充电的直流电信号，并予以输出；

步骤S40，接收所述直流电信号并将其接入电池模块以进行充电。

具体地，在上述步骤S10中，一般由机械式聚焦换能器或相控式聚焦换能器输出所述聚焦超声波，这样可以便于进行相关超声波参数的设置，另外，根据上述实施例1中的分析可知，所述聚焦超声波的占空比小于等于10％，以此来避免对人体造成热损伤。

进一步地，基于上述分析，可将输出所述聚焦超声波的频率介于所述圆柱形换能片的正谐振频率和反谐振频率之间，或者将输出所述聚焦超声波的频率设置为所述圆柱形换能片的正谐振频率，以此来保证所述圆柱形换能片具有较高的转换效率。

更具体地，在上述步骤S20中，为1-3型压电复合材料的所述圆柱形换能片由压电陶瓷方柱、聚合物及上下电极组成，所述压电陶瓷方柱和聚合物设置于所述上下电极之间，所述压电陶瓷方柱排列在聚合物中，且所述压电陶瓷方柱占整个所述圆柱形换能片体积的40％-80％，所述压电陶瓷方柱的高度与方形边长之比至少大于3。这是因为，如果采用高度和方形边长之比大于3的结构，可使压电陶瓷方柱构成的换能片激发单纯的厚度振动，抑制了横向振动，能够高效的吸收超声纵波，将超声波的机械能转换为电能；如果是方柱尺寸高度和方形边长之比小于3，此换能片在接收超声纵波的时，除了激发厚度振动外，还会激发较强横向振动，损失了一部分能量，大大降低了超声波转换成电能的效率。而将陶瓷组分设置为占总体积的40％-80％之间，这是基于以下考虑，若陶瓷组分占总体积的80％以上，方柱之间的间隔会很小，在制作的时候不易加工；若陶瓷组分占总体积的40％以下，由于1-3型压电复合材料换能片中的压电陶瓷方柱是将超声波转换成电能的功能部分，压电陶瓷方柱占的体积过小，会降低换能片对超声波的吸收和转化。

进一步地，一般将步骤S10中进行压电转换的所述圆柱形换能片的直径设置为2-5个所述聚焦超声波的波长。这是因为考虑到聚焦超声波的焦域焦平面为圆形，且主峰尺寸大约为2个波长左右，为了使换能片能够更好地接收所述聚焦超声波，那么其最小尺寸应要覆盖聚焦超声的焦平面，故换能片的直径最小值取2个波长才较为合宜；同时还考虑到植入换能片的体积微型化问题，换能片的直径也不宜过长，一般将换能片直径最大值取5个波长为俱佳(若体积过大，则不利于植入)，所以将所述圆柱形结构的换能片直径设置在2-5个波长内为俱佳。

具体地，在步骤S30中，一般采用整流电路或者整流电路集成芯片(例如AC/DC标准电路芯片)来实现将所述压电信号转化成直流电信号，以保证所述转换得到的压电信号可以为后续的充电做准备。

更具体地，在步骤S40中，一般采用锂电池作为被充电的对象。

从实施例2来看，所提供的该无线充电方法，可以实现快速高效地对电池进行充电功能，而且整个过程无需进行手术，可将其应用到相关的医疗领域，使需要进行植入有源医疗器械的换能能够在不经过二次手术就能实现对于有源医疗设备的供电，减少对于身体的伤害和痛苦。

综上所述，本发明的至少具有以下优点：

(1)本发明采用超声波作为能量的载体，能够以无创的方式穿透人体，对体内的植入式医疗器械进行充电，避免了电池电能消耗后通过再次手术更换电池或系统的过程，减轻了患者的再次手术的风险和痛苦，而且减轻了患者的经济负担。

(2)本发明采用脉冲式低强度聚焦超声传输能量，保证了超声波在传输过程中的安全性、有效性和递送位置准确性。

(3)本发明采用1-3型压电复合材料作为接收超声波的换能片，保证了对输送到体内的超声波进行高效的吸收。

(4)本发明还对超声波在进行传输和转换过程的效率进行了进一步地优化，使得充电的时间更短、更高效，而且对于人体的副作用更低。

上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。

Claims (10)

1.一种基于超声波的无线充电方法，其特征在于，至少包括以下步骤：

1)输出一脉冲式的聚焦超声波；

2)将所述聚焦超声波作用于一为1-3型压电复合材料的圆柱形换能片上，并由所述圆柱形换能片将所述聚焦超声波转换成具有电势差的压电信号后予以输出；

3)将所述压电信号转换成适于充电的直流电信号，并予以输出；

4)接收所述直流电信号并将其接入电池模块以进行充电。

2.根据权利要求1所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，在步骤1)中，由机械式聚焦换能器或相控式聚焦换能器输出所述聚焦超声波。

3.根据权利要求1所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，在步骤1)中，所述聚焦超声波的占空比小于等于10％。

4.根据权利要求1-3任一项所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，在步骤2)中，所述圆柱形换能片的负载为纯阻特性，且所接收的所述聚焦超声波的频率介于所述圆柱形换能片的正谐振频率和反谐振频率之间。

5.根据权利要求4任一项所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，所述圆柱形换能片的负载阻抗等于所述圆柱形换能片的阻抗，且所述聚焦超声波的频率等于所述圆柱形换能片的正谐振频率。

6.根据权利要求1-3任一项所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，为1-3型压电复合材料的所述圆柱形换能片由压电陶瓷方柱、聚合物及上下电极组成，所述压电陶瓷方柱和聚合物设置于所述上下电极之间，所述压电陶瓷方柱排列在聚合物中，所述压电陶瓷方柱的高度与方形边长之比至少大于3。

7.根据权利要求6所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，所述压电陶瓷方柱占整个所述圆柱形换能片体积的40％-80％。

8.根据权利要求1-3任一项所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，所述圆柱形换能片的直径为2-5个所述聚焦超声波的波长。

9.根据权利要求1所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，在步骤3)中，采用整流电路或者整流电路集成芯片来实现将所述压电信号转化成直流电信号。

10.根据权利要求1所述的基于超声波的无线充电方法，其特征在于，在步骤4)中，所述电池模块为锂电池。