CN105009315B - 压电振动能量采集器 - Google Patents

Abstract

振动能量采集器具有基础部和压电式转换器，压电式转换器由压电材料层形成，并且在位于基础部处的第一端部与第二端部之间延伸。压电式转换器的至少一部分在第一端部与第二端部之间以往复图案设置。磁性部件提供磁场，压电式转换器的至少一部分在该磁场内操作，以使得压电式转换器表现出非线性行为。使用振动能量采集器的可植入生物医学设备可从心跳波形(心跳)提取能量，从而为身体内的设备提供动力。

Description

压电振动能量采集器

技术领域

本发明大体涉及用于利用压电材料采集振动能量的方法和结构。

背景技术

用于在操作低功耗电子产品中使用的能量采集器几十年来一直是备受关注的领域。振动能量采集器可被配置成通过将机械能量转换成一些其他形式的能量(诸如电能)来收集与机械运动有关的能量，而用于即刻使用和/或储存以备后用。例如，压电材料在被机械变形时能够生成电势，并且能够连接至电负载设备或储存设备，从而从机械振动收集能量。这种能量采集器可用于操作在远程位置的无线传感器，或在更换电池不便的其他应用中使用。能量采集器还可以用于减少对通常包括危险物质的电池的依赖，并且在一些情况下降低对电气布线的需求。然而，这种能量采集器尚未适于广泛使用，部分原因是由于某些尺寸、频率和振幅限制使得它们不适合许多实际应用。

能量采集器的一个应用是能够植入的生物医学设备。配置为从人的运动提取能量的许多振动能量采集器被设计成附接至肢体。在生物医学设备旨在植入躯干中的情况下，其有时优选地包括能量采集器作为设备包的一部分。能够在躯干中使用的一种类型的能量采集器为微生物燃料电池，其通常依赖葡萄糖的氧化来生成功率。另一类型的能量采集器采用压电膜，压电膜卷绕动脉并且配置成从动脉扩张采集能量。另一类型的能量采集器包括压电带，压电带印刷在橡胶基底上并且配置成在在呼吸期间从肺扩张收集能量。

发明内容

根据本发明的一方面，提供了一种振动能量采集器，其包括：基础部和压电式转换器，其中，压电式转换器包括压电材料层，并且在位于所述基础部的第一端部与第二端部之间延伸，其中，压电式转换器的至少一部分在第一端部与第二端部之间以往复图案进行设置。

根据本发明的另一方面，提供了一种振动能量采集器，其包括基础部、压电式转换器和磁性部件，其中，压电式转换器从基础部延伸，磁性部件具有相关联的磁场，其中，压电式转换器的至少一部分在磁场内操作，以使得压电式转换器呈现非线性行为。

根据本发明的另一方面，提供了一种方法，其包括以下步骤：提供具有在输入频率范围上带有相关联功率输出的几何结构的压电式转换器；以及诱导压电式转换器中的非线性行为，从而提高压电式转换器在输入频率范围上的功率输出。

根据本发明的另一方面，提供了一种可植入生物医学设备，其包括非线性压电能量采集器。在至少一些实施方式中，该能量采集器响应于心跳波形。

在根据本发明的又一方面，提供了一种适于附接至待监测的结构的无线监测设备。该监测设备由被配置成从该待监测的结构采集能量的压电能量采集器来提供动力，并且包括具有压电材料层的压电式转换器。该压电式转换器的特征在于：其表现出非线性行为和/或具有以往复图案布置在第一端部与第二端部之间的至少一部分。

本发明的实施方式包括在本文和附图中公开的各种特征的所有技术上兼容的组合。

附图说明

以下将结合附图对优选示例性实施方式进行描述，其中，相同的标号表示相同的元件，在附图中：

图1是振动能量采集器的一个实施方式的示意性剖视图；

图2是示出压电式转换器几何形状中的来回转弯的数量对该压电式转换器的固有频率的影响的视图；

图3是示出非线性行为对能量采集器的频率响应的影响的视图；

图4是能量采集器的另一例的示意图，示出至负载装置或储存装置的电连接；

图5是示出了心跳波形的示例的图；

图6和图7是分别示出了作为基地厚度的函数的、中尺度转换器和微观尺度转换器的压电梁数量和最佳功率传递函数的图，其中，每个转换器都具有Z字形结构；

图8是说明性非线性能量采集器的示意图；

图9是示出了响应于心跳波形的奇异混沌吸引子的图；

图10和图11分别为双稳态采集器响应于正常强度的心跳振荡的庞加莱图和双稳态采集器响应于10倍正常强度的心跳振荡的庞加莱图；

图12是示出了作为压电层厚度的函数的、非线性双稳态能量采集器的功率输出的图；

图13是示出了作为心率的参数的、双稳态能量采集器的功率输出的图；以及

图14和图15是示出了微观尺度传感器几何形状和宏观尺度传感器几何形状的示例的照相图像。

具体实施方式

如下所述，振动能量采集器可以用压电式转换器来构造，该压电式转换器以紧凑的尺寸和形状具有增强的效率和功率输出，特别是在相对低的频率的激励下。非线性行为在该压电式转换器也可以感应到，从而增大该压电式转换器能够产生有用功率量的频率范围。能量采集器的一个有用的应用是作为用于生物医学可植入装置(诸如起搏器、植入式心脏除颤器(ICD)或其他可植入装置)的动力源。能量采集器可以配置成生成足以操作和/或连续地给现代起搏器中的电池充电的电量，从而将胸部区域的心跳振动作为振动输入，潜在地消除了主要为了电池更换而进行的植入后外科手术。本文中所描述的能量采集器还适于在其他应用中使用，诸如不便或不可能更换电池的长期电子应用中。

参照图1，图中示出了说明性振动能量采集器10。能量采集器10是压电能量采集器，并且包括从基础部14延伸的压电式转换器12。转换器12从位于基础部14处的第一端部16延伸至远离基础部的第二端部18。在该示例中，第一端部16在基础部14处进行固定，并且第二端部18为自由端部。在其他示例中，第二端部18可以是固定的，并且转换器12可包括一个或多个附加的自由端部或固定端部。转换器12可通过任何合适的技术固定在基础部14处，或转换器可包括与基础部集成或形成在一起作为一件的部分。压电式转换器12可具有包括至少压电材料层的层状结构。在一个实施方式中，转换器12包括被置于两个电极层之间的压电材料层。转换器12还可以包括一个或多个基底层和/或粘合剂层。这些层中的任何层都可以是连续层或不连续层，并且其它压电式转换器的结构也是可能的。

所示出的转换器12大致是平面或平坦的，并以往复图案20设置在第一端部16与第二端部18之间。往复图案限定了两个点之间的非直线的路径。在这方面，在转换器12延伸远离第一端部16时，转换器12在与位于第一端部与第二端部18之间的直线A的方向不同的方向上延伸。在图示的示例中，转换器12在x方向上从第一端部16延伸并远离主线A。为了到达第二端部18，该路径必须在一些点处改变方向，以使得该路径在朝向直线A返回的方向上延伸。图示的往复图案20形成了具有位于第一端部16与第二端部18之间的多个方向变化的路径，并且可被称为Z字形图案或蛇形图案，在Z字形图案或蛇形图案中，路径在其在第一端部与第二端部之间延伸时迂回前进来回穿过直线A。在一些实施方式中，仅压电式转换器的一部分以往复图案20进行设置。在一些实施方式中，转换器的一个或多个部分可在第一端部16与第二端部18之间沿与直线A相同的方向延伸。如以下更详细地所述，往复图案20可在占主导地位的(例如，高幅)振动位于低频的应用中为形状紧凑的、具有较低固有频率的转换器12提供有效的能量采集。图2中的图表大致示出了如图1中的蛇形配置或Z字形配置中的来回转弯的数量的效果，其中转换器的固有频率随着来回折弯的数量增加而降低。

所示出的转换器12还可被描述为具有多个梁22，多个梁22中的每个都具有相关联的长度L和宽度W。该示例中，梁22被设置为彼此平行，并且在相邻梁之间限定有间隙G。每个梁22都通过连接部分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(即，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。

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处的磁性部件26朝向固定至壳体30的磁性部件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。

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。

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。

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(1.0μW)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42mm×51mm×6mm。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27mm×27mm×6mm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。

如Kanai等人(IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control 43,791(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。

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(0.3ms^-2)。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 study ofzigzag microstructure for vibrational energy harvesting(用于振动能量采集的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。

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27mm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(1.0μW)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。

对长度仅为5mm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。

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。

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行。示意性的双压电晶片梁为27mm×27mm。示意性的基础部和尖端磁体的尺寸为25.4mm×3.18mm×3.18mm。磁体的残留通量密度在优化过程中取得。采用Stanton等人(Physica D 239(10),640(2010))所描述的方法来估计两个磁体之间的磁性斥力。

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。例如，优化的单稳态设备(即，仅具有一个平衡位置的设备)响应于周期性(但不是谐波)的心跳波形经历混沌振动，在该单稳态设备中，黄铜基底厚度为25微米，并且压电层中的每个的厚度为200微米。虽然单稳态设备响应于谐波输入的混沌振动是可能的，但是并不常见。采集器的混沌运动的奇异吸引体在图9中示出。

分析表明，与单稳态采集器相比较，双稳态采集器在功率水平和心率不敏感度两方面都更好。因此，以下描述的重点为双稳态能量采集器。双稳态设备的运动的单模无因次方程为：

和

其中y是模态坐标，r是无量纲时间，ζ是模态阻尼比，Φ和β是压电耦合系数，V是跨过负载的电压，α与电系统的时间常数相关，并且f与心脏跳动激励相关。

在激励的振幅仅为典型心跳振动的十分之一的情况下，双稳态系统表现出小振幅周期运动。这在品质上与该系统对谐波振荡的响应类似。在双稳态采集器由心跳波形激励的情况下，双稳态采集器表现出如图10所示的井内(intra-well)混沌。在杜芬系统中的普通混沌与井内混沌之间的主要区别在于，在井内混沌中，尖端保持在平衡位置中的一个的附近。虽然已经在双稳态采集器对谐波输入的响应中观察到井内混沌，但是发生井内混沌是罕见现象。相比之下，当基础激励具有心跳加速的形式时通常发生井内混沌。如图11所示，极端的心跳(例如，比正常心跳激烈约10倍)引起能量采集器的混沌运动。

基于非线性双稳态能量采集器对心脏跳动波形的响应，对非线性双稳态能量采集器进行了分析和优化。基底的厚度假定为100微米。对于压电层的厚度的每个值，对剩余磁通密度和磁隙进行了优化。基于上述控制方程的数值积分对采集器的功率输出进行评价。为了评估功率，该系统运行了很多周期并允许其达到稳定状态。功率输出在几个激励周期上进行平均，从而给出功率度量。

如果能量采集器的响应是周期性的，那么图12和图13的图表中的数据点绘制成圆圈，如果能量采集器的响应是混乱的，那么图12和图13的图表中的数据点绘制成星形。图12示出了功率输出随着压电层的厚度的变化。图12还示出带80微米厚的压电层的非线性混合能量采集器可从心跳振荡生成约8μW。这个功率的量约为现代起搏器的功率要求的8倍。

为了评估双稳态混合设备的频率灵敏度，对最佳设计的功率输出与心率之间的关系进行了分析。如图13所示，虽然振动的类型和输出功率二者都随着心率变化，但是双稳态能量采集器总是生成高于3μW的功率。还值得注意的是，所考虑的以及在图13中示出的、心率的范围跨越两个数量级，从每分钟心跳7次至每分钟心跳700次，从而使采集器的性能在典型人类心率的整个范围内令人满意。

以上对用作起搏器动力源的心跳激发能量采集器相关的分析仅为本文中所教导的能量采集器的有用的应用的一个示例。在以上描述中显而易见的是，压电转换、磁场和转换器几何形状的各种组合可提供在尺寸、频率范围和振幅上可缩放的、基于振动的采集设备，从而适应各种应用。静态磁场可以用于诱导传感器中的非线性行为。另外或可替代地，在转换器几何形状中可采用Z字形和/或蛇形模式。该能量采集器能够从相对小的MEMs尺度至更大的宏观尺度进行缩放，并且能够从而大范围的、以频率和幅度表示的环境振动产生能量。示例性的MEMs转换器模式的照相图像在图14中示出，其中，长度尺度为约1mm，并且示例性的宏观尺度转换器模式的照相图像在图15中示出，其中，长度尺度为约10cm。

本文中所描述的能量采集器本身代表可允许对某些任务或情况的、以前不可能进行的监测的使能技术。例如，可集成和/或采用该能量采集器来为无线监测设备提供动力并且将其附接至待监测的结构。监测设备可以由压电能量采集器提供动力，压电能量采集器可被配置成从该结构采集振动能量。一些非限制性的示例包括用于检测有人或无人航空器的部件的设备、用于监测桥梁、管道或建筑物的设备、用于监测涡轮发动机部件的设备以及用于监测汽车的各种条件(诸如轮胎压力)的设备。

除了起搏器和ICD，其他医疗应用还包括可植入药物治疗设备、可安装到现有心脏起搏器的发电贴、神经刺激设备、脑深部刺激设备以及收缩诊断传感器等。

应理解的是，以上描述包括本发明的一个或多个优选的示例性实施方式。本发明并不限于本文所公开的一个或多个具体实施方式，而是仅由以下权利要求限定。另外，以上描述中包括的陈述涉及具体实施方式，并且不应当被解释为对本发明的范围或权利要求中所使用的限定的限制，除了在以上明确定义的术语或短语。各种其他实施方式和对所公开的一个或多个实施方式的各种变化和修改将对本领域技术人员变得显而易见。所有这种其它实施方式、改变和修改均旨在落入所附权利要求的范围之内。

如在本说明书和权利要求书中所用，当与一列一个或多个部件或其他项结合使用时，术语“例如”和“诸如”以及动词“包括”、“具有”、“包含”及其其它动词形式每个都被解释为开放式，这意味着该列表不应被认为排除其他附加部件或项目。其他术语应使用其最广泛的合理含义进行解释，除非其在需要不同解释的上下文使用。

Claims (4)

1.一种可植入生物医学设备，其包括非线性压电能量采集器，其中，

所述非线性压电能量采集器包括：

基础部；以及

压电式转换器，包括压电材料层并且在位于所述基础部处的第一端部与第二端部之间延伸，

其中，所述压电式转换器的至少一部分以往复图案布置在所述第一端部与所述第二端部之间，以及

其中，所述非线性压电能量采集器具有多个梁，所述多个梁的至少一部分以往复图案布置在所述第一端部与所述第二端部之间，且所述多个梁中的每个梁彼此电隔离。

2.如权利要求1所述的可植入生物医学设备，其中，所述压电式转换器具有39Hz的谐振频率。

3.如权利要求2所述的可植入生物医学设备，其中，所述非线性压电能量采集器包括：

磁性部件，具有相关联的磁场，

其中，所述压电式转换器的至少一部分工作在所述磁场内，使得所述压电式转换器呈现非线性行为。

4.如权利要求1所述的可植入生物医学设备，其中，所述非线性压电能量采集器为双稳态能量采集器，其包括：

磁性部件，具有相关联的磁场；以及

其中，所述压电式转换器的至少一部分工作在所述磁场内，使得所述压电式转换器呈现非线性行为。