具体实施方式

以下结合附图和具体实施例对本发明提出的技术方案作进一步详细说明。根据下面说明，本发明的优点和特征将更清楚。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。

请参考图1和图2，本发明一实施例提供一种无线充电电路1和植入式医疗设备2，无线充电电路1位于生物体(包括人体)的体外，用于对植入生物体(包括人体)的体内的植入式医疗设备2进行无线充电。

请参考图1和图2，无线充电电路1包括电源电路11、全桥驱动电路12以及充电谐振电路13。其中，电源电路11主要用于向全桥驱动电路12提供直流电DC以及第一控制信号Vdrive+和第二控制信号Vdrive-。电源电路11可以是蓄电池装置，也可以是能够交流转直流的电路，其包括整流桥(未图示)、变压器(未图示)以及恒流/恒压输出模块(未图示)，其中，整流桥可以将220V等交流电整流并滤波输出为直流电，变压器能够将整流桥输出的直流电变换为例如12V、9V、5V等低压直流电，恒流/恒压输出模块能够实现恒流或者恒压的直流电DC输出。第一控制信号Vdrive+和第二控制信号Vdrive-与全桥驱动电路12中的第一PMOS管V1、第二PMOS管V2、第一NMOS管V3和第二NMOS管V4的参数相关，例如当第一PMOS管V1、第二PMOS管V2、第一NMOS管V3和第二NMOS管V4为两组参数对称的N型-P型场效应管时，第一控制信号Vdrive+和第二控制信号Vdrive-为周期频率一致、幅值一致且相位相差180°的两个方波信号，这两个方波信号的周期频率等于全桥驱动电路12的驱动频率，也就是等于所述充电谐振电路13的谐振频率。

请参考图1和图2，所述全桥驱动电路12包括第一PMOS管V1、第二PMOS管V2、第一NMOS管V3和第二NMOS管V4。所述第一PMOS管V1和第二PMOS管V2的源极均连接所述电源电路11的正输出端(+)。所述第一NMOS管V3和第二NMOS管V4的源极均连接所述电源电路11的负输出端(-)并接地。所述第一PMOS管V1的栅极和所述第一NMOS管V3的栅极均连接第一控制信号Vdrive+，所述第二PMOS管V2的栅极和所述第二NMOS管V4的栅极均连接第二控制信号Vdrive-，所述第一PMOS管V1的漏极与所述第一NMOS管V3的漏极相连并作为所述全桥驱动电路12的一个输出端，且连接至所述充电谐振电路13的一个输入端，所述第二PMOS管V2的漏极与所述第二NMOS管V4的漏极相连并作为所述全桥驱动电路12的另一个输出端，且连接至所述充电谐振电路13的另一个输入端。

充电谐振电路13用于在所述全桥驱动电路12的驱动下产生谐振，以向植入式医疗设备2的受电谐振电路21发射无线电磁能量，所述植入式医疗设备2的受电谐振电路21能通过电磁耦合拾取所述无线电磁能量。请参考图3，作为一种示例，所述充电谐振电路13包括充电线圈L1和充电谐振电容C0，所述充电线圈L1的两端分别为所述充电谐振电路13的两个输入端，所述充电谐振电容C0与充电线圈L1串联，即充电谐振电容C0串联在所述充电线圈L1的一端和所述全桥驱动电路12的一个输出端之间；相应地，植入式医疗设备的受电谐振电路21包括受电线圈L2和受电谐振电容C1，所述受电谐振电容C1与受电线圈L2串联，即受电谐振电容C1串联在所述受电线圈L2的一端和植入式医疗设备2的整流滤波电路22的一输入端之间。请参考图4，作为另一种示例，所述充电谐振电路13包括充电线圈L1和充电谐振电容C0，所述充电线圈L1的两端分别为所述充电谐振电路13的两个输入端，所述充电谐振电容C0与充电线圈L1并联，即充电谐振电容C0连接在所述充电线圈L1的两端之间；相应地，植入式医疗设备的受电谐振电路21包括受电线圈L2和受电谐振电容C1，所述受电谐振电容C1与受电线圈L2并联，即受电谐振电容C1连接在所述受电线圈L2的两端之间。

需要说明的是，所述无线充电电路1的谐振频率f可以与充电线圈L1的电感值和充电谐振电容C0的电容值相关，并满足以下关系式：

所述无线充电电路1的谐振频率f也可以与受电线圈L2的电感值和受电谐振电容C1的电容值相关，并满足以下关系式：

充电线圈L1和受电线圈L2的匝数比不小于2，可以使得谐振频率为5KHz～15KHz。例如7.12KHz。

此外，需要说明的是，本发明实施例对第一PMOS管V1、第二PMOS管V2、第一NMOS管V3和第二NMOS管V4的选型没有特殊要求，各个MOS管的工作电压、工作电流以及工作频率均在电气常规要求范围内。

请参考图1和图2，植入式医疗设备2是被植入到生物体(包括人体)的体内并用于生成电刺激并向身体神经和组织递送电刺激以用于治疗各种生物失调的医疗设备，诸如：用于治疗心律失常的起搏器；用于治疗心脏纤颤的除颤器；用于治疗失聪的耳蜗刺激器；用于治疗失明的视网膜刺激器；用于产生协调的肢体运动的肌肉刺激器；用于治疗慢性疼痛的脊髓刺激器；用于治疗运动和心理失调的皮层和深部脑刺激器(DBS)；以及，用于治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩关节半脱位等的其它神经刺激器。所述植入式医疗设备2可以包括壳体(未图示，可以是钛壳)以及设置在壳体内且依次连接的受电谐振电路21、整流滤波电路22以及脉冲发生电路(未图示)等。壳体通常采用诸如例如钛等生物相容性的材料制作。脉冲发生电路的具体电路设计取决于所述植入式医疗设备2的类型和功能，且该电路并非本发明的创新之处所在，因此可以参考本领域相关电路设计，在此不再赘述。另外，受电谐振电路21的电路设计可以参考图3或图4，在此不再赘述。

请参考图3和图5，作为一种示例，整流滤波电路22可以是半波整流滤波电路，其包括整流二极管D1，整流二极管D1的阳极连接受电线圈L2的一端，整流二极管D1的阴极连接受电谐振电容C1的一端，并输出直流充电电压Vcharge，受电谐振电容C1的另一端连接受电线圈L2的一端并连接植入式医疗设备2的壳体地，此时受电谐振电容C1除了作为用于接收无线充电电路1发射的无线电磁能量的谐振电容外，还起到了滤波的作用。请参考图6，作为另一种示例，整流滤波电路22还可以是全波整流滤波电路，其包括整流二极管D1～D4以及滤波电容C2，受电线圈L2一端连接整流二极管D1的阳极和整流二极管D3的阴极，受电线圈L2的另一端连接整流二极管D2的阳极和整流二极管D4阴极，整流二极管D1的阴极和整流二极管D2阴极相连，并输出直流充电电压Vcharge，整流二极管D3的阳极和整流二极管D4阳极相连并且连接植入式医疗设备2的壳体地。

需要说明的是，整流滤波电路22的输出端(即输出直流充电电压Vcharge的端)可以直接连接植入式医疗设备2的脉冲发生电路，以使得该脉冲发生电路能通过无线充电电路的供电来工作，整流滤波电路22的输出端还可以通过一充电电池连接该脉冲发生电路，以使得充电电池通过无线充电电路1充电，且脉冲发生电路需要通过充电电池供电。

基于同一发明构思，请参考图1至图7，本发明一实施例还提供一种无线充电器，用于对植入式医疗设备进行无线充电，所述无线充电器包括如本发明中任一项所述的无线充电电路1。此外，本发明还提供一种有源植入式医疗系统，包括植入式医疗设备2以及如本发明所述的无线充电电路1，所述植入式医疗设备2具有受电谐振电路21，所述无线充电电路1用于向所述受电谐振电路21发射无线电磁能量，进而使得所述受电谐振电路21能通过电磁耦合拾取所述无线电磁能量，以实现所述无线充电电路1对所述植入式医疗设备2的无线充电。

请参考图7，下面以充电谐振电路13和受电谐振电路21为并联谐振方式、整流滤波电路22为全波整流滤波电路，且谐振频率为7.12KHz为例来详细说明本发明的无线充电电路1、无线充电器以及有源植入式医疗系统的具体电路设计和对应的充电原理。

请参阅图7，该示例中的有源植入式医疗系统具有7.12KHz第一控制信号(即正方波信号，其周期频率是7.12KHz)Vdrive+、7.12KHz第二控制信号(即负方波信号，其周期频率是7.12KHz)Vdrive-、12V直流电源(DC)11、PMOS管V1、PMOS管V2、NMOS管V3、NMOS管V4、1mH充电线圈L1(即其电感值为1mH)、500nf充电谐振电容C0(即其电容值为500nf)、4mH受电线圈L2(即其电感值为4mH)、125nf受电谐振电容C1(即其电容值为125nf)、整流二极管D1～D4组成的电路。PMOS管V1、PMOS管V2、NMOS管V3、NMOS管V4组成全桥驱动电路12，1mH充电线圈L1、500nf充电谐振电容C0组成充电谐振电路13，4mH受电线圈L2、125nf受电谐振电容C1组成受电谐振电路21，整流二极管D1～D4组成的电路组成整流滤波电路22。整流二极管D1～D4的反向耐压可以均为40V，也可以均大于40V，例如50V、60V等，额定正向电流可以均为1A，也可以均大于1A，例如2A、3A等，整流二极管D1～D4可以选用任意合适的肖特基二极管来实现。PMOS管V1、PMOS管V2、NMOS管V3、NMOS管V4可以选用导电电阻在mΩ级(例如为12mΩ或29mΩ)、开启电压的绝对值为0.6V～0.7V(例如为0.6V或0.65V)、漏电流的绝对值在20μA～30μA(例如为20μA或25μA)、低频跨导为0.5s～1.5s(例如为0.8s或1.45s)的管子。

12V直流电源11的正极连接PMOS管V1的源极和PMOS管V2的源极，PMOS管V1的漏极连接NMOS管V3的漏极，PMOS管V2的漏极连接NMOS管V4的漏极，NMOS管V3的源极和NMOS管V4的源极均连接12V直流电源11的负极并且连接电源地，PMOS管V1的栅极和NMOS管V3的栅极连接7.12KHz第一控制信号Vdrive+，PMOS管V2的栅极和NMOS管V4的栅极连接7.12KHz第二控制信号Vdrive-，PMOS管V1的漏极和NMOS管V3的漏极连接1mH充电线圈L1的一端，以及PMOS管V2的漏极和NMOS管V4的漏极连接1mH充电线圈L1的另一端，500nf充电谐振电容C0与1mH充电线圈L1并联。

4mH受电线圈L2的两端并联125nf受电谐振电容C1，4mH受电线圈L2的一端连接整流二极管D1的阳极和整流二极管D3的阴极，4mH受电线圈L2的另一端连接整流二极管D2的阳极和整流二极管D4的阴极；整流二极管D1的阴极和整流二极管D2的阴极相连，并输出直流充电电压Vcharge，整流二极管D3的阳极和整流二极管D4的阳极相连并且连接植入式医疗设备的壳体的机壳地。

7.12KHz第一控制信号和7.12KHz第二控制信号的周期频率相同、幅值相同，但相位相差180°。

上述的谐振频率既与1mH充电线圈L1和500nf充电谐振电容C0的参数相关，又与4mH受电线圈L2和125nf受电谐振电容C1的参数相关，满足以下关系式：

1mH充电线圈L1和4mH受电线圈L2不在同一块电路板上，且1mH充电线圈L1和4mH受电线圈L2的匝数比不小于4。

具体的电路充电原理如下：第一控制信号Vdrive+和第二控制信号Vdrive-，频率一致，幅值一致，相位相差180°。当第一控制信号Vdrive+为高电平时，第二控制信号Vdrive-为低电平，PMOS管V1打开，NMOS管V3关闭，PMOS管V2关闭，NMOS管V4打开，NMOS管V3的漏极输出直流电源电压值，NMOS管V4的漏极输出0V；下一时刻当第一控制信号Vdrive+为低电平时，第二控制信号Vdrive-为高电平，PMOS管V1关闭，NMOS管V3打开，PMOS管V2打开，NMOS管V4关闭，NMOS管V3的漏极输出0V，PMOS管V4漏极输出直流电源电压值，全桥驱动电路12将直流电源DC转换为5KHz～15KHz的方波交流信号，用于驱动充电谐振电路13(即一LC谐振电路)，充电谐振电路13受到全桥驱动电路12输出的方波交流信号的激励并产生谐振以达到最大工作电流。经过充电线圈L1发射无线电磁能量，受电谐振电路21的受电线圈L2通过电磁耦合拾取无线电磁能量，经过受电线圈L2和受电谐振电容C1的谐振(即产生交流信号)，把拾取到的无线电磁能量最大化地传输给后级的整流滤波电路22。当受电线圈L2和受电谐振电容C1产生的交流信号幅值为正值时，整流二极管D1和D4导通，整流二极管D2和D3反向截止，整流二极管D2的阴极产正值电压Vcharge，当受电线圈L2和受电谐振电容C1产生的交流信号幅值为负值时，整流二极管D2和D3导通，整流二极管D1和D4反向截止，整流二极管D2的阴极产正值电压Vcharge，至此完成交流信号的全波形整流，实现交流信号转为直流信号，滤波电容C2用于对整流二极管D2的阴极输出的直流信号Vcharge的能量进行存储和滤波稳压。

综上所述，本发明的无线充电电路、无线充电器以及有源植入式医疗系统中，主要由第一PMOS管、第二PMOS管、第一NMOS管和第二NMOS管搭建而成的全桥驱动电路，能在第一控制信号和第二控制信号的控制下能驱动充电谐振电路产生谐振，该全桥驱动电路因主要由MOS管组成，寄生参数小，因此可以极大地降低电源电路的能量传递到充电谐振电路的损耗，降低了该无线充电电路谐振时的自身损耗，提升了该无线充电电路自身的充电效率。此外，通过对充电谐振电路中的电子元件进行合理的参数选取可以降低谐振频率，进而能够提升该无线充电电路所发射的无线电磁能量穿透植入式医疗设备的钛壳的效率，最终能够进一步提升该无线充电电路的充电效率。而且，由于低频谐振和全桥驱动，能够降低无线充电时的功耗，提升所发射的无线电磁能量穿透钛壳的效率，因此，本发明的技术方案在植入式医疗设备的无线充电方面，能够提供更远距离和更低功耗的无线充电效果。

上述描述仅是对本发明较佳实施例的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于权利要求书的保护范围。