可充电电池电压调节的制作方法

本发明总体上涉及可植入医疗设备。

背景技术：

近几十年来，具有一个或多个可植入部件的医疗设备(在本文中通常称为可植入医疗设备)为接受者提供了范围广泛的治疗益处。特别地，部分可植入或完全可植入医疗设备(诸如听力假体(例如，骨传导设备、机械刺激器、听觉脑干刺激器、耳蜗植入物等)、可植入起搏器、除颤器、功能性电刺激设备以及其他可植入医疗设备)多年来在执行救生和/或生活方式提升功能方面一直很成功。

多年来，可植入医疗设备的类型和由此执行的功能范围已经增加。例如，许多可植入医疗设备现在通常包括永久地或临时地被植入接受者体内的一个或多个仪器、装置、传感器、处理器、控制器、或其他功能性机械或电气部件。这些功能性部件执行疾病或损伤或其症状的诊断、预防、监测、治疗或管理，或者研究、替换或修改解剖结构或生理过程。这些功能性部件中的许多部件利用从外部部件接收的功率和/或数据，这些外部部件是可植入医疗设备的一部分或与可植入医疗设备一起操作。

技术实现要素：

在一个方面中，提供了一种方法。该方法包括：在至少部分地被植入接受者中并且包括可充电电池的听觉假体中，获得表示听觉假体的估计功耗的信息；以及基于估计功耗来设置可充电电池的充电结束电压。

在另一方面中，提供了一种可植入医疗设备系统。该可植入医疗设备系统包括可植入医疗设备，其包括：可充电电池；自适应电池充电电路，其被配置为对可充电电池充电；充电控制器，其被配置为基于对可植入医疗设备的操作功率要求的估计来设置自适应电池充电电路。

在另一方面中，提供了一种方法。该方法包括：确定可植入医疗设备的估计功耗，其中可植入医疗设备包括集成的可充电电池和自适应电池充电电路；基于可植入医疗设备的估计功耗来确定与可充电电池的充电相关联的选择的终止电压；以及调整自适应电池充电电路，以便随后将可充电电池充电到选择的终止电压。

附图说明

本文结合附图对本发明的实施例进行了描述，其中：

图1是图示了根据本文中所呈现的实施例的耳蜗植入物系统的框图；

图2是根据本文中所呈现的实施例的耳蜗植入物的框图；

图3是根据本文中所呈现的实施例的另一耳蜗植入物的框图；

图4是图示了耳蜗植入物的接受者的样本的估计功耗的图；

图5是根据本文中所呈现的实施例的方法的流程图；以及

图6是根据本文中所呈现的实施例的验配系统(fittingsystem)的框图。

具体实施方式

本文中所呈现的实施例总体上涉及用于基于听觉假体或其他电子设备的估计功耗来调节/调整集成在听觉假体或其他电子设备中的可充电电池的充电电压(在本文中有时称为充电结束电压或终止电压)的技术。特别地，听觉假体或其他电子设备的估计功耗用于设置根据听觉假体或其他电子设备的功耗需求定制的充电结束电压。在一个实施例中，设置充电结束电压以便提供足够的容量以提供选择的电池寿命(即，运行时间)，并且还延长可充电电池的循环寿命(即，基于特定接受者的需求来平衡电池容量和循环寿命)。

存在若干个不同类型的听觉假体或其他电子设备，其中可以实现本发明的实施例。然而，仅为了便于说明，本文中所呈现的技术主要参考一种类型的听觉假体(即，耳蜗植入物)来描述。应当领会，本文中所呈现的技术可以用于许多电子设备，诸如现在已知或以后开发的其他部分可植入医疗设备系统或完全可植入医疗设备系统，包括其他听觉假体(例如，听觉脑干刺激器、电声听力假体、骨传导设备、双峰听力假体等)。

图1是示例性耳蜗植入物系统101的框图，其中实现了本文中所呈现的实施例。耳蜗植入物系统101包括耳蜗植入物100和充电部件，其在本文中有时称为感应充电站或感应充电器103。感应充电器103可以具有若干种不同形式，诸如对接站、充电垫等。

如下所述，耳蜗植入物100包括集成的可充电电池(图1中未示出)，其被配置为使用从感应充电器103接收的功率信号进行再充电。同样，如下所述，耳蜗植入物100包括充电控制器(图1中未示出)和自适应电池充电电路(图1中也未示出)，其被配置为基于耳蜗植入物的功耗(耳蜗植入物的操作功率要求)来设置可充电电池的充电结束电压。如本文中所使用的，可充电电池的充电结束电压是在充电过程结束时，通常在特定的恒定电流下获得的可充电电池的电压电平。当已经达到充电结束电压(即，特定的电压电平)时，可以启动充电过程的终止。

图1的耳蜗植入物100可以具有若干个不同布置中的任一布置。例如，图2图示了一种示例布置，其中被称为耳蜗植入物200的耳蜗植入物包括外部部件202和内部部件/可植入部件204。外部部件202被配置为直接或间接附接到接受者的身体，而可植入部件204被配置为被皮下植入接受者体内(即，在接受者的皮肤/组织205之下)。

传统上讲，耳蜗植入物的外部部件由两个元件形成，即，通过电缆连接的耳后单元和单独的线圈单元。在这些传统布置中，任何声音输入元件、声音处理元件、电池等都被容纳在耳后部件中，而单独的线圈单元包括用于与可植入部件经皮通信的射频(rf)线圈。然而，在图2的示例中，外部部件202是所谓的“按钮”单元，其中声音处理元件、电池、外部线圈等被集成到单个壳体中，该单个壳体被配置为磁耦合到接受者的头部。如此，按钮单元202包括磁体(图2中未示出)并且被配置为被佩戴在该磁体可以磁耦合到可植入部件204中的可植入磁体的位置处。尽管图2图示了作为按钮单元的外部部件202，但是应当领会，本文中所呈现的实施例可以使用具有其他布置(包括耳后单元布置、耳内布置等)的外部部件来实现。

在图2的实施例中，除了其他元件之外，按钮单元202还包括一个或多个声音输入元件208、无线接收器或收发器210、声音处理器212、充电控制器214、自适应电池充电电路216、可充电电池218(例如，锂离子可充电电池单元)、射频(rf)收发器单元(收发器)220、外部线圈222、以及相对于外部线圈222固定的磁体(图2中未示出)，它们全部设置在相同的壳体206中。

一个或多个声音输入元件208(例如，麦克风、音频输入端口、拾音线圈(telecoil)等)被配置为检测/接收输入声音信号。声音处理器212执行一个或多个操作以将从一个或多个声音输入元件208和/或无线接收器210接收的信号转换为表示电(电流)刺激的输出信号，以便递送给接受者。

声音处理器212将表示电刺激的输出信号提供给rf收发器220。rf收发器220使用外部线圈222，经由紧密耦合的射频(rf)链路(例如，5兆赫(mhz)感应rf链路)向可植入部件204传输输出信号(其在图2中由箭头228表示)。

除了输出信号之外，rf收发器220还使用外部线圈222将功率传输到可植入部件204。在某些实施例中，外部线圈222用于在某些时间周期期间与可植入部件204通信，并且在其他时间周期期间从感应充电器(图1)接收功率以对电池218进行充电(即，外部线圈可以是接收和传输功率信号的两用线圈)。

可充电电池218被配置为提供为耳蜗植入物200的其他元件供电所需的能量，以及提供电刺激接受者的耳蜗所需的电流。如下文所进一步描述的，自适应电池充电电路216被配置为在充电控制器214的控制下进行操作，以便将可充电电池218充电到选择的充电结束电压(即，充电到选择的电压电平)。此外，如下文所进一步描述的，基于耳蜗植入物200的估计功耗来设置可充电电池的充电结束电压。

如所指出的，耳蜗植入物200还包括可植入部件204。可植入部件204包括植入物本体(主模块)230、引线区域232、以及细长的耳蜗内刺激组件234。植入物本体230通常包括气密密封的壳体236，其中设置有内部rf收发器单元(收发器)238和刺激器单元240。植入物本体230还包括内部线圈/可植入线圈242，其通常在壳体236的外部，但是经由气密穿通件(图2中未示出)而被连接到rf收发器238。可植入线圈242通常是由多匝电绝缘单股或多股铂或金导线构成的导线天线线圈。可植入线圈242的电绝缘由柔性模制件(例如，硅树脂模制件)提供，其在图2中未示出。通常，磁体相对于可植入线圈242固定，用于与按钮单元202中的磁体磁耦合。

细长的刺激组件234被配置为至少部分地植入接受者的耳蜗(未示出)中，并且包括多个纵向间隔的耳蜗内电刺激触点(电极)244，其共同形成用于向接受者的耳蜗递送电刺激(电流)的触点阵列246。刺激组件234延伸穿过耳蜗中的开口(例如，耳蜗造口术、圆窗等)，并且具有经由引线区域232和气密穿通件(图2中未示出)连接到刺激器单元240的近端。引线区域232包括将电极244电耦合到刺激器单元240的多个导体(导线)。

如所指出的，输出信号228经由由外部线圈222和可植入线圈242形成的紧密耦合的rf链路发送到可植入部件204。更具体地，相对于外部线圈222和可植入线圈242固定的磁体便于外部线圈222与可植入线圈242的操作对齐。线圈的这种操作对齐使得外部线圈222能够将输出信号228以及从电池218接收的功率信号传输到可植入线圈242。

一般而言，在rf收发器238处对输出信号228进行接收、解码，并且将其提供给刺激器单元240。刺激器单元240被配置为利用从rf收发器238接收的信号来产生电刺激信号(例如，电流信号)，以便经由一个或多个刺激触点244递送到患者的耳蜗。这样，耳蜗植入物200以使接受者感知接收到的声音信号的一个或多个分量的方式，绕过通常将声学振动转换成神经活动的、缺失或有缺陷的毛细胞，电刺激接受者的听觉神经细胞。

如所指出的，图2图示了具有外部部件和可植入部件两者的耳蜗植入物。应当领会，本文中所呈现的技术可以在可完全植入的耳蜗植入物(即，耳蜗植入物，其中耳蜗植入物的所有部件被配置为被植入接受者的皮肤/组织下)中实现。在这些实施例中，作为图2的按钮单元202的一部分示出的元件包括在可植入部件中。

例如，图3是被配置为实现本发明实施例的示例性的可完全植入的耳蜗植入物300的框图。因为所有部件都是可植入的，所以至少在一有限的时间周期内，耳蜗植入物300在无需外部设备的情况下操作。耳蜗植入物300包括植入物本体(主模块)330、一个或多个可植入麦克风308、以及如上文参考图2所描述的细长的耳蜗内刺激组件234。一个或多个麦克风308可以设置在植入物本体330中或者电连接到植入物本体330。植入物本体330包括气密密封的壳体336，其中设置有内部rf收发器单元(收发器)238、声音处理器312、充电控制器314、自适应电池充电电路316、可充电电池318、以及刺激器单元340。

声音处理器312被配置为执行声音处理和编码以将接收/检测到的(例如，由一个或多个麦克风308接收的)声音信号转换为输出信号，以供刺激器单元340用于经由电极244向接受者递送电刺激(电流)。

植入物本体330还包括内部线圈/可植入线圈342，其通常在壳体336的外部，但是经由气密穿通件(图3中未示出)连接到rf收发器338。通常，磁体相对于可植入线圈342固定。

可植入线圈342和收发器单元338使得耳蜗植入物300能够经由紧密耦合的rf链路(例如，5mhz感应rf链路)从外部设备接收信号和/或将信号发送到外部设备。例如，收发器单元338可以被配置为从外部设备经皮接收功率和/或数据。

可充电电池318被配置为提供为耳蜗植入物300的其他元件供电所需的能量，以及提供电刺激接受者的耳蜗所需的电流。如下文所进一步描述的，自适应电池充电电路316被配置为在充电控制器314的控制下进行操作，以便将可充电电池318充电到选择的充电结束电压。同样，如下文所进一步描述的，基于耳蜗植入物300的估计功耗来设置可充电电池的充电结束电压。

如上文所指出的，图2和图3图示了可以实现本文中所描述的技术的医疗设备的两种合适配置。应当领会，这两种布置是说明性的，并且本文中所描述的技术可以在其他多种医疗设备配置和/或其他上下文(即，本文中所呈现的实施例不限于具有按钮单元的耳蜗植入物、可完全植入的耳蜗植入物等)中的任一种中实现。

如上文所指出的，图2和图3中的耳蜗植入物200和300分别各自包括相应的可充电电池218，318。可充电电池218和318用于为相应的耳蜗植入物200和300的其他元件供电，以及提供电刺激接受者的耳蜗所需的电流。由于设备设计、电池的位置(例如，在接受者体内，因此需要移除电池的外科手术)等，耳蜗植入物越来越趋向于使用不可由用户更换的、集成的可充电电池(例如，可充电单片电池单元)。

在任何一个时间，电池能够存储的总能量(通常以毫安时(mah)来测量)在本文中称为电池的“容量”。可充电电池的“循环寿命”是指在电池容量低于其原始容量的某个阈值(例如，低于原始电池容量的50％)从而不足以达到其预期目的之前，电池能够支持的完整充电/放电循环次数。随着单片电池或集成电池的使用的增加，耳蜗植入物或其部件的寿命可能由电池的循环寿命确定。也就是说，如果可充电电池集成在耳蜗植入物的部件内并且完全不可更换，则一旦达到电池的循环寿命，至少包括电池的部件可能需要更换。

耳蜗植入物的实际功率要求在不同的接受者之间可能变化很大，并且直到将耳蜗植入物植入特定的接受者体内之后才可能知道。结果，可以基于任何接受者在单日中使用的最差情况来选择用于耳蜗植入物的可充电电池的容量，因为接受者不能在单日中更换电池。也就是说，通常假设接受者能够在晚上为他/她的可充电电池充电，如此，目标是给电池充电一次，为接受者提供大约一整天的操作(即，完全充电的电池应当为耳蜗植入物供电至少约14-16小时，而无需为电池充电)。然而，本文中所描述的实施例的发明人已经确定仅少数接受者需要最差情况的容量，并且大部分接受者能够以较低的电池容量实现单日操作。

例如，图4是图示了cp810设备的接受者的样本的估计功耗的图450。和是cochlearlimited的注册商标。如在图4中可以看出，少数接受者的每日耳蜗植入物功耗超过五十(50)毫瓦(mw)，而大多数接受者每日耳蜗植入物功耗约为20-35mw。

通常地，耳蜗植入物电池需要具有足够高的容量以满足具有大的每日功耗的接受者的需求与需要延长/增加集成的给定的可充电电池的循环寿命相冲突，因而与需要延长/增加包括该可充电电池的耳蜗植入物的寿命相冲突。本文中所呈现的是用于基于接受者的特定需要来设置可充电电池单元的循环寿命的技术。例如，对于每日功耗需求较低的接受者，可以延长(即，增加)可充电电池单元的循环寿命。在其他示例中，可以缩短可充电单片电池单元的循环寿命，以便提供最大电池容量以用于其他接受者的较高的每日功耗需求。

更具体地，如下文进一步描述的，本文中所呈现的技术基于耳蜗植入物的估计功耗来设置特定耳蜗植入物(听觉假体)的可充电电池的充电结束电压，从而允许电池容量和循环寿命平衡，以迎合特定接受者的需求。

为了便于说明，通常参考具有可充电电池218的耳蜗植入物200(图2)对本文中所呈现的技术的进一步细节进行描述。在某些示例中，可充电电池218的最大电池容量为200mah，最大充电结束电压为4.2伏(v)。假设可充电电池218充电至4.2v，200mah的电池容量将允许每日耳蜗植入物功耗约为46mw的接受者的估计电池寿命大约为16小时。如本文中所使用的，可充电电池的“估计电池寿命”是在给定(即，鉴于)底层设备的估计操作功率要求的情况下，单次完整/完全充电后的可充电电池的估计运行时间。也就是说，“电池寿命”是在操作条件下，将完全充电的电池放电至限定的放电结束电压或其他标准的时间。应当领会，这些特定参数的使用仅仅是为了说明的目的，并且本文中所呈现的技术可以与其他类型的可充电电池、具有不同容量的可充电电池、具有不同最大充电结束电压的可充电电池等一起使用。还应当领会，本文中所呈现的技术可以在图3的耳蜗植入物300、具有不同布置的其他听觉假体、或其他电子设备中实现。

图5是图示了根据本文中所呈现的实施例的方法556的流程图。如所示出的，方法556开始于558，其中估计耳蜗植入物200的功耗。如所指出的，耳蜗植入物200包括可充电电池218。在560处，可充电电池218的充电结束电压基于耳蜗植入物200的估计功耗来设置。

根据本文中所呈现的实施例，可以以若干种不同方式确定耳蜗植入物、其他听觉假体等的功耗。图6图示了一个示例实施例，其中耳蜗植入物200的功耗在验配会话(fittingsession)期间确定，并且基于接受者的操作图。

耳蜗植入物和其他听觉假体的有效性通常取决于特定假体与特定假体的接受者配置或“验配”的程度。比如，听觉假体与接受者的“验配”(有时也称为“编程”或“映射”)创建一组接受者专属的操作设置(统称并且通常称为接受者的“操作程序”或“操作图”)，其定义了听力假体的特定操作特性，以将声音信号转换成电刺激以递送给接受者。在耳蜗植入物的情况下，除了确定其他参数之外，验配还确定：接受者在各个刺激触点处的行为阈值水平(t-水平)(即，电刺激的下限，在此接受者几乎听不到与之相关联的声音信号)和接受者在各个刺激触点处的行为舒适水平(c-水平)(即，电刺激的上限，超过该上限，与之相关联的声音信号对接受者而言不舒服)。根据本文中所呈现的某些实施例，接受者的操作图用于估计耳蜗植入物的功耗。该估计进而用于确定对于耳蜗植入物的适当的充电结束电压，当完全充电时，其提供的容量足以满足接受者的每日需要，并且延长电池的寿命。

图6图示了可以用于确定接受者的操作图并且估计耳蜗植入物200的功耗的验配系统670。一般而言，验配系统670是计算设备，其包括多个接口/端口678(1)-678(n)、存储器680、处理器684、以及用户界面686。验配系统670可以是用于远程护理的基于家庭的临床系统或存在于临床环境中的系统。

接口678(1)-678(n)可以包括，例如，网络端口(例如，以太网端口)、无线网络接口、通用串行总线(usb)端口、电气和电子工程师协会(ieee)1394接口、ps/2端口等的任何组合。在图6的示例中，接口678(1)连接到耳蜗植入物200，该耳蜗植入物200具有植入接受者671的部件。接口678(1)可以直接连接到耳蜗植入物200或连接到与耳蜗植入物通信的外部设备。接口678(1)可以被配置为经由有线或无线连接(例如，遥测、蓝牙等)与耳蜗植入物200通信。

用户界面686包括一个或多个输出设备，诸如液晶显示器(lcd)和扬声器，用于向临床医生、听力学家或其他用户呈现视觉信息或听觉信息。用户界面686还可以包括一个或多个输入设备，其包括例如小键盘、键盘、鼠标、触摸屏等。

存储器680包括验配逻辑681、功率估计逻辑683、以及充电结束电压确定逻辑685。存储器680可以包括只读存储器(rom)、随机存取存储器(ram)、磁盘存储介质设备、光学存储介质设备、闪存设备、电气存储器存储设备、光学存储器存储设备或其他物理存储器存储设备/有形存储器存储设备。处理器684例如是微处理器或微控制器，其执行用于验配逻辑681、功率估计逻辑683和充电结束电压确定逻辑685的指令。因此，一般而言，存储器680可以包括一个或多个有形(非暂态)计算机可读存储介质(例如，存储器设备)，其使用包括计算机可执行指令的软件进行编码，并且当(由处理器684)执行软件时，它可操作以执行本文中所描述的技术。

可以执行验配逻辑681以确定或更新接受者的操作图(即，耳蜗植入物或其他听觉假体的操作所需的一组临床参数)。在给定接受者的操作图的情况下，通过刺激进入植入物的内部负荷来执行功率估计逻辑683，以测量耳蜗植入物功耗。更具体地，通过进行rf线圈供电电流(irf)测量同时在“n”(最大数量)个最大电流电极的平均舒适水平下刺激进入内部负荷来计算接受者的操作图的功耗。在某些示例中，在dc条件下，具有所有放大增益设置，并且在室温下，电流测量(irf)的精度在+/-1.5ma之内，对于整个温度范围的精度为+/-3ma。在电声设备(即，电声操作图)的情况下，添加额外的2mw的偏移。耳蜗植入物的内部负荷是指耳蜗植入物中的已知电阻负荷，其在植入物的集成电路(ic)内部，该植入物的集成电路(ic)作为人造或模型(即，“虚拟”)电极操作。刺激内部负荷允许植入物模拟刺激，而接受者不会听到任何声音。

分别在等式1和2中详细示出了电声操作图和耳蜗植入物操作图的示例性功耗(psys)计算。

等式1：

等式2：

对于锂离子电池，vreg(电压调节器的经调节的输出电压)和η是预先确定的常数。psys是电声假体(等式1)或耳蜗植入物(等式2)的估计瞬时最大功耗。

如本文中其他地方所描述的，应当领会，在给定接受者的操作图的情况下，通过刺激进入植入物的内部负荷来测量耳蜗植入物的功耗是在本文中所呈现的技术中利用的一种说明性技术，并且可以使用多种硬件配置中的任一种硬件配置来实现所描述的技术(即，本发明的实施例不限于利用该特定布置)。也就是说，一般而言，应当领会，可以根据本文中所呈现的实施例实现用于确定功耗(即，计算充电结束电压)的任何合适方法，并且所使用的等式将主要是上下文的函数。

还应当领会，上文的等式1和2是用于确定功耗计算的合适关系的示例。应当领会，可以实现若干个不同的等式、算法等中的任一个以计算合适的充电结束电压。更具体地，等式1可以用于声音处理器所消耗的大致功率为4.8mw并且电声配置需要额外的2.2mw的情形。等式2可以用于非电声配置(因此，没有2.2mw调整)。

如所指出的，临床软件使用从耳蜗植入物200获得的电流测量来导出耳蜗植入物功耗。无线配件、移动设备或音频流的使用导致功耗增加。音频流的功耗偏移低于9mw以维持可接受的性能，尽管这些音频源的测量功耗对于无线附件可能为大约附加5mw，对于移动设备流大约附加6mw，并且对于音频流附加7mw。

在给定由功率估计逻辑683确定的耳蜗植入物功耗的情况下，充电结束电压确定逻辑685被配置为产生电池寿命估计(即，使用导出的电池寿命等式将耳蜗植入物的功耗转换为估计的电池寿命)。基于该估计的电池寿命，充电结束电压确定逻辑685被配置为确定对于可充电电池218的适当的充电结束电压。如上文所指出的，在给定(即，鉴于)耳蜗植入物200的估计操作功率要求的情况下，可充电电池218的估计电池寿命是单次完整/完全充电后的可充电电池的运行时间。

不同的可充电电池可以具有不同的导出等式，用于将功耗转换为估计的电池寿命。例如，对于一种尺寸和类型的锂离子电池，可以给出如下等式3所示的导出的估计电池寿命等式。

等式3：

batterylife(hours)＝0.8×369.63×p(sys)^-1.0285

对于另一尺寸的锂离子电池，可以给出如下等式4所示的导出的电池寿命等式。

等式4：

batterylife(hours)＝0.8×752.7027×p(sys)^-1.0180

如所指出的，等式3和4涉及特定类型的电池(即，等式3涉及紧凑型锂离子电池，而等式4涉及标准锂离子电池)。如此，应当领会，用于将功耗估计转换为估计的电池寿命的上述两个等式仅仅是说明性的，并且其他转换可以用在本发明的实施例中。特别地，所实现的等式可以取决于上下文(例如，基于固有的电池特性)。

如所指出的，一般而言，在给定耳蜗植入物200的估计功耗的情况下，估计的电池寿命是在电池218完全充电后对电池218完全放电所花费的时间的测量。可充电电池的容量(进而，估计的电池寿命)受到电池的充电结束电压的影响，使得充电结束电压的降低减小了电池容量(因此缩短了估计的电池寿命)，同时增加充电结束电压会增加电池容量(从而延长估计的电池寿命)。然而，作为降低电池容量的交换，充电结束电压的降低具有延长电池的循环寿命的益处。例如，将可充电电池的充电结束电压从4.2v降低到4.1v(即，降低0.1v)有可能使循环寿命加倍，但仅将电池容量降低大约10％。相反，充电结束电压的增加会缩短电池的循环寿命。

如上文所指出的，特别是随着集成的耳蜗植入物电池的兴起，期望延长这些集成电池的循环寿命，以便延长耳蜗植入物或其部件的使用寿命。此外，如上文所指出的，通常假设接受者能够在晚上对他/她的可充电电池218进行充电，如此，目标是单次电池充电后为接受者提供大约一整天的操作(即，完全充电的电池应当为耳蜗植入物供电至少大约14-16小时)。因此，充电结束电压确定逻辑685被配置为使用可充电电池218的估计的电池寿命来设置可充电电池218的充电结束电压，该充电结束电压使得可充电电池218能够为耳蜗植入物供电大约一天(例如，大约14-16小时)，并且延长了可充电电池218的循环寿命。这可以包括充电结束电压的增加或减少，这取决于接受者的需求。

例如，在一种布置中，充电结束电压确定逻辑685确定在给定接受者的操作图的情况下，耳蜗植入物200的功耗导致电池寿命估计为大约十八(18)小时。由于18小时的电池寿命大于一整天操作所需的电池寿命(即，大约14-16小时)，所以电池218的充电结束电压可以例如从4.2v降低到4.1v(即，降低0.1v)。这导致电池寿命(即，一个充电循环的长度)降低，但延长了可充电电池218的循环寿命。换句话说，充电结束电压确定逻辑685确定/选择可充电电池218的降低的充电结束电压，其允许根据接受者的需求定制电池容量，同时使可充电电池的循环寿命最长(即，基于耳蜗植入物接受者的特定操作需求来平衡容量和循环寿命)。

在备选的示例中，充电结束电压确定逻辑685确定在给定接受者的操作图的情况下，耳蜗植入物200的功耗导致电池寿命估计为大约十二(12)小时。由于20小时的电池寿命大于一整天操作所需的电池寿命(即，大约14-16小时)，因此电池218的充电结束电压可以例如从3.9v增加到4.2v(即，增加0.3v)。这导致电池寿命(即，一个充电循环的长度)增加，但是缩短了可充电电池218的循环寿命。换句话说，充电结束电压确定逻辑685确定/选择可充电电池218的增加的充电结束电压，其允许根据接受者的需求定制电池容量，代价是可充电电池的循环寿命缩短(即，基于耳蜗植入物接受者的特定操作需求来平衡容量和循环寿命)。

如所指出的，实施例主要在为电池设置充电结束电压以便提供一整天的充电的背景下进行描述。然而，应当领会，这是说明性的，并且本文中所描述的技术可以关于任何合适的电池容量(即，持续运行时间)来实现。

选择降低的充电结束电压可以以若干种不同的方式发生。在一个示例中，标识不同的充电结束电压集(bins)或电压组，并且将其与具有类似功耗特点的不同类别的接受者相关联。在这些实施例中，基于与接受者相关联(例如，基于功耗)的组，将特定的充电结束电压分配给耳蜗植入物。例如，可以为具有超过第一阈值的功耗的所有接受者设置第一充电结束电压，可以为具有低于第二阈值的功耗的所有接受者设置第二充电结束电压，并且可以为具有第一阈值和第二阈值之间的功耗的所有接受者设置第三充电结束电压(即，具有高、中和低功耗的三个接受者的分组)。其他示例可以使用更多或更少的接受者的分组及相关联的充电结束电压、或者使用连续标度，其中可以选择在提供足够容量的同时使循环寿命最长的若干个充电结束电压中的任一充电结束电压。

在图6的示例中，所确定的充电结束电压被发送到耳蜗植入物200。耳蜗植入物200(更具体地，充电控制器214)配置/调整自适应电池充电电路216，使得可充电电池218在下次再充电时仅充电到所确定的(例如，降低的)充电结束电压。也就是说，充电控制器214基于耳蜗植入物的估计功耗来设置可充电电池218的充电结束电压。

已经参考产生功耗估计、产生电池寿命估计以及确定充电结束电压(所有这些都是通过与耳蜗植入物通信的验配系统)来对图6进行描述。应当领会，这些实施例是说明性的，并且这些操作中的一个或全部操作可以可替代地由耳蜗植入物或另一设备执行。例如，在一个实施例中，耳蜗植入物200被配置为接收表示耳蜗植入物200的功耗或耳蜗植入物200的估计电池寿命中的至少一个的信息。充电控制器214(或耳蜗植入物200的其他部件)可以使用所接收的信息来设置可充电电池218的充电结束电压，其允许根据接受者的需求定制电池容量，并且使可充电电池的循环寿命最长。在其他示例中，耳蜗植入物200包括能够确定其估计功耗的功能，并且进而使用该信息来确定和设置可充电电池218的充电结束电压。

在其他实施例中，充电控制器214被配置为在接受者使用耳蜗植入物200的同时，随着时间而监测接受者的功率使用。基于该监测，充电控制器214可以缓慢调整充电结束电压，以反映由充电控制器标识的功率使用趋势。例如，如果接受者比预期更多或更少地使用设备(例如，接受者长时间地暴露于异常嘈杂/安静的环境等)，则充电控制器214可以检测到耳蜗植入物200正在使用比预期更多或更少的功率。然后，充电控制器214可以基于该信息来确定可充电电池200的新的充电结束电压，因而调整自适应电池充电电路216，使得可充电电池218在下次充电时仅被充电到新确定的充电结束电压。

在其他示例中，接受者可以对可充电电池218的充电结束电压具有一些控制。例如，移动电话或其他电子设备可以与耳蜗植入物200接口，其允许用户选择、同意等期望的估计电池寿命，该估计电池寿命可以转换为可充电电池218的充电结束电压。在其他实施例中，耳蜗植入物200可以包括用户界面或其他控制机构，其允许用户选择、同意等可充电电池218的估计电池寿命，因此间接地选择、同意等可充电电池218的充电结束电压。

图6还主要图示了其中降低了充电结束电压以延长可充电电池的循环寿命的实施例。然而，如上文所指出的，应当领会，降低充电结束电压是说明性的，并且在某些实施例中，本文中所呈现的技术可以增加充电结束电压。例如，接受者可以经历验配过程，其中选择降低的充电结束电压。随着时间的推移，接受者可以确定由降低的充电结束电压产生的降低的容量不足以提供一整天的操作。如此，在随后的验配会话中，通过电子设备、充电控制器或其他控制机构，可以增加充电结束电压以向接受者提供更多容量。这种增加无需返回到电池的最大充电结束电压。

如所指出的，功率要求在耳蜗植入物和其他听觉假体的接受者之间可能发生变化。然而，听觉假体(特别地，耳蜗植入物)的独特方面在于，一般而言，特定接受者的每日功耗相对恒定(例如，与诸如移动电话之类的其他消费者设备相比较)。结果，一旦执行功耗估计，就可以确定特定接受者的典型每日需求，并且该需求用于对于接受者逐个地调整充电结束电压。

尽管已经参考听觉假体主要对实施例进行了描述，但是应当领会，本文中所呈现的技术可以植入其他可植入医疗设备或具有集成可充电电池的其他电子设备中，并且可以估计功耗。

应当领会，本文中所呈现的实施例不是相互排斥的。

本文中所描述和要求保护的发明不限于本文中所公开的具体优选实施例的范围，因为这些实施例旨在说明而非限制本发明的若干方面。任何等同的实施例都旨在落入本发明的范围之内。实际上，除了本文中所示出和描述的那些修改之外，本发明的各种修改对于本领域技术人员而言将从前面的描述中也变得显而易见。这些修改也旨在落入所附权利要求的范围之内。