本发明涉及医疗设备领域，具体涉及一种植入医疗设备及其充电对位方法。
背景技术：
：：人体植入式医疗装置(implantablemedicaldevice,imd)是一种安装于患者身体内部的医疗器械，这种设备内部具有电池，电路板(设有传感器、芯片等元件)，imd依靠设定的程序和运行参数来实现相应的疗法。imd植入患者体内，与体外充电装置间有皮肤等组织隔离。因此，需要采用无线能量传输系统对体内的植入式医疗仪器进行充电。imd一般使用生物相容性的金属钛密封，同时植入电池一般安装在植入式医疗仪器内被金属钛一起封装。由于无线能量传输过程中钛金属存在涡流效应等影响，极易引发无线能量传输过程中体内植入式医疗仪器的发热。由于有人体皮肤阻隔，在经皮充电开始时，体外充电发射线圈很难对体内植入设备的充电接收线圈进行准确对位，存在对位时间长的问题。同时，充电初始阶段的充电建立通常采用较高的发射功率，对位时间过长，容易引起体内植入设备发热增加的问题。技术实现要素：有鉴于此，本发明提供一种植入医疗设备的充电对位方法，包括：控制电源输出固定电压驱动体外发射回路；确定电流阈值；获取体外发射回路的工作电流，并与所述电流阈值进行比对；当所述工作电流小于所述电流阈值时，判定为对位完成。可选地，所述电流阈值为预设值。可选地，所述确定电流阈值，包括：获取发射线圈与接收线圈的相对位置进行变化过程中的工作电流；确定所述变化过程中的最小值工作电流；根据所述最小值工作电流确定电流阈值。可选地，在所述确定电流阈值之前，所述方法还包括确定对位模式的步骤，所述对位模式包括两种可选模式；当所述对位模式为第一模式时，所述电流阈值为预设值；当所述对位模式为第二模式时，所述确定电流阈值包括：获取发射线圈与接收线圈的相对位置进行变化过程中的工作电流；确定所述变化过程中的最小值工作电流；根据所述最小值工作电流确定电流阈值。可选地，采用如下方式根据所述最小值工作电流确定电流阈值：iref＝k*imid，其中iref为所述电流阈值，imid为所述最小值工作电流，k为预设系数，1＜k≤5。可选地，所述固定电压的值使得发射功率远不足以建立与体内装置的充电过程。可选地，所述工作电流是所述体外发射回路的功率输入的电流，或者是所述体外发射回路的谐振电流。可选地，在控制电源输出固定电压驱动体外发射回路之前，还包括：向体内装置发送对位启动信号，用于使所述体内装置停止接收无线传输的能量；在判定为对位完成之后，还包括：向体内装置发送对位完成信号，用于使所述体内装置开启接收无线传输的能量。相应地，本发明还提供一种植入式医疗装置的充电设备，其特征在于，包括电源、体外发射回路和处理器，以及与所述处理器通信连接的存储器；其中，所述存储器存储有可被所述处理器执行的指令，所述指令被所述处理器执行，以使所述处理器执行上述充电对位方法。本发明还提供一种植入式医疗系统，包括植入装置和体外装置，其中所述体外装置用于根据上述充电对位方法在对所述植入装置进行充电之前进行对位，并在判定为对位完成后对所述植入装置进行充电。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法及装置，在对体内装置进行充电之前，体外装置的电源以固定电压驱动发射回路进行工作，并获取其工作电流，用户可在此状态下移动体外装置，而体外装置通过比对工作电流与预设电流阈值来确定与体内装置的偏移位置是否在允许的范围内，本方案直接利用体外电路参数进行对位情况指示，不需要体内外的通信过程，指示速度快，同时，对位阶段体外发射电压很小，远不足以建立充电过程，可解决对位阶段充电发热增加的问题。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法及装置，在进行对位判断之前，用户可以按照某种轨迹移动体外装置，从而遍历各个与体内装置的相对位置，体内装置获取遍历过程中的工作电流变化情况，并确定其中的最小值，从而根据该最小值确定适合当前植入位置的电流阈值，本方案针对不同植入深度、不同植入倾角的情况，提出适应性强的精确对位方案。附图说明为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。图1为本发明实施例中的一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图；图2为植入装置的线圈与外壳的结构示意图；图3为本发明实施例中的一种植入医疗系统的结构示意图；图4为本发明实施例中的另一种植入医疗系统的结构示意图；图5为本发明实施例中的工作电流与偏移距离的关系示意图；图6为本发明实施例中的另一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图；图7为本发明实施例中的能量发射线圈的移动轨迹示意图；图8为本发明实施例中的第三种植入医疗系统的结构示意图。具体实施方式下面将结合附图对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。此外，下面所描述的本发明不同实施方式中所涉及的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互结合。图1示出了一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图，该方法由体外装置执行，体外装置也可称为程控装置、充电装置等等。如图1所示，本方法包括如下步骤：s1a，控制电源输出固定电压驱动体外发射回路。此步骤中的固定电压v可以等于充电时所使用的电压，但优选为采用较小的电压值。现有的体外装置通常设有输出可调的电压源，能够提供所需电压值。在一个优选的实施例中，此步骤中所使用的固定电压v足够小，以使得发射功率远不足以导致体内充电过程建立和维持，由此可以明显减少对位阶段植入设备的发热损耗。s2a，获取预设电流阈值，作为一种确定电流阈值的方式，在本实施例中电流阈值是预先根据医疗设备的植入位置、角度和深度等因素确定的数值。结合图2-图4所示，体内装置(被充电的装置)通常将充电接收线圈置于金属外壳(纯钛或钛合金)内，为提高充电效率，通常设计充电接收线圈尽可能获得最大的磁通链。因此如图2所示，能量接收线圈l2的外围轮廓通常近似于植入式设备的钛壳20的轮廓。在这种结构布局设计下，体外的能量发射线圈和体内的能量接收线圈的对位关系，可转变为能量发射线圈与钛壳的对位关系。图3和图4示出两种可选的硬件实现方案，体外装置1的能量发射线圈l1和钛壳20对位越好，钛壳20折算到体外发射谐振回路上的阻抗就越大，体外发射谐振回路就越偏离谐振点。反映到电气上，发射谐振回路的谐振电流减小，或体外发射谐振回路功率输入的直流电流减小。因此，可通过体外发射谐振回路功率输入的直流电流大小，或者体外发射谐振回路的谐振电流大小，来反映体外充电线圈与体内接收线圈的对位情况。在图3所示方案中，植入装置1中设有电流检测单元12，其用于检测体外发射谐振回路的功率输入的直流电流，作为对处理器13的反馈量；在图4所示方案中植入装置1中设有电流检测单元12，其用于检测体外发射谐振回路的谐振电流，作为对处理器13的反馈量。如图5所示，能量发射线圈l1周围无耦合介质和线圈时，发射回路谐振，电流检测单元12反馈的电流为最大值iosc。能量发射线圈l1和钛壳20对位最佳时，能量发射线圈l1与能量接收线圈l2对位也为最佳(达到线圈对准位置)，电流检测单元12反馈的电流为最小值imid。预设的电流阈值iref应当处于iosc与imid之间，当选定了iref时相当于设定了一个对位容差区间。s3a，获取体外发射回路的工作电流，并判断工作电流是否小于或等于与所述电流阈值。在体外装置1远离体内装置2时，工作电流等于iosc，工作电流可以是体外发射回路的功率输入的电流，或者是体外发射回路的谐振电流。当用户移动体外装置1接近体内装置2时，工作电流将会减小，当电流检测单元12反馈的电流i满足imid≤i≤iref时，也就是体外装置1与体内装置2的偏移距离进入了上述对位容差区间，工作电流小于电流阈值，则执行步骤s4a；否则持续监测并比对，这时用户应当继续移动体外装置1，直至满足上述条件为止。s4a，判定为对位完成。此时认为体外装置1与体内装置2的对位基本准确，可以开始进行充电。之后体外装置1可以向用户进行提示，或者直接开始对体内装置2进行充电。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法，在对体内装置进行充电之前，控制体外装置的电源以固定电压驱动发射回路进行工作，并获取其工作电流，用户可在此状态下移动体外装置，而体外装置通过比对工作电流与预设电流阈值来确定与体内装置的偏移位置是否在允许的范围内，本方案直接利用体外电路参数进行对位情况指示，不需要体内外的通信过程，指示速度快，同时，对位阶段体外发射电压很小，远不足以建立充电过程，由此可以解决对位阶段充电发热增加的问题。图6示出了一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图，该方法由体外装置执行，与图1所示方法的区别在于确定电流阈值的方式，本方法包括如下步骤：s1b，控制电源输出固定电压驱动体外发射回路。具体可参考上述步骤s1a，此处不再赘述。s2b，获取发射线圈与接收线圈的相对位置进行变化过程中的工作电流。在本实施例中，需要遍历能量发射线圈l1可能的对位位置，如图7所示，用户可以按照图7所示的轨迹71来移动能量发射线圈l1，使得能量发射线圈l1的中心70经过轨迹71上的各个位置，也即各个与能量接收线圈l2的对位位置。在此过程中，电流检测单元12持续采集工作电流，将会得到类似于图5所示的电流变化曲线，具体变化趋势取决于轨迹71。s3b，确定变化过程中的最小工作电流。当步骤s2b的遍历过程完成时，在类似于图5所示的电流变化曲线中找到一个最小值，需要说明的是，此数值不一定等于imid，也就是遍历的过程中不一定经过了偏移距离为0的位置，在此将该最小值记为imid’。s4b，根据最小值工作电流确定电流阈值。可以设定电流阈值iref等于imid’，而为了提供一定的容差，也可以经过一些计算，使电流阈值iref大于imid’。在一个具体实施例中，iref＝k*imid’，k为预设系数，1＜k≤5。s5b，获取体外发射回路的工作电流，判断工作电流是否小于或等于与电流阈值。当所述工作电流小于所述电流阈值时，执行步骤s6b，否则持续监测。具体可参见上述步骤s3a，此处不再赘述。s6b，判定为对位完成。具体可参见上述步骤s4a，此处不再赘述。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法，在进行对位判断之前，用户可以按照某种轨迹移动体外装置，从而遍历各个与体内装置的相对位置，体内装置获取遍历过程中的工作电流变化情况，并确定其中的最小值，从而根据该最小值确定适合当前植入位置的电流阈值，本方案针对不同植入深度、不同植入倾角的情况，提出适应性强的精确对位方案。本发明还提供一种植入医疗设备的充电对位方法，该方法由体外装置执行，并兼容如图1和图6所示两种方案，本方法包括如下步骤：s1c，确定对位模式，在本实施例中提供两种可选的对位模式供用户选择，即快速对位模式和精准对位模式；当用户选定快速对位模式时，执行步骤s2c；当用户选定精准对位模式时，执行步骤s3c。s2c，执行如图1所示的充电对位方法，具体可参见步骤s1a-步骤s4a，此处不再赘述；s3c，执行如图6所示的充电对位方法，具体可参见步骤s1b-步骤s6b，此处不再赘述。本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法向用户提供两种可选的对位操作方式，根据选定的模式执行两种不同的对位操作，从而提高本方案的灵活性。为确保对位阶段体内充电过程不建立，在一个可选的实施例中，在上述步骤s1a、s1b之前还可以向体内装置2发送对位启动信号，用于使所述体内装置2停止接收无线传输的能量；在上述步骤s4a、s6b之后还向体内装置2发送对位完成信号，用于使所述体内装置2开启接收无线传输的能量，从而开始正常充电。为此可采用如图8所示的硬件实现方案，在体内装置2的能量接收回路中加入可控开关s，默认为闭合状态。对位操作启动时，通过通信编码解码单元发送和接收启动信号，使可控开关s闭合，使得能量接收回路不能工作；对位操作结束后，通过通信编码解码单元发送和接收完成信号，使可控开关s断开，进行正常的充电过程建立。或者，可控开关s默认为断开状态，对位开始前，体外通过通信模块告知体内即将开始对位操作，体内微处理器闭合可控开关s，开始对位操作。对位结束后，体外通过通信模块告知体内对位结束，体内微处理器断开可控开关s，进行正常的充电过程建立。本领域内的技术人员应明白，本发明的实施例可提供为方法、系统、或计算机程序产品。因此，本发明可采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本发明可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质(包括但不限于磁盘存储器、cd-rom、光学存储器等)上实施的计算机程序产品的形式。本发明是参照根据本发明实施例的方法、设备(系统)、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。显然，上述实施例仅仅是为清楚地说明所作的举例，而并非对实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。而由此所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本发明创造的保护范围之中。当前第1页1 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