一、部分植入式神经刺激器与压电换能器的应用研究（论文文献综述）
杨四娟,路炜[1]（2021）在《专利视角下的我国植介入医疗器械无线供电技术创新策源能力提升启示》文中进行了进一步梳理基于专利数据可视化从全球植介入医疗器械无线供电技术发展态势,主要国家及头部机构专利时间及空间布局概况,我国机构概况,前沿技术等维度揭示当前我国植介入医疗器械无线供电技术发展面临的形势,并从政策层面提出几点建议,为我国植介入医疗器械无线供电技术的创新策源能力提升提供参考。
张林森,宁小玲,胡平[2]（2021）在《超声耦合无线电能传输技术研究综述》文中提出超声耦合无线电能传输（UCCET）是一种新型的无线电能传输技术。文中从UCCET技术的应用场景和优势入手,分析了UCCET基本原理,总结了其技术特点。随后着重从低功率和高功率应用两方面分别梳理了国内外UCCET技术在植入式医疗电子设备供电、隔金属介质设备供电、隔空气介质设备供电和隔水介质设备供电等方面的研究现状,最后阐述了UCCET在声阻抗匹配、传输机理研究和换能器设计理论等方面面临的技术挑战。
吴茂鹏[3]（2021）在《超声波式非电气接触能量兼信号传输建模分析与实验》文中指出密闭金属容器可以保证内部物体与外部环境相互不受影响,因此在许多条件严苛的环境中得到了专门应用。隔金属壁板实现非电气接触式电能传输（Contactless power transfer,CPT）是一项挑战性很强的研究课题,这是由于金属材料具有电磁屏蔽效应,电磁能量难以穿透金属壁板。但是,超声波却能在金属中有效传播。鉴于此种事实,本文研究了以超声波为间接能量且隔金属板传输电能的非电气接触式电能传输技术（以下简称超声波式非电气接触电能传输技术,Ultrasonic contactless power transfer,UCPT）的若干原理与技术问题。为了便于应用电路理论研究UCPT系统,针对电能到超声波能再到电能的能量传输与转换通道（简称“电-声-电通道”）,本文提出了一种考虑损耗的高精度电路模型。在该模型中,UCPT系统的每个元件均用二端口电路模型来描述;分别用衰减常数和损耗常数表示压电元件和非压电元件的损耗。使用二端口网络理论,对这些二端口元件的级联特性进行分析,得出了电-声-电通道的电路模型,采用二端口网络传输参数分析了输入输出特性。理论计算、COMSOL有限元仿真和实验结果均表明,与已有无损模型相比,本文所提出的有损模型,虽然计算量有所增加,但精确度明显更高。根据输出功率的对比结果,有损模型的局部相对误差和全局相对误差都明显减小,其中全局相对误差下降6.4倍。在元件参数有所改变时,有损模型的计算结果仍然与实验结果吻合。本文在实验中建立的UCPT系统实现了超过40W的功率输出。在传输能量的同时也能实时传输信号,对UCPT系统的运行是非常必要的。本文研究了能量与信号同时传输的两种技术原理,各具特色:（1）能量与信号同时反向传输。该原理使用一对换能器,且能量与信号使用相同谐振频率进行传输。通过使用有损电路模型进行分析,可知发射换能器上的电压因接收侧负载阻抗的不同而不同。因此,采用二进制幅移键控（2ASK）技术进行信号传输。实验结果表明,本文所提出的电路可以使接收侧维持5V输出电压。理想情况下,信号反向传输速率可达1.6kbps,用于图像传输时信号反向传输速率可达1.43kbps。（2）能量与信号同时同向传输。该原理使用一对郎之万型换能器,但所组成的UCPT系统具有两个谐振频率。根据提出的有损电路模型,推导了郎之万型换能器的有损电路模型和以郎之万型换能器为声电转换元件的电-声-电通道有损电路模型。计算和实验结果表明,在一定频率范围内,接收侧负载有两个输出电压峰值,因此可以用频率信息表示数字信号。因此,采用二进制频移键控（2FSK）技术进行信号传输。实验结果表明,当负载为灯泡时,在两个频率下输出功率均可达25W。当负载为100Ω电阻时,输出电压约为18V,理想情况下信号传输速率为300bps,用于从发射侧向接收侧传输控制指令时信号传输速率约为240bps。为了开展上述实验,在发射侧和接收侧,还设计了信号调制电路与解调电路。在使用UCPT技术进行能量传输时,本文研究了两种可以提高电能传输性能的技术:（1）阻抗匹配技术。考虑换能器的特殊电学性能,根据郎之万型换能器的最简电路,本文分别在发射侧和接收侧设计了阻抗补偿电路。发射侧阻抗补偿实现了改变负载特性和功率控制,接收侧阻抗补偿实现了稳压输出。根据阻抗补偿后的UCPT系统,本文提出了用于为全桥模块中门极驱动电路供电的电-声-电型非电气接触式隔离电源,并对比了 UCPT技术和传统的电磁感应式非接触电能传输（ICPT）技术的抗电磁干扰能力。实验表明,阻抗补偿技术可以有效地改变负载特性、实现功率控制和稳压输出;UCPT技术抗电磁干扰能力比ICPT技术强;基于阻抗补偿电路设计的隔离电源可以有效地为门极驱动电路供电。（2）闭环控制技术。为了使接收侧的输出电压更稳定,本文提出了采用两对谐振频率不同的换能器设计UCPT系统中的闭环控制方案。一对换能器将能量从发射侧传输到接收侧,另一对换能器将负载上的电压信息从接收侧反馈到发射侧。控制器根据电压信息,动态地调整BOOST电路的占空比,进而实现了恒压输出。实验表明,本文所提的闭环控制方案保证了输出电压在负载突变时维持恒定,具有良好的动态性能和稳态性能。本文所做的探索性研究,对提高超声波式非电气接触电能传输技术研究水平,丰富研究内容,促进相关工程应用等具有一定的适用价值。
解锋[4]（2021）在《基于压电换能器的心脏能量采集装置制备与实验研究》文中认为研究背景目前,数百万人依靠心脏起搏器等植入式医疗设备来维持正常的生命体征。在过去的半个世纪里,起搏器技术取得了重大进展。然而,在连接到穿过静脉系统以接触心肌组织的导线的血管外脉冲发生器的基本系统制备中缺乏创新性的发展。此外,基本的供电方法仍然高度依赖电池。许多与起搏器相关的并发症,如感染、气胸、导线故障和无效起搏,都与这种基本结构有关。除此之外,定期的电池更换手术是不可避免的,以确保充足的电力供应,这大大增加了患者的经济负担和健康风险。因此,开发无导线或无电池特性已成为未来心脏起搏器的主要焦点。科研人员已经做出巨大努力来开发无电池医疗设备。最有希望的方法是直接将生物力学能量（如肌肉拉伸、心跳、血流和呼吸产生的气流）转化为电能。生物力学能量转换机制包括摩擦电、电磁感应、压电方法和静电等。压电方法因功率密度高、输出稳定性高和设备灵活性而更有希望用于可植入的无电池医疗设备。体内生物力学能量转换首先通过氧化锌纳米线膜的柔性压电换能器实现。柔性聚偏二氟乙烯用来开发可植入的压电换能器。另外基于压电陶瓷（锆钛酸铅）的换能器可以在大动物模型中实现0.1μA的体内电流输出。这提供了三个有希望从生物力学能量转化为电能的证据,证明压电陶瓷的方法可以从内脏器官运动中产生大量电能。然而,商用心脏起搏器仍然不能使用植入式压电换能器来驱动。充足的电能是基于压电换能器的心脏能量采集装置驱动心脏起搏器的关键障碍,而心脏能量采集装置的效率与制造、材料、结构设计、转换模式和植入位置等有关。无导线起搏器的开发涉及两种不同的方法:单部件和多部件系统。对于单部件系统,整个起搏器（电池、电子设备、刺激电极和传感器）被集成到一个植入心脏的小胶囊中。对于多部件系统,换能器放置在心腔内,胸外部分向换能器发射能量（超声波或无线电波）。心内膜能量转换不容易获得足够的能量。这两种方法都是通过将集成组件放置在心腔里来实现的,这极大地限制了设备的尺寸和重量,并增加了维护的难度和风险,例如血栓、感染等危险以及对环境干扰的敏感性。在本研究中,我们提出了一种无电池和无导线心脏起搏策略。在猪心脏的收缩及舒张过程中,采用一种基于囊式压电换能器的心脏能量采集装置利用心脏收缩和舒张时的机械能,转换后的电能用来直接为商用起搏器供电,验证心脏能量采集装置的电能供应是否充足。为避免导线穿过静脉系统,起搏器的探针通过穿刺心外膜以获得有效的起搏。因为基于心脏能量采集装置供电的无电池起搏器和心外膜直接接触,因此导线可被移除。本项目的研究可能为无电池及无导线起搏器和其他生物医学设备的开发、设计提供新的见解。目的1、设计和制备大鼠用心脏能量采集装置,并表征其输出电流的能力。将心脏能量采集装置的浸提液与心肌细胞等共培养,检测心脏能量采集装置对细胞的毒性,明确其可行性。将心脏能量采集装置植入大鼠体内,考察其在体内的安全性。为下一步制备猪用心脏能量采集装置奠定实验基础。2、设计和制备猪用心脏能量采集装置,能满足商业心脏起搏器供电要求并驱动心脏起搏。在体检测该心脏能量采集装置植入猪体内后,输出电流的能力。3、评估心脏能量采集装置体内外的生物相容性及安全性。方法1、心脏能量采集装置的组装和封装:应用核/壳封装技术来封装器件。将PDMS涂层应用在压电换能器,利用聚对二甲苯-C膜作第二保护层,制备压电换能器,进而制作心脏能量采集装置。2、制备大鼠用心脏能量采集装置。大鼠在体验证心脏能量采集装置长期植入的安全性及有效性。制备得到的大鼠心脏能量采集装置的浸提液在体外与心肌细胞共培养,MTT实验分析细胞增殖情况,分析浸提液组和对照组的细胞增殖的速度。将心脏能量采集装置植入大鼠体内,在植入即刻、植入后1周,2周,4周,12周等,用CT平扫检查心脏能量采集装置在大鼠体内的位置,用心脏超声检查大鼠的心功能,并于12周末处置大鼠,提取血清,进行生化指标检测。3、制备猪用心脏能量采集装置,把心脏搏动产生的机械能转换为电能,并给无电池心脏起搏器供能。4、猪用心脏能量采集装置植入体内后,检测心脏能量采集装置的电能转化能力。研究结果1、成功地利用核/壳封装技术封装器件制备了大鼠用心脏能量采集装置。2、大鼠心脏能量采集装置在体内外具有良好的可行性和安全性。细胞实验表明,大鼠用心脏能量采集装置对心肌组织没有不良影响,对心肌细胞的正常增殖未产生明显影响。植入体内12周后,CT显示该心脏能量采集装置的位置没有发生改变。器件植入大鼠胸腔后对心功能有一定影响,对大鼠的血液生化指标无显着影响。对大鼠用心脏能量采集装置进行了电学性能测试,我们制备的大鼠心脏能量采集装置在体外的电学性能为:测试平均电压约3.5 m V,平均电流约60 n A。在植入大鼠体内后,即刻测试平均电压约3.2 m V,即刻测试平均电流约54 n A。在体内1周后,测试平均电压约3.0 m V,平均电流约48 n A。在体内12周后,测试平均电压约2.1 m V,平均电流约31 n A。3、成功制备了猪用心脏能量采集装置,构建了基于压电能量采集技术的自供能无导线心脏起搏器系统。该系统主要由压电能量采集器单元、起搏探针、脉冲发生器电路单元和外部封装单元组成。压电能量采集器为脉冲发生器电路提供电源,该脉冲发生器电路通过从心脏外部刺入的起搏探针对心肌组织产生有效的电刺激。4、评估了猪用心脏能量采集装置的体内换能能力我们评估了猪用心脏能量采集装置的力学和电学性能,在成年猪体内植入后可实现约30μA最大短路电流输出,高于同类型研究大约15倍之多。通过猪用心脏能量采集装置驱动起搏器产生电脉冲,经由心外膜刺激心肌组织,达到起搏的效果。研究结论本研究围绕心脏能量采集装置的制备和植入动物的体内应用展开,提出利用压电换能器转换心跳动能为电能,探究能量釆集装置的输出特性,以及其在实现心脏起搏器自供能方面的表现,探究自供能无导线心脏起搏器的实现方法。具体结论如下:1、成功地采用核/壳封装技术封装器件制备了大鼠用心脏能量采集装置,且其表现出良好的可行性和安全性。2、在大鼠用心脏能量采集装置的制备工艺基础上,成功制备了猪用心脏能量采集装置,其对细胞和组织无明显生物毒性。3、猪用心脏能量采集装置在成年猪体内植入可实现30μA最大电流输出。将输出电能接入摘除电池的商用心脏起搏器,通过获得的所需电脉冲信号验证了植入的心脏能量采集装置釆集的心跳动能转化成电能后,是足以维持这种商用起搏器正常工作的,说明心脏能量采集技术在实现自供能心脏起搏器方面的可行性。4、通过植入的心脏能量采集装置驱动起搏器产生电脉冲,自心外膜直接刺激心肌组织,以达到起搏效果,证明原位心外膜起搏策略的可行性,避免将器件或导线放置于心腔内,有望实现无导线起搏。
杨志远[5]（2020）在《水下超声无线携能通信系统的设计和搭建》文中研究表明随着无线通信和无线能量传输技术的不断发展进步,超声波因其具有方向性好、能量大、穿透能力强等优势,在现代化国防和医疗等领域里,超声波携能通信技术拥有其独特的应用价值。利用超声波携能通信技术为水下传感器网络和植入式医疗设备进行智能化供电,能够在保证能量传输效率的同时提升供能系统的安全性和可用性。目前,水下超声携能通信技术的发展还不够完善,超声传能效率的进一步提升和超声通信链路的高可用性是两个亟待解决的难点问题。由于超声波无线能量传输系统的谐振状态会随着换能器探头间距、传输介质以及接收端负载等条件的变化而变化,因此需要找到一种可自动跟踪谐振状态的技术方案,从而保证水下超声携能通信系统能够稳定地工作在较高的传输效率下。本文搭建了完整的水下超声无线携能通信系统,一方面,通过设计高效率的逆变电路、阻抗匹配电路、低功耗的整流滤波以及DC-DC稳压电路来提升系统的传能效率,并采用频率调谐和距离调谐两种方案来解决谐振状态跟踪问题,从而进一步提升了传能效率。另一方面,设计了基于超声波通信的2ASK调制解调电路,测试达到了9.6kbps的数据传输速率。随后,对所搭建的水下超声携能通信系统进行了性能测试,结果表明,在传输频率为155k Hz、发送功率为3.8W、探头间距为1cm条件下,接收端负载电路获取到的功率达到了350m W,系统传输效率达到了9.2%。使用该超声波传能系统为额定电压3.7V,容量为150m Ah的锂电池进行充电,1小时就可以充60%以上的电量,测得其平均充电功率约为330m W。本论文还通过隔金属和猪肉组织、改变水温以及盐度等条件指标来模拟真实应用场景,对水下超声携能通信系统平台进行性能测试,实验表明,超声波能够很好地穿透组织和金属外壳为植入式设备供电,同时,超声传能效率会随着环境温度的升高而逐渐降低,而介质盐度的变化对水下超声无线携能通信系统性能没有明显影响。
张而弛[6]（2020）在《无创双通道数据传输植入式胃慢波检测系统研究》文中提出胃癌是影响范围最广、人数最多的致命性慢性疾病之一,其早期检测和治疗是提高存活率的关键。胃慢波检测是胃癌早期发现的有效方法之一。现有的植入式胃慢波检测系统采用经皮传输数据方法,一次手术、一次测量,侵入性强,患者易于感染。因此,研究既能精确检测胃慢波、且将感知数据无创有效传到体外,又能长期安全运行的植入式胃慢波检测系统,十分重要。本文首先基于超声光纤光栅（FBG）耦合阵列和射频（RF）信号传输技术,提出了无创双通道数据传输植入式胃慢波检测（NI-DDT-IGSWD）系统方案;深入讨论了胃慢波形成机理,给出了胃慢波产生和传播模型;分析了超声波与FBG及其中传送光的互作用过程,推导得出超声FBG轴向、径向耦合反射谱;讨论了超声经皮充能（UTET）的物理过程,分析了圆盘型换能器的声场特性和分布;为NI-DDT-IGSWD系统的优化设计奠定了理论基础。接着,建立了圆盘型超声换能器模型,分析了各参数对能量传输效率影响,提出了以PTE为目标函数的优化设计方法,分别优化了发射、接收换能器的厚度和直径以及工作频率;采用有限元法仿真验证了方法正确性,对比8毫米UTET模块与相同尺寸近场电感耦合的结果得知,植入深度大于5cm远场区前者充能效率比后者约高出5倍;设计了实现整流、滤波和电源保护的电源管理模块,分析了电源管理模块对整体能量转换效率的影响。然后,按照IEEE 802.15.6协议,优化设计了RF信号传输通道,给出了速率为几十kbps,功率为m W级别下通道方案,分析讨论了传输效率、距离对数据传输性能的影响,得到了数据传输距离与丢包率之间的关系曲线;分析了循环冗余校验码对传输稳定性的影响;建立了基于CC1310的射频数据传输通道实验系统,测试得出65kbps速率下最佳数据包长度为131字节。最后,建立了超声FBG耦合通道模型,分析对比了超声对单FBG径、轴向耦合的区别以及轴向耦合方式的优点;给出了穿戴式、超声FBG轴向耦合阵列方案;优化设计了双通道胃慢波检测系统的植入单元,研究了体内集成式超声载波信号发送与供能接收模块,设计了单个换能器实现超声充能和超声载波信号发送的电路时序。
王贺贺[7]（2020）在《基于压电叠堆的圆窗激振式人工中耳作动器设计分析与实验研究》文中认为在柳叶刀2016年统计的全球疾病负担研究报告中,听力损伤被列为全球范围内患病率第四的非致命性疾病,其患者遍布各个年龄段,且目前的治疗手段无法取得理想的治疗效果。究其致病原因,大抵可分为感音神经性、传导性及混合性听力损伤。目前佩戴传统助听器仍是广泛使用的治疗手段,其通过放大声压级提高患者的感声效果,主要适用于轻度感音神经性听力损伤,但由于存在着增益不足、声反馈、堵耳效应等问题,使得传统助听器的治疗效果及适用患者人群均受限。因此,人工中耳作为一种通过机械作动装置直接激振鼓膜、听骨链或者圆窗的治疗手段,具有增益高、适用患者广的特点,开始受到学者们的广泛关注和深入研究。其中,圆窗激振式人工中耳即是其中一种。目前,临床上广泛采用振动声桥的悬浮振子进行圆窗激振。但是,悬浮振子最初为砧骨激振所设计,用于圆窗激振时存在着作动端面较大的问题,且悬浮式的结构和筋膜固定的方式不利于振动传递。现有的临床报道显示,这种悬浮振子用于圆窗激振时,存在着低频输出不足、初始压力无法监控、耦合杆端部与圆窗膜之间尺寸不匹配等问题,使得患者的术后听力补偿效果不理想,且个体差异较大。为解决以上问题,本文首先基于当前圆窗激振式作动器应用中所存在的问题以及圆窗的生理解剖结构,对作动器各部分的功能需求进行构思,并进行相应的结构设计。主要包括:第一,采用压电叠堆作为动力源,并设计一种弯张放大器解决当前人工中耳作动器增益不足的问题;第二,设计一种支撑弹簧用于监控作动器与圆窗膜之间的初始压力,解决患者术后恢复效果个体差异大的问题;第三,设计一种耦合杆用于提高作动器与圆窗膜之间的耦合效率,解决当前悬浮振子作动端面较大,易与圆窗膜附近骨壁接触导致输出弱化的问题。然后,使用有限单元法基于弯张放大器的位移放大倍数以及作动器的频率特性,分别对弯张放大器的尺寸和支撑弹簧的截面尺寸进行优化设计。其次,将设计的作动器与人耳有限元模型建立耦合模型,通过对比镫骨足底板速度和等效声压级,研究作动器耦合杆的形状和尺寸对作动器听力补偿性能的影响,并与其他作动器的听力补偿性能进行对比。最终,加工出作动器的等比例放大的模型,通过实验定性地对作动器的可行性进行验证。研究表明该作动器具有增益高、初始压力可监控、耦合效率高、低频输出足的特点,可以用于圆窗激振。该论文有图59幅,表4个,参考文献97篇。
田畅[8]（2020）在《基于微流控芯片的声流体混合器及类肝组织模型构建与分析》文中指出作为一门涉及多学科、多交叉领域的新兴科学技术,微流控技术在近些年得到了快速发展。微流控芯片研究平台具有样品消耗量少、操作简便、自动化与集成化程度高、反应时间短、分析灵敏度高等诸多优势。因为微流控管道的结构尺寸与各类细胞器、真核或原核细胞、细胞群的尺寸大小相似,所以越来越多的研究人员使用微流控技术进行生物学领域的研究。利用微流控技术,可以实现在微米尺度上的时间和空间控制,进而在微流控芯片上进行从溶液到粒子、从细胞到组织各水平的基础研究。本研究以微流控技术为基础,结合声流体技术以及气动阀门技术,分别构建了声流体混合芯片和集成式微流控芯片,并将其成功应用于实现芯片内溶液的快速混合以及类肝组织模型构建。相比于其他声流体混合器件以及体外肝组织模型,该声流体混合器具有连续、稳定、可重复使用的优势,所制备的肝组织模型具有更复杂的三维组织形态以及生理特性。本研究为芯片上分子间相互作用研究以及肝组织工程研究提供新思路。本论文具体研究结果如下:1.本研究设计并制备了一种基于微针的声流体原位混合装置。该声流体装置由两个压电换能器和一个微流控芯片组成。压电换能器能够在电信号作用下,产生声波并作用于芯片中的微针结构,使得微针结构周围产生局部涡旋流,用于管道中溶液的混合。试验中探究了微针结构、压电换能器的驱动频率、驱动电压以及管道中溶液的流速对混合效果的影响,并通过量化计算验证了上述不同条件对溶液混合的影响,得到了具有最佳混合效果的混合条件,并实现了毫秒级快速混合。然后,利用荧光素混合试验以及荧光素猝灭试验,证明该声流体混合装置在原位混合以及化学反应应用方面具有连续（100 min连续试验）、稳定（200次重复试验、以及温度稳定）、可重复使用（22天重复使用）等优异性能。下一步,通过改进芯片结构设计并制备了具有在线浓度控制功能的升级型声流体混合器,并对其混合效果进行了验证。最后,对管道中层流模式下酶促反应的产物生成模式进行了模拟以及验证,提出了适用于酶反应速率评估的计算方法,并进行了酶促反应分析,为分析化学以及生物化学进行分子间相互作用研究提供了方便完整的微流体分析平台。2.本研究设计并制备了集成式微流控芯片,用于类肝组织结构单元构建。该集成式微流控芯片由四层组成,从上至下分别是流动层、控制层、支持层和载玻片层。利用控制层中设计的内层图案化阀门与外层图案化阀门之间的相互作用,进行模拟肝小叶结构仿生制备类肝组织结构单元。试验中探究了阀门压力对内层图案化阀门与外层图案化阀门工作效果的影响,得到了用于独立控制两组阀门的最适工作压力,且阀门之间独立运行没有影响。随后探究了芯片管道修饰在类肝组织结构单元构建以及回收过程中的作用,结果表明利用明胶修饰的芯片管道,可以实现不同细胞的图案化分布,以及芯片上类肝组织结构单元的构建以及回收,且所制备的类肝组织结构单元细胞活力良好,从形态学和生理学角度模拟了体内肝脏的组织微结构。最后利用层层堆叠的方法对类肝组织结构单元进行立体组装,得到了具有复杂三维结构的类肝组织块。所制备的类肝组织块具有良好的细胞活力,且与体内肝组织形态相似,说明类肝组织块具有体外重构肝脏形貌与功能的潜力,为再生医学以及个性化医疗领域中,体外肝组织工程研究提供了新思路与新方法。
吴阳[9]（2020）在《植入式超声耦合式无线能量传输系统研究》文中指出植入式器件在现代医疗领域中越来越受到重视,它的出现给患者带来了一些新的治疗方式,但是植入式器件通常是用锂离子电池进行供电,当电池电量用完时需要手术进行更替,这会给患者带来极大的痛苦。而采用无线能量传输技术可以有效解决植入式器件的这些问题。本文研究的植入式超声耦合式无线能量传输技术是一种新兴的技术手段。相比于电感耦合式无线能量传输和电容耦合式无线能量传输,超声耦合式无线能量传输技术不仅可以在金属介质中进行传输,而且能量更易于集中,在很多场合（比如在深度植入的植入式医疗应用中）具有更高的能量传输效率。此外,超声耦合式无线能量传输技术还具有不存在电磁辐射和电磁干扰等问题,对工作环境的适应性和可靠性强等优点。但是当前超声耦合式无线能量传输技术仍存在传输效率较低的问题。对此,本文开展了超声耦合式无线能量传输系统的建模研究,并以此为基础进行了基于立方体结构压电换能器的全向超声耦合式无线能量传输系统的研究与使系统获得最大功率传输的阻抗变换网络设计研究。首先,介绍了超声耦合式无线能量传输技术的研究现状,分析了超声耦合式无线能量传输的系统模型及基本原理。其次,针对传统圆盘型结构接收端在植入人体时会产生一定的旋转偏移而导致的接收“死区”问题,设计了一个基于立方体型结构压电换能器接收端的系统。通过COMSOL Multiphysics仿真定性比较了旋转偏移量对立方体型与圆盘型结构接收端的影响大小并通过实验加以验证。实验结果表明采用立方体型结构的压电换能器接收端可以解决植入式医疗设备的接收“死区”问题。最后,推导出超声耦合式无线能量传输系统处于最大功率传输时的条件,依据该条件进行阻抗变换网络的设计。分别在系统发送端与接收端设计了LC型、π型与T型3种不同的阻抗变换网络并给出了相应匹配网络参数的计算方法。本文考虑到匹配元器件会给系统带来一定的损耗,选取匹配元器件使用较少的LC型阻抗变换网络来进行设计,并进行了仿真与实验的验证。实验结果表明采用阻抗变换网络后的系统输出功率提高了将近10倍。
周波[10]（2019）在《面向植入式医疗设备的超声无线能量传输系统的设计》文中研究说明随着现代化医疗技术的不断发展,有源植入式医疗设备（AIMDs）在各种疾病的监测与治疗中扮演着越来越重要的角色。然而,这些医疗植入物的研制和发展很大程度上却取决于支持它们在体内持续工作的能量供给方法。早期通过体外拖缆的供电方式,因其在术后具有较高的感染率和并发症已经被淘汰;对于采用电池供电方式的设备,也因体积大、寿命短等原因而无法得到广泛应用。因此,能量的长期、稳定和可靠供给成为了植入式医疗设备应用领域亟待解决的问题。超声经皮能量传输（UTET）是一种很有前景的无线能量传输技术,其可为有源植入式医疗设备提供能量,以延长设备的使用寿命。本文主要完成了以下几个方面的工作:针对UTET系统中存在的不可预测的组织分离变化对功率传输效率（PTE）的影响,研究了一种基于阻抗相位测量的频率补偿方案;利用压电复合材料具有的体积密度低、易与组织声阻抗匹配的特点,制备了一种带匹配层的1-3型PMN-PT复合材料压电超声换能器;以STM32单片机为控制核心设计了一款E类功率放大器,用于驱动发射端压电换能器;设计阻抗变换网络对接收端换能器进行阻抗匹配,并优化设计由整流滤波、DC-DC转换器和电源充电管理等模块组成的超声能量收集器,实现对植入侧超声能量的转换和存储。本文搭建了系统整体实验平台,分别在水浴和猪肉组织两种能量传输场景中对系统的性能进行了测试和评估。实验结果表明,所设计的E类功率放大器和超声能量收集器在频率调谐范围内均能够较高效率地工作。在组织分离随机变化时,基于频率补偿的方案在调节PTE方面也显得较为有效。总体而言,所设计的系统结构简单、性能稳定,基本能够满足AIMDs小型化、轻量化及高效率的要求,但依然有可提升的空间。
二、部分植入式神经刺激器与压电换能器的应用研究（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、部分植入式神经刺激器与压电换能器的应用研究（论文提纲范文）
（1）专利视角下的我国植介入医疗器械无线供电技术创新策源能力提升启示（论文提纲范文）
| 0 引言 |
| 1 研究方法 |
| 2 全球专利分析 |
| 2.1 申请趋势分析 |
| 2.2 布局地区分析 |
| 2.3 头部机构分析 |
| 2.3.1 专利申请排名 |
| 2.3.2 技术创新趋势 |
| 2.3.3 技术创新方向 |
| 2.3.4 目标市场分析 |
| 2.4 我国机构分析 |
| 2.4.1 研发主体类型 |
| 2.4.2 研发主体排名 |
| 3 全球前沿技术 |
| 4 高价值现有技术借鉴 |
| 5 小结与启示 |
（2）超声耦合无线电能传输技术研究综述（论文提纲范文）
| 0 引言 |
| 1 UCCET技术原理及特点 |
| 1.1 工作原理 |
| 1.2 UCCET等效电路模型 |
| 1.3 技术特点 |
| 2 研究现状 |
| 2.1 低功率UCCET研究现状 |
| 2.2 中高功率UCCET研究现状 |
| 3 UCCET面临的挑战 |
| 3.1 声阻抗匹配问题 |
| 3.2 UCCET机理研究 |
| 3.3 超声换能器设计理论 |
| 4 结束语 |
（3）超声波式非电气接触能量兼信号传输建模分析与实验（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要符号表 |
| 部分中英文缩写对照 |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景与意义 |
| 1.2 非接触电能传输技术介绍 |
| 1.2.1 非接触电能传输技术简介与分类 |
| 1.2.2 常见的非接触电能传输技术 |
| 1.3 超声波式非接触电能传输技术的基本原理与发展现状 |
| 1.3.1 超声波式非接触电能传输技术简介 |
| 1.3.2 超声波式非接触电能传输技术研究现状 |
| 1.4 本文研究内容 |
| 2 考虑损耗的压电换能器建模与分析 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 考虑损耗的非压电元件建模 |
| 2.2.1 压电换能器的基本组成 |
| 2.2.2 非压电元件建模 |
| 2.3 考虑损耗的压电元件建模 |
| 2.3.1 压电效应与逆压电效应 |
| 2.3.2 压电元件建模 |
| 2.4 考虑损耗的压电换能器二端口网络建立 |
| 2.5 计算、仿真与实验 |
| 2.6 本章小结 |
| 3 考虑损耗的UCPT系统分析及信号同时反向传输技术研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 电-声-电通道建模、分析与实验 |
| 3.2.1 电-声-电通道建模与分析 |
| 3.2.2 电-声-电通道的传输特性分析 |
| 3.2.3 电-声-电通道计算与实验 |
| 3.2.4 不同条件下电-声-电通道实验 |
| 3.3 UCPT系统中能量与信号同时反向传输技术研究 |
| 3.3.1 系统的基本组成 |
| 3.3.2 信号调制电路分析与实验 |
| 3.3.3 信号解调电路分析与实验 |
| 3.3.4 信号反向传输实验 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 UCPT系统中能量和信号同时同向传输技术研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 以郎之万型换能器为声电转换装置的UCPT系统建模 |
| 4.2.1 郎之万型换能器简介 |
| 4.2.2 郎之万型换能器建模 |
| 4.2.3 由郎之万型换能器组成的UCPT系统建模 |
| 4.3 基于郎之万换能器的UCPT系统能量与信号同时同向传输 |
| 4.3.1 能量和信号同时传输系统简介 |
| 4.3.2 能量传输电路分析与实验 |
| 4.3.3 能量和信号同时同向传输原理与实验 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 UCPT系统中提高电能传输性能方法研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 UCPT系统阻抗补偿技术 |
| 5.2.1 换能器谐振频率下的电路模型 |
| 5.2.2 补偿电路设计 |
| 5.2.3 补偿电路实验 |
| 5.3 基于UCPT系统阻抗补偿技术的电-声-电型门极驱动隔离电源 |
| 5.3.1 应用背景 |
| 5.3.2 电-声-电型隔离电源的组成 |
| 5.3.3 传输介质的选择 |
| 5.3.4 电-声-电型门极驱动隔离电源实验 |
| 5.4 UCPT系统中闭环控制技术研究 |
| 5.4.1 系统组成 |
| 5.4.2 闭环系统的工作原理 |
| 5.4.3 闭环控制实验验证 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 创新点 |
| 6.3 展望 |
| 参考文献 |
| 附录 部分电路原理图 |
| 攻读博士学位期间科研项目及科研成果 |
| 致谢 |
| 作者简介 |
（4）基于压电换能器的心脏能量采集装置制备与实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩略词表 |
| 前言 |
| 研究背景 |
| 课题设计 |
| 参考文献 |
| 第一部分 大鼠心脏能量采集装置的制备 |
| 一、引言 |
| 二、材料与方法 |
| (一)材料、仪器及耗材来源 |
| (二)大鼠心脏能量采集装置的设计 |
| (三)大鼠心脏能量采集装置的制备 |
| 三、结果 |
| 四、讨论 |
| 参考文献 |
| 第二部分 大鼠心脏能量采集装置的体内外实验研究 |
| 一、引言 |
| 二、材料与方法 |
| (一)材料、仪器及耗材来源 |
| (二)体外实验 |
| (三)体内实验 |
| 三、结果 |
| (一)体外细胞实验 |
| (二)体内实验 |
| 四、讨论 |
| 参考文献 |
| 第三部分 猪用心脏能量采集装置的制备 |
| 一、引言 |
| 二、材料与方法 |
| (一)材料、仪器及耗材来源 |
| (二)基于压电能量采集技术的自供能无导线心脏起搏器系统设计 |
| (三)心脏能量采集装置的制备 |
| 三、结果 |
| (一)心脏能量采集装置的体外测试平台搭建 |
| (二)心脏能量采集装置的开路输出特性 |
| 四、讨论 |
| 参考文献 |
| 第四部分 猪用心脏能量采集装置的体内外实验研究 |
| 一、引言 |
| 二、材料与方法 |
| (一)材料、仪器及耗材来源 |
| (二)体外细胞实验 |
| (三)体内实验 |
| 三、结果 |
| (一)体外细胞实验 |
| (二)心脏能量采集装置体内输出特性 |
| (三)自供能心脏起搏器实验验证 |
| 四、讨论 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 综述一心脏起搏器的研究进展 |
| 参考文献 |
| 综述二心脏能量采集装置的研究进展 |
| 参考文献 |
| 在读期间发表论文和参加科研工作情况 |
| 致谢 |
（5）水下超声无线携能通信系统的设计和搭建（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 课题研究背景与意义 |
| 1.2 超声无线携能通信的国内外研究现状 |
| 1.2.1 国外的研究现状 |
| 1.2.2 国内的研究现状 |
| 1.3 本文主要工作及行文安排 |
| 1.3.1 论文主要工作 |
| 1.3.2 论文行文安排 |
| 第二章 水下超声无线携能通信系统理论分析 |
| 2.1 超声波换能器 |
| 2.1.1 压电材料选择 |
| 2.1.2 压电换能器的参数指标和特性 |
| 2.2 超声波的传播特性 |
| 2.2.1 超声场物理量 |
| 2.2.2 介质的声阻抗和换能器声阻抗匹配 |
| 2.2.3 声衰减与吸收 |
| 2.2.4 声场的指向性 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 水下超声无线能量传输系统的硬件设计 |
| 3.1 超声换能器的工作频率和电压特性 |
| 3.1.1 超声换能器频率特性分析 |
| 3.1.2 超声换能器电压特性分析 |
| 3.2 发送端超声电源主电路结构 |
| 3.2.1 逆变电路的设计 |
| 3.2.2 发送端阻抗匹配 |
| 3.3 接收端电路设计 |
| 3.3.1 接收端阻抗匹配设计与测试 |
| 3.3.2 阻抗匹配效果测试 |
| 3.3.3 接收端整流滤波电路设计 |
| 3.4 系统整体传能效果 |
| 3.4.1 能量传输效率 |
| 3.4.2 利用超声波传能对锂电池进行充电测试 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 超声传能效率的提升和超声通信的实现 |
| 4.1 最佳频率调谐系统 |
| 4.1.1 调谐前换能器接收功率随频率的变化 |
| 4.1.2 频率调谐电路设计 |
| 4.1.3 频率调谐性能测试 |
| 4.2 最佳距离调谐系统 |
| 4.2.1 调谐前换能器接收功率随距离的变化 |
| 4.2.2 距离调谐电路设计 |
| 4.2.3 距离调谐性能测试 |
| 4.3 超声通信的实现 |
| 4.3.1 基于超声波通信的2ASK调制解调电路 |
| 4.3.2 通信性能测试 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 水下无线携能通信系统测试与结果分析 |
| 5.1 水下超声无线携能通信系统实验平台展示 |
| 5.1.1 压电换能器 |
| 5.1.2 水下超声携能通信系统 |
| 5.2 隔金属和猪组织水下超声携能通信测试 |
| 5.3 水温和盐度对水下超声能量传输性能的影响测试 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 全文工作总结 |
| 6.2 研究课题展望 |
| 参考文献 |
| 附录1 攻读硕士学位期间申请的专利 |
| 致谢 |
（6）无创双通道数据传输植入式胃慢波检测系统研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究目的和意义 |
| 1.2 胃慢波检测技术研究现状 |
| 1.2.1 胃电图简介与研究现状 |
| 1.2.2 植入式胃慢波检测设备研究现状 |
| 1.3 植入式医疗设备能量传输技术研究现状 |
| 1.3.1 近场电感耦合研究现状 |
| 1.3.2 中/远场能量传输研究现状 |
| 1.3.3 超声经皮充能研究现状 |
| 1.4 本文主要工作 |
| 1.4.1 论文研究意义 |
| 1.4.2 本文主要内容 |
| 1.4.3 本文章节安排 |
| 第二章 无创双通道数据传输植入式胃慢波检测系统原理分析 |
| 2.1 NI-DDT-IGSWD系统方案 |
| 2.2 胃慢波产生原理与模型 |
| 2.2.1 胃慢波产生原理 |
| 2.2.2 胃慢波活动分析模型 |
| 2.2.3 胃慢波与胃部疾病的关系 |
| 2.3 超声FBG耦合原理与理论模型 |
| 2.3.1 光纤布拉格光栅基本原理 |
| 2.3.2 超声波在FBG中的传播 |
| 2.3.3 超声FBG耦合分析 |
| 2.4 超声经皮充能原理 |
| 2.4.1 人体组织对声波的响应 |
| 2.4.2 圆盘型压电换能器特性 |
| 2.4.3 圆盘型换能器声场分布 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 NI-DDT-IGSWD系统超声经皮充能子系统设计方法与优化 |
| 3.1 UTET子系统设计方法 |
| 3.1.1 UTET充能模型 |
| 3.1.2 换能器参数相互影响分析 |
| 3.1.3 PTE为目标函数的优化设计方法 |
| 3.2 有限元仿真分析 |
| 3.2.1 仿真模型 |
| 3.2.2 优化结果 |
| 3.3 电源管理模块设计 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 NI-DDT-IGSWD系统RF传输通道子系统研究 |
| 4.1 RF传输通道设计需求分析 |
| 4.1.1 人体局域网无线通信分析 |
| 4.1.2 传输频段分析与选择 |
| 4.1.3 RF传输通道功率代价 |
| 4.2 RF传输通道子系统设计与实验研究 |
| 4.2.1 RF传输通道子系统结构 |
| 4.2.2 RF传输通道子系统实验研究 |
| 4.3 RF传输通道子系统性能测试与分析 |
| 4.3.1 RF通道传输性能测试与分析 |
| 4.3.2 电源对子系统性能影响测试与分析 |
| 4.3.3 CRC校验对数据速率影响测试与分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 NI-DDT-IGSWD系统超声FBG耦合通道子系统优化设计 |
| 5.1 超声FBG耦合通道模型 |
| 5.1.1 轴向耦合FBG接口 |
| 5.1.2 径向耦合FBG接口 |
| 5.1.3 径向、轴向耦合对比分析 |
| 5.2 超声FBG耦合阵列设计 |
| 5.3 体内集成式超声载波信号发送与供能接收模块 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 作者简介 |
（7）基于压电叠堆的圆窗激振式人工中耳作动器设计分析与实验研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 变量注释表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 课题背景及研究意义 |
| 1.3 圆窗激振式人工中耳的国内外研究现状 |
| 1.4 本文的主要章节安排 |
| 2 圆窗激振式人工中耳作动器的结构设计 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 圆窗激振式人工中耳作动器的工作方式 |
| 2.3 圆窗激振式人工中耳作动器的植入环境 |
| 2.4 作动器的设计原理与结构实现 |
| 2.5 本章小结 |
| 3 圆窗激振式人工中耳作动器的仿真分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 压电叠堆的力学建模与仿真 |
| 3.3 弯张放大器的尺寸优化 |
| 3.4 作动器动态性能的仿真分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 基于人耳模型的作动器的听力补偿特性研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 人耳有限元模型 |
| 4.3 模型验证 |
| 4.4 作动器的听力补偿性能研究 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 作动器听力补偿特性的实验研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验概述 |
| 5.3 作动器样机的加工与装配 |
| 5.4 作动器输出特性测试 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 总结与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 主要创新点 |
| 6.3 研究展望 |
| 参考文献 |
| 作者简历 |
| 学位论文数据集 |
（8）基于微流控芯片的声流体混合器及类肝组织模型构建与分析（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 文献综述 |
| 第一章 微流控技术溶液混合与器官芯片研究进展 |
| 1.1 微流控溶液混合研究进展 |
| 1.1.1 微流控混合技术分类 |
| 1.1.2 微流控混合研究应用 |
| 1.2 器官芯片研究进展 |
| 1.2.1 器官芯片技术分类 |
| 1.2.2 器官芯片研究应用 |
| 1.3 总结与展望 |
| 1.4 本研究的目的与意义 |
| 试验研究 |
| 第一篇 基于声波的快速稳定原位混合及其应用 |
| 第二章 声流体快速稳定原位混合器构建 |
| 2.1 材料和方法 |
| 2.1.1 试验材料 |
| 2.1.2 试验方法 |
| 2.2 结果与讨论 |
| 2.2.1 芯片设计与原理 |
| 2.2.2 混合效果优化 |
| 2.2.3 混合时间计算 |
| 2.2.4 混合稳定性测试 |
| 2.2.5 两种物质混合试验 |
| 2.2.6 荧光素猝灭试验 |
| 2.2.7 升级型声流体装置 |
| 2.3 小结 |
| 第三章 基于声流体混合器的酶促反应常数测定 |
| 3.1 材料和方法 |
| 3.1.1 试验材料 |
| 3.1.2 试验方法 |
| 3.2 结果与讨论 |
| 3.2.1 酶常数研究 |
| 3.2.2 反应产物标定 |
| 3.2.3 酶促反应产物浓度测定 |
| 3.2.4 管道中酶促反应模型校正 |
| 3.2.5 酶促反应常数测定 |
| 3.3 小结 |
| 第二篇 基于微流控芯片的类肝组织模型构建及分析 |
| 第四章 集成式微流控芯片构建 |
| 4.1 材料和方法 |
| 4.1.1 试验材料 |
| 4.1.2 试验方法 |
| 4.2 结果与讨论 |
| 4.2.1 芯片设计与原理 |
| 4.2.2 气动控制阀门展示 |
| 4.2.3 气动控制阀门操作 |
| 4.2.4 气动控制阀门工作压力选择 |
| 4.3 小结 |
| 第五章 类肝组织模型构建及分析 |
| 5.1 材料和方法 |
| 5.1.1 试验材料 |
| 5.1.2 试验方法 |
| 5.2 结果与讨论 |
| 5.2.1 类肝组织结构单元制备 |
| 5.2.2 类肝组织单元培养与活力鉴定 |
| 5.2.3 类肝组织单元三维观察 |
| 5.2.4 类肝组织单元细胞骨架与紧密连接表征 |
| 5.2.5 类肝组织单元肝细胞极化表征 |
| 5.2.6 类肝组织单元胆小管表征 |
| 5.2.7 类肝组织单元的立体堆叠与类肝组织块构建 |
| 5.2.8 类肝组织块表征 |
| 5.3 小结 |
| 第六章 研究结论 |
| 本研究的创新点 |
| 参考文献 |
| 缩略词 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（9）植入式超声耦合式无线能量传输系统研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景和意义 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.2.1 国外研究现状 |
| 1.2.2 国内研究现状 |
| 1.3 论文主要内容 |
| 第2章 UPT技术的基本原理 |
| 2.1 系统基本结构 |
| 2.2 超声波在介质中的传播特性 |
| 2.2.1 超声波在介质中的衰减 |
| 2.2.2 超声波传播时产生的声场 |
| 2.2.3 传输介质的声阻抗 |
| 2.2.4 超声波的反射、透射和衍射 |
| 2.3 超声换能器的工作原理 |
| 2.3.1 压电效应 |
| 2.3.2 机电类比模型建立 |
| 2.4 阻抗匹配 |
| 2.4.1 声阻抗匹配 |
| 2.4.2 电阻抗匹配 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 植入式微型全向UPT技术研究 |
| 3.1 超声换能器理论建模 |
| 3.2 接收端的仿真模型设计 |
| 3.3 实验验证 |
| 3.3.1 实验系统设计 |
| 3.3.2 实验结果分析 |
| 3.4 小结 |
| 第4章 基于最大功率传输的阻抗变换电路设计 |
| 4.1 系统最大功率传输条件推导 |
| 4.1.1 发送端最大发送功率条件推导 |
| 4.1.2 接收端最大输出功率条件推导 |
| 4.2 发送端阻抗变换技术 |
| 4.2.1 LC型阻抗变换技术 |
| 4.2.2 π型阻抗变换技术 |
| 4.2.3 T型阻抗变换技术 |
| 4.3 接收端阻抗变换网络 |
| 4.3.1 LC型阻抗变换网络 |
| 4.3.2 π型阻抗变换网络 |
| 4.3.3 T型阻抗变换网络 |
| 4.4 阻抗变换网络参数设计 |
| 4.4.1 发送端阻抗变换网络参数设计 |
| 4.4.2 接收端阻抗变换网络参数设计 |
| 4.5 仿真验证 |
| 4.5.1 发送端仿真验证 |
| 4.5.2 接收端仿真验证 |
| 4.6 实验测试 |
| 4.6.1 实验平台 |
| 4.6.2 测试结果与分析 |
| 4.7 小结 |
| 第5章 总结与展望 |
| 5.1 论文总结 |
| 5.2 后续工作展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 作者在读期间发表的学术论文、专利及参加的科研项目 |
（10）面向植入式医疗设备的超声无线能量传输系统的设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 专用术语注释表 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景与意义 |
| 1.2 植入式医疗设备不同供能方式比较 |
| 1.3 国内外研究现状 |
| 1.4 本文主要工作及行文安排 |
| 1.4.1 论文主要工作 |
| 1.4.2 论文行文安排 |
| 第二章 基于频率补偿的UTET系统的基本理论 |
| 2.1 超声经皮能量传输系统结构 |
| 2.2 声波在介质中传播特性分析 |
| 2.2.1 声场中的能量关系 |
| 2.2.2 介质的特性声阻抗 |
| 2.2.3 介质中声衰减规律 |
| 2.2.4 远近声场特性 |
| 2.3 压电超声换能器相关原理简介 |
| 2.3.1 换能器的等效电路模型分析 |
| 2.3.2 换能器的电学匹配基本原理 |
| 2.3.3 换能器的声学匹配基本原理 |
| 2.4 最大效率传输的频率补偿分析 |
| 2.4.1 全局最佳频率及频率调谐范围确定 |
| 2.4.2 阻抗相位跟踪最高效率的频率方法 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 超声无线能量传输系统实现 |
| 3.1 超声链路中压电换能器制备 |
| 3.1.1 压电材料对比与选择 |
| 3.1.2 PMN-PT复合材料换能器制备 |
| 3.2 超声链路中功率放大器设计 |
| 3.2.1 功率放大器设计要求 |
| 3.2.2 功率放大器对比与选择 |
| 3.2.3 E类功率放大器工作原理 |
| 3.2.4 E类功率放大器参数设计 |
| 3.3 超声链路中能量收集器设计 |
| 3.3.1 能量收集器整体结构 |
| 3.3.2 阻抗变换网络设计 |
| 3.3.3 整流滤波电路设计 |
| 3.3.4 DC-DC转换器设计 |
| 3.3.5 充电接口电路设计 |
| 3.4 系统软件设计 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 系统测试与结果分析 |
| 4.1 压电换能器模块测试 |
| 4.2 功率放大器模块测试 |
| 4.3 能量收集器模块测试 |
| 4.4 系统整体性能测试与分析 |
| 4.4.1 水浴中不同分离距离实验 |
| 4.4.2 猪组织介质频率补偿实验 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 总结与展望 |
| 5.1 本文工作总结 |
| 5.2 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 附录1 攻读硕士学位期间申请的专利 |
| 附录2 攻读硕士学位期间参加的科研项目 |
| 致谢 |
四、部分植入式神经刺激器与压电换能器的应用研究（论文参考文献）
- [1]专利视角下的我国植介入医疗器械无线供电技术创新策源能力提升启示[J]. 杨四娟,路炜. 中国发明与专利, 2021(08)
- [2]超声耦合无线电能传输技术研究综述[J]. 张林森,宁小玲,胡平. 水下无人系统学报, 2021(03)
- [3]超声波式非电气接触能量兼信号传输建模分析与实验[D]. 吴茂鹏. 大连理工大学, 2021
- [4]基于压电换能器的心脏能量采集装置制备与实验研究[D]. 解锋. 中国人民解放军海军军医大学, 2021(01)
- [5]水下超声无线携能通信系统的设计和搭建[D]. 杨志远. 南京邮电大学, 2020(02)
- [6]无创双通道数据传输植入式胃慢波检测系统研究[D]. 张而弛. 东南大学, 2020(01)
- [7]基于压电叠堆的圆窗激振式人工中耳作动器设计分析与实验研究[D]. 王贺贺. 中国矿业大学, 2020(01)
- [8]基于微流控芯片的声流体混合器及类肝组织模型构建与分析[D]. 田畅. 西北农林科技大学, 2020(02)
- [9]植入式超声耦合式无线能量传输系统研究[D]. 吴阳. 杭州电子科技大学, 2020(02)
- [10]面向植入式医疗设备的超声无线能量传输系统的设计[D]. 周波. 南京邮电大学, 2019(02)