專利名稱：生物醫(yī)學(xué)電刺激器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及生物醫(yī)學(xué)電刺激器領(lǐng)域，更特別地涉及用于驅(qū)動這種生物醫(yī)學(xué)電刺激 器的電子電路的領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
諸如心臟起搏器或神經(jīng)刺激器之類的生物醫(yī)學(xué)電刺激器經(jīng)常是基于利用電極通 過從位于電刺激器電路中的儲能或保持電容器的放電來向人體組織提供電刺激脈沖。在刺 激放電之間，該電容器從例如電池的能量源充電以獲得期望的刺激電壓，以用于作為刺激 脈沖應(yīng)用到所述組織。使用了不同的策略來對儲能電容器充電，從而影響電刺激器電路的 能效。能效特別地對于諸如起搏器之類的植入式電池驅(qū)動的電刺激器來說是關(guān)鍵質(zhì)量參 數(shù)，這是因?yàn)楸恢踩氲幕颊呓?jīng)常需要外科手術(shù)以便更換電池。給定電池的壽命直接受到電 刺激器電路的能效的影響，該能效反過來很大程度上由電阻損耗量確定。在US 6，871，090中可以找到生物醫(yī)學(xué)電刺激器中的充電電路的實(shí)例。在穩(wěn)態(tài)可 以作為可變電壓源來建模的電感性DC-DC轉(zhuǎn)換器(電感性升壓轉(zhuǎn)換器)通過轉(zhuǎn)換來自電池 的能量來對儲能電容器充電。該充電電容器隨后被充電到用于生成刺激脈沖的電壓。利用 這種充電電路，可以精確地控制儲能電容器上的充電電壓而無需耗費(fèi)功率的線性穩(wěn)壓器。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)上面的說明，一個目的是提供一種用于生物醫(yī)學(xué)電刺激器的高能效電路從而 增加生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備中的電池壽命。而且，該電路優(yōu)選地應(yīng)當(dāng)相當(dāng)簡單，使得該電路 也可以以小型規(guī)模實(shí)現(xiàn)從而也適用于供植入的小型電刺激器。而且，該充電電壓優(yōu)選地應(yīng) 當(dāng)是精確可控制的而不需要耗費(fèi)功率的線性穩(wěn)壓器。在第一方面，本發(fā)明提供一種被設(shè)置為基于存儲在儲能電容器中的能量生成刺激 脈沖到關(guān)聯(lián)的電極的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路，該電路包括被設(shè)置為基于來自關(guān)聯(lián)的能量源 的電能控制對儲能電容器(也被稱為保持電容器)的充電的充電電路，該充電電路包括被 設(shè)置為將充電電流施加到儲能電容器的能量轉(zhuǎn)換器，該充電電流在充電周期上是基本恒定 的。“該充電電流在充電周期上是基本恒定的”被理解為在大部分充電時間期間，電流 保持恒定或?qū)嶋H上幾乎恒定，即偏離充電周期上平均值的電流變化小于30 %。優(yōu)選地，所述 變化小于20%，比如小于10%。據(jù)此，應(yīng)理解為，在充電周期期間，電流將總是處于平均充 電電流的+/-30 %內(nèi)，如平均充電電流的+/-20 %內(nèi)，如平均充電電流的+/-10 %內(nèi)。應(yīng)當(dāng)理 解，短的充電啟動時間(其中充電電流從零增加到預(yù)定的基本恒定的電流值)不包含在所 謂的“充電周期”中。這種在充電周期期間基本恒定的充電電流明顯不同于現(xiàn)有技術(shù)的充 電電路，在現(xiàn)有技術(shù)的充電電路中，充電電流以初始的最大電流開始且隨后指數(shù)型減少直 到使電容器兩端達(dá)到期望電壓為止，并且因此初始最大充電電流可能比充電周期期間的平 均充電電流高若干倍。
通過利用恒定電流對儲能電容器充電，可以使充電電流保持相當(dāng)?shù)?，并且因此與 其它充電方案相比，在充電信號路徑中各種電路元件中的電阻性損耗被最小化。通過施加 恒定的充電電流，儲能電容器兩端的電壓在充電周期上將近似線性地增加，直到達(dá)到期望 的電壓為止。本發(fā)明基于下面的認(rèn)識對于生物醫(yī)學(xué)電刺激器中的電阻性損耗、儲能電容器值、 可用充電周期(例如對于神經(jīng)刺激來說近似為IOms)和充電電壓的相關(guān)值，對儲能電容器 的最高能效的充電是在可用的充電周期期間利用恒定充電電流進(jìn)行慢速充電。因此，利用 例如上述的US 6,871,090中提出的技術(shù)方案無法獲得相同的充電效率，因?yàn)樵摷夹g(shù)方案 中使用的DC-DC轉(zhuǎn)換器表現(xiàn)為電壓源并且無法將充電電流控制到基本恒定的值。使用電壓 源對電容器充電將提供在充電周期期間顯著變化的充電電流，即，在生物醫(yī)學(xué)電刺激應(yīng)用 中就功效而言不是最優(yōu)的充電方案。在優(yōu)選實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換器是電感性能量轉(zhuǎn)換器，其比如通過電感性DC-DC轉(zhuǎn) 換器電路拓?fù)鋪韺?shí)現(xiàn)，最優(yōu)選地通過被設(shè)置為起電流源作用的電感性DC-DC轉(zhuǎn)換器來實(shí) 現(xiàn)。特別地，這種電感性能量轉(zhuǎn)換器實(shí)施例可以包括被設(shè)置為測量該能量轉(zhuǎn)換器的開關(guān)電 流并且因此控制該能量轉(zhuǎn)換器電路的控制電路，以便提供基本恒定的充電電流。這種控制 電路可被設(shè)置為根據(jù)預(yù)定最大電流值控制該能量轉(zhuǎn)換器電路，并且因此該控制電路可被設(shè) 置為接收允許選擇或調(diào)整期望的充電電流值的輸入。所述電感性能量轉(zhuǎn)換器電路優(yōu)選地包括例如銅線圈的電感器，其被設(shè)置為將基本 恒定的充電電流施加到儲能電容器。在其它實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換器包括基于經(jīng)由比如電感器和電容器的串聯(lián)連接的諧 振器的能量轉(zhuǎn)換的能量轉(zhuǎn)換器電路。該諧振器可替代地可以是涉及更多組件的更復(fù)雜的諧 振器電路。該能量轉(zhuǎn)換器可替代地可以是電容性能量轉(zhuǎn)換器。即使這種電容性能量轉(zhuǎn)換器可 能不具有與電感性能量轉(zhuǎn)換器相同的能效，該電容性能量轉(zhuǎn)換器是有利的，因?yàn)樗恍枰?有限的空間量，并且由于更高的抗磁場干擾性而使得它可以更方便與磁共振掃描器結(jié)合使 用。該生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路優(yōu)選地包括被設(shè)置為基于存儲在儲能電容器中的能量 形成刺激脈沖的電路。在第二方面，本發(fā)明提供了用于對被設(shè)置用于生成刺激脈沖的生物醫(yī)學(xué)電刺激器 中的儲能電容器進(jìn)行充電的方法，該方法包括將從能量源接收的電能轉(zhuǎn)換為基本恒定的 充電電流；以及在充電周期期間利用基本恒定的充電電流對儲能電容器進(jìn)行充電。該方法可以在硬件中、在軟件中或在硬件和軟件的組合中實(shí)現(xiàn)。在第三方面，本發(fā)明提供一種生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備，其包括根據(jù)第一方面的生 物醫(yī)學(xué)電刺激器電路、被設(shè)置用于連接到生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路的能量源以及被設(shè)置用于 接收由生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路生成的刺激脈沖的電極。特別地，該生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備可以包括用于容放生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路和能 量源的殼體，該殼體被設(shè)置用于醫(yī)療植入。特別地，該能量源可以是電池。該生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備可以是任何用于治療目的電刺激設(shè)備。該生物醫(yī)學(xué)電刺 激器設(shè)備可以是下述之一心臟起搏器、神經(jīng)刺激器、耳蝸刺激器、功能性電刺激設(shè)備、用于假體目的的肌肉刺激器。應(yīng)當(dāng)理解，針對第一方面所提及的實(shí)施例和優(yōu)點(diǎn)也適用于第二和第三方面。而且， 應(yīng)當(dāng)理解，所提及的方面和其實(shí)施例可以以任何方式進(jìn)行組合。


將僅僅通過實(shí)例的方式并參照附圖來描述本發(fā)明的實(shí)施例，在附圖中圖1示出生物醫(yī)學(xué)電刺激器實(shí)施例的框圖，圖2示出用于對生物醫(yī)學(xué)電刺激器的儲能電容器進(jìn)行充電的充電電流相對于時 間的曲線圖，圖3a示出一個電路實(shí)施例的電路圖，圖3b示出對于圖3a的實(shí)施例在充電周期期間的充電電流，以及圖4示出另一個電路實(shí)施例的電路圖。
具體實(shí)施例方式圖1示出了生物醫(yī)學(xué)電刺激器，其被設(shè)置為經(jīng)由電極E生成對例如心臟的人體H 一部分的電刺激。生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路BSC將刺激脈沖SP提供給電極E，其與人體組織 接觸并且因此施加電刺激。在圖1所示的實(shí)施例中，生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路BSC包括例如電池的能量源ES，其 將電能遞送給能量轉(zhuǎn)換器EC。該能量轉(zhuǎn)換器EC將來自源EC的電能轉(zhuǎn)換為施加到儲能電容 器C的充電電流I，以便將儲能電容器C充電到預(yù)定電壓。隨后，刺激脈沖電路SC基于存儲 在儲能電容器C中的能量形成待施加到電極E的刺激脈沖SP。在優(yōu)選實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換 器包括被設(shè)置為提供相當(dāng)?shù)偷那液愣ǖ某潆婋娏饕杂糜趯δ茈娙萜鰿充電到期望電壓 的電感性能量轉(zhuǎn)換器，諸如稍后將更詳細(xì)地描述的那樣。圖2示出兩個曲線圖，它們示出在用于對儲能電容器C充電的一個充電周期期間 充電電流I對比時間t的曲線圖。左邊的曲線圖指示根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的典型充電方案，即，在 充電周期期間明顯變化的電流，從而具有相當(dāng)高的峰值電流，由此導(dǎo)致生物醫(yī)學(xué)電刺激器 電路BSC的電阻性元件中相當(dāng)高的能量損耗。在圖2中，右邊的曲線圖指示根據(jù)本發(fā)明的恒定的充電電流I相對于時間的曲線 圖。對于右圖，看到在整個充電周期中電流具有恒定水平，由此導(dǎo)致低峰值電流水平，這意 味著生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路BSC中的電阻性元件中的能耗保持最小。與左圖示出的現(xiàn)有技 術(shù)的充電的曲線圖相比，根據(jù)本發(fā)明的充電周期(用雙箭頭示出的)將更長，因?yàn)閮?yōu)選地， 可利用刺激脈沖之間的可用時間用于選擇最低的可能充電電流的充電，由此提供最高能效 的充電。圖3a示出生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路或者至少這種電路的充電部分的一個實(shí)施例。 電感性降壓DC-DC轉(zhuǎn)換器BC用于通過轉(zhuǎn)換來自例如電池的電壓源Vg的電能而將儲能電容 器C充電到電壓Vout。流過例如晶體管的開關(guān)Ql的電流is(t)由以電流編程控制器CPC 形式的控制電路來測量，該控制電路包括將測量的電流is(t)與預(yù)定的設(shè)置點(diǎn)ImaxRf相比較 的控制回路。當(dāng)該開關(guān)中的電流is(t)超過該預(yù)定的最大電流時，開關(guān)Ql斷開。借助這種 設(shè)置，可以設(shè)置對電容器C充電的最大電流，并且可以避免在對電容器C充電期間的過電流峰值，以及由于充電電流流過的設(shè)備(即電感器L、開關(guān)Ql和整流器Dl)的串聯(lián)電阻引起的過量的能量損耗。在所示的電流編程控制器CPC的實(shí)施例中，連接模擬比較器cmp以比較電流 Rfis(t)的測量結(jié)果和參考最大電流Rfi。(t)的測量結(jié)果。比較器cmp的輸出經(jīng)由閂鎖器 Ith連接到開關(guān)Q1，該閂鎖器Ith還連接到時鐘發(fā)生器elk。關(guān)于圖3a所示的電路的進(jìn)一 步細(xì)節(jié)可以在作者為 R. Erickson 和 D. Maksimovic, Kluwer 于 2001 年出版“Fundamentals of power electronics”第二版中的圖12. 1及其說明中找到。為了進(jìn)一步最優(yōu)化圖3a的實(shí)施例，可以考慮下面兩項(xiàng)1)流過晶體管Ql的電流的變化率di/dt可以基于電感器L的值以及源電壓Vg與 電容器電壓v。ut之間的差值而容易地被計(jì)算出。對于差值Vg-V-為IV且電感為ImH(這 是很大的值)，di/dt大約為103A/S。因此，假如峰值電流應(yīng)當(dāng)被控制為例如10 μ A的精確 性，則電流編程控制器CPC的控制回路必須在IOns內(nèi)切斷晶體管Q1，這是可能的但需要在 控制回路中使用大量的電能。2)通過針對Ql使用零電壓切換以及使用同步整流器取代二極管Dl可以使得降 壓(或升壓)轉(zhuǎn)換器中開關(guān)的操作能效更高。為了在這種拓?fù)渲蝎@得零電壓切換，轉(zhuǎn)換器 必須在“不連續(xù)傳導(dǎo)模式”(DCM)下工作。換句話說，電感器電流“(0必須允許變成負(fù)的， 并且峰值電感器電流與在輸出電容中流動的平均電流之間的比例將變大，從而導(dǎo)致操作開 關(guān)方面的更高效與電路中存在的寄生電阻中更大的電阻性損耗之間的折衷。圖4示出另一個實(shí)施例的電路圖。在該電路中，能量轉(zhuǎn)換器基于串聯(lián)諧振DC-DC轉(zhuǎn) 換器，其基于來自能量源Vg的能量對儲能電容器C充電。如所示，該轉(zhuǎn)換器包括全橋，其包 含開關(guān)MA、MB、MC和MD，這些開關(guān)用于切換來自能量源Vg的電壓，從而在AB與BD之間提供 矩形波電壓。該串聯(lián)諧振器包括相應(yīng)兩組的串聯(lián)連接的電感器和電容器Li、Cl和L2、C2， 經(jīng)由這兩組電感器和電容器，來自節(jié)點(diǎn)AB和BD的切換電壓被施加到用8個晶體管M1-M8 實(shí)現(xiàn)的同步、全波整流器，其最終連接到儲能電容器C，以遞送充電電流Ic(t)。這種串聯(lián)諧振轉(zhuǎn)換器的輸出特性可以參見例如作者為R. Erickson和 D. Maksimovic, Kluwer 于 2001 年出版的書籍"Fundamentals of power electronics，，第 二版中的第19章的圖47和48。對于諧振以上的切換頻率，即對于比諧振頻率1. 3倍高的 頻率，轉(zhuǎn)換器近似地具有電流源的行為。對于諧振頻率一半以下的頻率，轉(zhuǎn)換器具有確切的 電流源輸出特性。因此，圖4所示的以正確切換頻率操作的電路將固有地提供對儲能電容 器C的恒定電流充電，并且提供從能量源Vg到儲能電容器C的能量的高效轉(zhuǎn)換，這至少從 電阻性損耗的觀點(diǎn)來看是這樣的。圖4的電路在轉(zhuǎn)換器的正常操作期間不需要任何特定的控制電路。然而，可以包 含控制電路，這種控制電路包含(慢速)比較器，該比較器在電容器C兩端的電壓達(dá)到所要 求的電壓水平時切斷轉(zhuǎn)換器，并且在電容器C必須被再充電時再次接通轉(zhuǎn)換器以開始另一 個充電循環(huán)?？梢员豢醋鲌D4所示的電路的缺點(diǎn)的是，使用了相當(dāng)多的開關(guān)從而增加了由在諧 振電路中流動的電流看見的串聯(lián)電阻以及電容性切換損耗。然而，該缺點(diǎn)通過下述事實(shí)來 緩解當(dāng)全橋的電源開關(guān)MA-MD以諧振以上的頻率切換時，它們將看到由諧振以上的串聯(lián) 諧振器提供的電感負(fù)載。這允許設(shè)計(jì)者容易地實(shí)現(xiàn)零電壓接通和切斷，其使得能夠?qū)崿F(xiàn)更高能效的開關(guān)。用晶體管M1-M8實(shí)現(xiàn)的同步全波整流器的通路門電路(pass gate)可以容易地以零電流切換來操作。如圖4中也示出的，流過圖4中的串聯(lián)諧振器Li、Cl和L2、C2的電流I(t)的波形 近似為正弦曲線，并且因此具有限定的峰值-平均值比例，該比例相當(dāng)小(理想地為2的平 方根)。如已經(jīng)解釋的，這有助于使電阻性元件中的能量損耗保持較少。應(yīng)當(dāng)理解，固有地提供恒定充電電流的能量轉(zhuǎn)換器的許多其它實(shí)現(xiàn)方式是可能 的。作為附加實(shí)例，轉(zhuǎn)換器拓?fù)淇梢曰贚CL-T諧振，比如在由Mangesh Borage等人在 IEEE Trans, on IndustrialElectronics，2005 年 12 月第 52 卷上發(fā)表的"Analysis and Designof an LCL-T Resonant Converter as a Constant-Current Power Supply"中所描 述的那樣。所公開的實(shí)施例的某些特定細(xì)節(jié)是為了解釋而非限制的目的而提出的，從而提供 對本發(fā)明的清楚且徹底的理解。然而，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明可以在沒有精確地 符合本文所提出的細(xì)節(jié)的其它實(shí)施例中得到實(shí)踐，而不明顯脫離本公開的精神和范圍。而 且，在該上下文中，且為了簡潔和清楚的目的，省略了眾所周知的設(shè)備、電路和方法的詳細(xì) 描述，從而避免了不必要的細(xì)節(jié)和可能的混淆?？傊峁┝艘环N高功效的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路BSC。該電路BSC包括充電電 路，其被設(shè)置為基于來自例如電池的能量源ES的電能來控制對儲能電容器C的充電。該充 電電路包括將充電電流I施加到儲能電容器C的能量轉(zhuǎn)換器EC，該充電電流I在充電周期 T上基本恒定，從而提供高功效的充電。在優(yōu)選實(shí)施例中，該能量轉(zhuǎn)換器EC是例如DC-DC 轉(zhuǎn)換器的電感性能量轉(zhuǎn)換器，其具有用于在充電周期期間提供幾乎恒定的充電電流的控制 電路。在另一個實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換器EC是經(jīng)由例如電感器和電容器的串聯(lián)連接的串聯(lián)諧 振器而對儲能電容器充電的能量轉(zhuǎn)換器。所提出的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路對于比如起搏器 的設(shè)備和神經(jīng)刺激等是有利的，它們可以從由于高效充電方案引起的電池壽命的增加中獲
益 ο權(quán)利要求中包含參考符號，然而包含這些參考符號僅僅是為了清楚的原因并且不 應(yīng)當(dāng)被解釋為限制權(quán)利要求的范圍。
權(quán)利要求
一種設(shè)置為基于存儲在儲能電容器(C)中的能量生成刺激脈沖(SP)到關(guān)聯(lián)的電極(E)的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路(BSC)，該電路(BSC)包括-被設(shè)置為基于來自關(guān)聯(lián)的能量源(ES)的電能控制對該儲能電容器(C)的充電的充電電路，該充電電路包括-被設(shè)置為將充電電流(IC(t)，iL(t))施加到該儲能電容器(C)的能量轉(zhuǎn)換器(EC)，該充電電流(IC(t)，iL(t))在充電周期(T)上是基本恒定的。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的電路(BSC)，其中該能量轉(zhuǎn)換器(EC)是電感性能量轉(zhuǎn)換器。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的電路(BSC)，其中該充電電路包括被設(shè)置為測量該能量轉(zhuǎn)換器電 路(BC)的開關(guān)電流(is(t))并且因此控制該能量轉(zhuǎn)換器電路(BC)的控制電路(CPC)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的電路(BSC)，其中該控制電路(CPC)被設(shè)置為根據(jù)預(yù)定最大電流 值控制該能量轉(zhuǎn)換器電路(BC)。
5.根據(jù)權(quán)利要求2的電路(BSC)，其中該電感性能量轉(zhuǎn)換器電路(DDC，BC)包括被設(shè)置 為將基本恒定的充電電流(Ie(t)，ijt))施加到該儲能電容器(SC)的電感器(L)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的電路(BSC)，其中該能量轉(zhuǎn)換器(DDC)包括基于經(jīng)由諧振器(SR) 的能量轉(zhuǎn)換的能量轉(zhuǎn)換器電路。
7.根據(jù)權(quán)利要求5的電路(BSC)，其中該諧振器(SR)包括電感器(LnL2)和電容器(C1, C2)的串聯(lián)連接。
8.根據(jù)權(quán)利要求1的電路(BSC)，其中能量轉(zhuǎn)換器(DDC)被設(shè)置為在該充電周期(T) 上施加變化小于30%，比如小于20%，比如小于10%的充電電流(Ic(t)，iL(t))。
9.一種用于對被設(shè)置用于生成刺激脈沖的生物醫(yī)學(xué)電刺激器中的儲能電容器進(jìn)行充 電的方法，該方法包括-將從能量源接收的電能轉(zhuǎn)換為基本恒定的充電電流；以及_在充電周期期間利用基本恒定的充電電流對該儲能電容器進(jìn)行充電。
10.一種生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備，包括-根據(jù)權(quán)利要求1的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路(BSC)，-被設(shè)置用于連接到該生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路(BSC)的能量源(ES)，以及-被設(shè)置用于接收由該生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路(BSC)生成的刺激脈沖(SP)的電極。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備，包括用于容放該生物醫(yī)學(xué)電刺激器電 路(BSC)和該能量源(ES)的殼體，該殼體被設(shè)置用于醫(yī)療植入。
12.根據(jù)權(quán)利要求10的生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備，該生物醫(yī)學(xué)電刺激器設(shè)備是下述之 一心臟起搏器、神經(jīng)刺激器、耳蝸刺激器、功能性電刺激設(shè)備和用于假體目的的肌肉刺激
全文摘要
提供一種高功效的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路BSC。該電路BSC包括被設(shè)置為基于來自例如電池的能量源ES的電能來控制對儲能電容器C的充電的充電電路。該充電電路包括將充電電流I施加到儲能電容器C的能量轉(zhuǎn)換器EC，該充電電流I在充電周期T上是基本恒定的，由此提供高功效的充電。在優(yōu)選實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換器EC是例如DC-DC轉(zhuǎn)換器的電感性能量轉(zhuǎn)換器，其具有用于在充電周期期間提供幾乎恒定的充電電流的控制電路。在另一個實(shí)施例中，能量轉(zhuǎn)換器EC是經(jīng)由例如電感器和電容器的串聯(lián)連接的串聯(lián)諧振器對儲能電容器充電的能量轉(zhuǎn)換器。所提出的生物醫(yī)學(xué)電刺激器電路對于諸如起搏器的設(shè)備和神經(jīng)刺激等是有利的，它們可以從由于高效的充電方案引起的電池壽命的增加中獲益。
文檔編號H02J7/00GK101827630SQ200880111962
公開日2010年9月8日 申請日期2008年10月14日 優(yōu)先權(quán)日2007年10月18日
發(fā)明者E·坎塔托爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司