Implanteerbaar telemetriesysteem ter registratie van twee ECGs.
Door:
F.M.J. Sommer
Vakgroep Medische Elektrotechniek (EME) T.U. Eindhoven oktober 1995
Afstudeerwerk verricht 0.1. v:
dr.ir. J.A. Blom (TUE) S.H. Ypma (TUE) J. Geilen (RL) L. Dohmen (RL)
In opdracht van:
prof.dr.ir. J.E.W. Beneken
De faculteit Elektrotechniek van de Technische Universiteit Eindhoven aanvaardt geen verantwoordelijkheid voor de inhoud van stage- en afstudeerverslagen
ABSTRACT.
Telemetry is the process by which a measurement of a quantity is transferred to a remote location to be recorded, to be displayed or to actuate a process. A communications link was needed which permits two ECGs to be evaluated at a remote processing station. Because of the mobility of the patient or animal, the link had to be wireless and the sensor system fully implantable. A profound investigation in literature of the last five years was started to examine the development of telemetry in biomedical systems. This resulted in the first part of this report, which is a survey of interesting systems, developed in the period from January 1989 to June 1995. The next step was to evaluate and compare three basic systems to record two ECGs: 1.
No transmission; all ECG information is stored in the implant.
2.
Periodical transmission; ECG information is temporarily stored and at certain times transmitted at high speed.
3.
Continuous transmission; the ECGs are continuously transmitted to a receiving station.
In our situation, continuous transmission was the best solution concerning the size of the implant and power consumption. A simple transmitter was developed which consists of two sensors, some filters, a multiplexer and a very low power, miniature FM transmitter. Because of this low power and the physical conditions, the receiver was not able to receive the signal properly at certain positions of the transmitter. To improve the radiated power of the transmitter, several impedance matching circuits between transmitter and antenna were investigated. Because of the high frequency (103 MHz) and low available space, it was not possible to develop a matching circuit. To overcome this problem and to achieve a good reception of the signal in all situations, a system was developed which selects the best signal from a few receivers, which is used for further signal processing. The choice is made by selecting the signal with the highest S/Nratio. Because of tests with one receiver, a two-receiver-system seemed sufficient and was built. In vivo testing could not be done before publishing this report, but the system will be used very soon to measure two ECGs.
SAMENVATTING.
Telemetrie is het proces waarbij een meting van een grootheid overgebracht wordt naar een locatie op afstand om daar opgeslagen te worden, zichtbaar gemaakt te worden of een proces te besturen. Een communicatieverbinding was nodig om twee ECGs op afstand te registreren. Door de hoge mobiliteit van de patient of het dier, moest deze verbinding draadloos zijn en het gebruikte meetsysteem implanteerbaar. Gestart werd met een grondig onderzoek in de literatuur van de laatste vijf jaar om ontwikkelingen van telemetrie in medische systemen te onderzoeken. Dit resulteerde in het eerste deel van dit verslag, waarin een overzicht wordt gegeven van interessante systemen die in de periode van 1989 tot juni 1995 ontwikkeld zijn. Daarna werden drie mogelijk systemen ter registratie van twee ECGs geevalueerd en vergeleken: 1.
Geen transmissie; de ECGs worden opgeslagen in het implantaat.
2.
Periodieke transmissie; de ECGs worden tijdelijk opgeslagen en op bepaalde tijdstippen met hoge snelheid naar een ontvanger gezonden.
3.
Continue transmissie; de ECGs worden continu naar een ontvangststation gezonden.
Continue transmissie was in onze situatie de beste oplossing wat betreft de afmetingen van het implantaat en het energieverbruik. Een eenvoudige zendsysteem is ontwikkeld welk bestond uit twee sensoren, enige filters, een multiplexer en een zuinige, zeer kleine FM zender. Door het lage zendvermogen en de fysische omstandigheden kon de ontvanger bij bepaalde posities van de zender, het signaal niet goed ontvangen. Om het uitgezonden vermogen te verbeteren werden verscheidene impedantieaanpassingen tussen zender en antenne onderzocht. Door de hoge frequentie (103 MHz) en de beperkte fysische ruimte was het niet mogelijk om een goede aanpassing te realiseren. am het signaal toch in aIle situaties goed te ontvangen is een systeem ontwikkeld dat het beste signaal selecteert uit meerdere ontvangers en dit gebruikt voor verdere signaalverwerking. Het signaal met de laagste signaal-ruisverhouding wordt geselecteerd. Op grond van tests met een ontvanger, werd een systeem met twee ontvangers gebouwd omdat dit voldoende bleek. In vivo testen kon voor het verschijnen van dit verslag niet plaatsvinden, maar het systeem zal op zeer korte termijn in gebruik genomen worden.
INHOUD.
1.
INLEIDING.
2.
OVERZICHT VAN DE MODERNE MEDISCHE TELEMETRIE.
11
2.1
Systeemoverzicht en componenten. 2.1.1 Sensoren. 2.1.2 Multiplexer.
11 11
9
Microprocessor. UART. Modulator. Zender en ontvanger. Demultiplexer. Verwerkingsstation. 2.1.10 Voeding. 2.1.11 Bidirectioneel verkeer.
12 12 12 12 13 14 17 17 17 18
2.2
CMOS-technologie.
18
2.3
Passieve telemetrie met behulp van absorptiemodulatie.
19
2.4
Conclusies literatuur.
3.
ANALYSE VAN VERSCHILLENDE ECG MEETSYSTEMEN.
21
3.1
Specificaties van het gewenste telemetriesysteem.
21
3.2
Dataopslag gedurende de totale meettijd of het laatste gedeelte van de meettijd. 3.2.1 Volledige dataopslag gedurende de totale meettijd. 3.2.2 Dataopslag gedurende het laatste gedeelte van de meettijd.
22 22 26
3.3
Periodieke transmissie.
28
3.4
Continue transmissie.
33
3.5
Conclusies van de ECG meetsystemen.
34
2.1.3 2.1.4 2.1.5 2.1.6 2.1.7 2.1.8 2.1.9
ADe.
7
4.
DE GEIMPLANTEERDE ZENDER.
37
4.1
Ontwerp.
37
4.2
Impedantiaanpassing.
37
s.
ONTVANGSTSYSTEEM.
47
5.1
Ontvangst van het radiosignaal.
47
5.2
Ontvanger selectie. Werking van de ontvangerselectie. 5.2.1 5.2.2 Werking van de elektronica van de ontvanger selectie. 5.2.3 Multi-ontvangersysteem.
48 48 50 53
5.3
Decodering.
55
5.4
Tests.
55
6.
CONCLUSIES.
57
7.
MOLENS.
59
Bijlage 1: Overzicht van telemetriesystemen van 1989 tot juni 1995.
61
Bijlage 2: Specificaties van de XFM-7L zender.
69
Bijlage 3: Print Layouts.
73
Literatuurlijst.
77
8
1.
INLEIDING.
Telemetrie werd aanvankelijk ontwikkeld en gebruikt in de ruimte- en luchtvaartindustrie. Al snel bleken deze technieken ook zeer bruikbaar voor andere doeleinden, onder andere voor de medische sector. In het begin waren de sensoren via lange kabels verbonden met het verwerkingsstation. Later werden de verbindingen draadloos, zodat een grotere mate van vrijheid ontstond, zowel voor de patient alsook voor de meting zelf. Vooral met de miniaturisering van elektronische componenten is het mogelijk geworden volledig implanteerbare meet- en zendsystemen te ontwikkelen, die door middel van infra rood licht, inductieve lussen, of radiogolven communiceren met het verwerkingsstation. Aan de Rijksuniversiteit Limburg wordt in samenwerking met het Academisch Ziekenhuis Maastricht uitgebreid onderzoek gedaan naar hartziekten en -afwijkingen. Hiervoor is het noodzakelijk om gedurende lange tijd ECGs te registreren. Omdat het hierbij om een meetperiode van meerdere maanden gaat, is het noodzakelijk dat de meetapparatuur degelijk verbonden blijft met het meetobject, en ook niet hinderlijk is. Derhalve zal gewerkt moeten worden met een implanteerbaar meetsysteem. Er zal dan ofweI communicatie met de buitenwereld moeten plaatsvinden, of de informatie moet bewaard blijven in het implantaat. Er is dus een systeem nodig dat twee ECGs registreert gedurende een periode van 3 maanden of langer. De vele aspecten die om de hoek komen kijken bij de ontwikkeling hiervan, zullen naar voren komen in dit verslag. Om een indruk te krijgen wat zich afspeelt op het gebied van de medische telemetrie en om geen onnodig werk te verrichten, zal eerst gestart worden met een uitgebreid literatuuronderzoek.
9
2.
OVERZICHT VAN DE MODERNE MEDISCHE TELEMETRIE.
2.1 Systeem Overzicht en componenten. Ieder telemetrie systeem waarover in de laatste jaren artikelen verschenen zijn, werkt in het algemeen volgens onderstaand schema, waarbij de componenten die optioneel zijn, gestippeld zijn weergegeven:
MULTIPLEXER
VERWERhINGSSTATION
figuur 2.1.
Blokdiagram van een algemeen telemetriesysteem.
Per individueel systeem kunnen er enige afwijkingen zijn van dit schema. Een van de belangrijkste verschillen tussen telemetriesystemen is het al dan niet aanwezig zijn van een microprocessor of geheugen.
2.1.1
SENSOREN.
Bij metingen waarbij in vivo gemeten wordt, zijn in de literatuur voornamelijk de volgende signalen van belang: ECG (frequentie: 0-60 Hz, voltage: 0-2 mY) EEG (frequentie: 50-500 Hz, voltage 2-200 Jl V) EMG (frequentie: 15-1000 Hz) kracht (frequentie: 0-100 Hz) beweging (frequentie: 0-50 Hz) stroomsnelheid (van bloed) temperatuur concentraties De werking van de verschillende sensoren valt buiten dit onderzoek. De meetwaarden worden omgezet in elektrische signalen waarvan grootte en frequentie weI van belang zijn voor het vervolg van de schakeling. 11
2.1.2 MULTIPLEXER.
In veel gevallen worden meerdere signalen van verschillende sensoren gemultiplext. In alle gevallen gaat het hierbij om tijdmultiplexen (TDM). Multiplexen in het frequentiedomein (FDM) neemt veel bandbreedte in beslag en benodigt veeI hardware. Ret voordeel van FDM is dat de informatie niet uit stukjes bestaat waardoor fouten die weI kunnen ontstaan bij TDM, bij FDM niet voorkomen (aliasing). TDM is voordelig indien energieverbruik, ruimte en bandbreedte beperkt dienen te blijven.
2.1.3 ADC.
Deze wordt enkel gebruikt indien digitale verwerking van de informatie reeds in de ge'implanteerde zender plaats dient te vinden, bijvoorbeeld bij het gebruik van een microprocessor of een digitaal geheugen. Ret aantal bits per sample hangt af van de gewenste resolutie. Bij verwerking van een 8 bits signaal op een personal computer met VGA monitor wordt de resolutie beperkt door het scherm. Sommige microprocessoren hebben een AD-Convertor en een Sample&Rold ingebouwd, hetgeen uit ruimtebesparingsoverwegingen een pre is.
2.1.4 MICROPROCESSOR.
Deze is voomamelijk nodig als verwerkingsorgaan indien de informatie niet direct uitgezonden wordt of kan worden. Dit betreft data-reductie, gelimiteerde transmissietijd of toevoeging van informatie aan de signalen (object informatie, checksum). Een voordeel van het ontwerp met een microprocessor is de mogelijkheid tot uitbreiding of aanpassing van het gehele systeem zonder al te veel wijzigingen in de hardware. Ret systeem wordt universeler. Indien mogelijk wordt de processor in een sleep-mode gebracht om energie te sparen, hetgeen vooral belangrijk is bij ge'implanteerde zenders. Enkele processen die een microprocessor moet of kan aansturen: datareductie zander verlies van vitale informatie toevoegen informatie foutdetectie veranderen samplefrequentie ontvangen informatie verwerken bij bidirectioneel verkeer algoritmen uitvoeren ter bepaling van belangrijke veranderingen in de signalen regelen van transmissietijd en -frequentie
2.1.5 UART (UNIVERSAL ASYNCHRONOUS RECEIVER TRANSMITTER) [DREWES,1993].
Dit stand-alone device ontvangt binaire karakters en stuurt deze door met toevoeging van controle- en foutdetectiebits zonder hulp van een microprocessor (General Instruments, AY3-1015D)
Dit onderdeel is handig indien de signalen in binaire code verstuurd worden, bijvoorbeeld in het geval van gebruik van een digitaal geheugen. 12
2.1.6 MODULATOR. In een enkel geval [Shults, 1994] wordt een biologisch signaal analoog overgezonden, waarbij blijkt dat AM beter is dan FM wat betreft reikwijdte en ruisonderdrukking. Het energieverbruik is dan relatief hoog. Digitale modulatie is beter dan analoge modulatie wat betreft de signaal-ruisverhouding. Een modulator en synchronisatiesignalen zijn dan weI extra nodig. De volgende mogelijkheden van digitale modulatie worden gebruikt. PAM (Pulse Amplitude Modulation): PAM wordt in een geval gebruikt [Herzog, 1993] om de carrier frequentie van een FM zender te moduleren. Ter bepaling van de amplitude wordt dan ook een referentiesignaal meegestuurd. Ook zijn synchronisatiesignalen nodig bij transmissie van meerdere kanalen. PltM (Pulse Width Modulation): Indien een laag energieverbruik niet essentieel is, kan gebruik gemaakt worden van PWM [Drewes, 1993], [Evans, 1989]. Deze vorm van modulatie is namelijk minder hardwareintensief dan PPM modulatie. Het grotere energieverbruik ontstaat doordat de duty-cycle van PWM groter is dan die van PPM. PCM (Pulse Code Modulation): Deze vorm van modulatie is geschikt in een omgeving met een lage signaal/ruis verhouding omdat de ontvanger enkel de aanwezigheid van een puIs hoeft te detecteren. Amplitude bepaling noch edge-timing is noodzakelijk. Deze vorm van modulatie benodigt echter een grote bandbreedte en relatief veel vermogen [Cupal, Resse, 1988]. PPM (Pulse Position Modulation)/PIM (Pulse Interval Modulation): Door de lage duty-cycle is deze modulatievorm erg zuinig ([Fernald, 1992], [Cook, 1990], [Hof, 1994], [Kawahito, 1994]). De grootte van het verzonden signaal komt tot uiting in de tijd tussen twee pulsen. Analoog ziet het verzonden signaal er uit als voIgt:
kanaa! 1
jiguur 2.2.
kanaa! 2
kanaal3
kanaal4
Vier kana/en ana/oge PPM.
Voorbeeld van enkele orde grootten [Kawahito, 1994]: maximale puIs interval verandering: 30 /1-S. pulsbreedte: 1.0 /1-s. duty cycle: ±5 %. 13
Ook digitale data kan op degelijke wijze verwerkt worden doordat de tijd tussen twee pulsjes een bit representeert. (bijv.: 6,4 JlS = '0', 12,8 Jls = '1') Vervolgens kan dan PSK (Phase Shift Keying) of FSK (Frequency Shift Keying) toegepast waardoor het volgende wordt verkregen:
f\A/\/\fVY\/VV\/\fVV\A/\ I I
:
figuur 2.3.
I I
.
I ,
'0' = 6,4 Ilsec
'I' = 12,8 Ilsec
Binaire PPM datacodering met behulp van PSK.
Dit systeem heeft lage synchronisatie eisen en een laag energieverbruik. Nog een voordeel van deze methode is dat het wegvallen van de draaggolf onmiddellijk gedetecteerd wordt. Een andere codering waarbij dit laatste niet het geval is, is door enkel een carrier te zenden tijdens een puIs zoals in volgend signaal:
-:\/\~Vvr-----',(\I\J,.---~Ar-:\f\JI
•• kanaall
figuur 2.4.
kanaal2
PPM met enkel een carrier tijdens een puis.
2.1.7 ZENDER EN ONTVANGER.
RF: FM radio is een stabiel transmissiesysteem voor digitale transmissie en heeft een redelijk goede S/N-verhouding. Meestal wordt de frequentie bepaald door een kristal voor een stabiele frequentie op lange termijn. Een eenvoudig LC-netwerk werkt ook indien bij de ontvanger gebruik gemaakt wordt van AFC (Automatic Frequency Control), maar bij implantaten wordt dit liefst voorkomen. Een grote vermogensefficientie kan worden verkregen door uit te zenden op de resonantiefrequentie van de zendantenne [Fernald, 1991], [Fernald, 1992]. De frequentie van de oscillator wordt bijvoorbeeld in stappen van 400 kHz per 800 ns. verlaagd om de resonantiefrequentie van de antenne te bepalen met behulp van een VCO en een amplitudedetector. Over de bijbehorende ontvanger wordt daarbij weinig vermeld. Testen aan een dergelijk systeem wijzen uit dat de zendfrequentie dicht in de buurt ligt van de (in dat geval) gewenste 40 MHz. Het gezonden signaal begint met 80 JlS ongemoduleerde carrier om de ontvanger enige tijd te geven om zich in te stellen.
14
In een ander systeem [Shults, 1994] wordt op 86-80 MHz in periodes van 300 ms op intervallen van 4, 32 of 256 s gezonden. Met kristalfrequenties op 50 kHz intervallen kunnen zo 40 kanalen verstuurd worden. De ontvanger is een 'Realistic PRO-2006 Programmable Scanner' van de Tandy Corporation, met enige wijzigingen. Met een frequentiedeviatie van 32 kHz wordt een signaal in het bereik van 143-150 MHz verzonden [Jay, 1993]. De bijbehorende ontvanger zoekt naar een radiosignaal in dit frequentiebereik in stappen van 16 kHz gedurende 6,4 seconden. De 16 kHz stap is aangepast aan de frequentiedeviatie van de zender. Vervolgens vindt identificatie plaats van het laag frequente signaal, in dit geval van 500 tot 5000 Hz. Automatische tracking vindt plaats tijdens ontvangst. Deze ontvanger is microprocessor gestuurd. Er kunnen meerdere bronnen ontvangen worden met slechts een ontvanger. Voor bidirectioneel verkeer vinden we een zender welke van buitenaf geactiveerd wordt met een 132 kHz signaal [Puers, 1993], [Wouters, 1994]. Deze zender zendt een AM signaal over een maximale afstand van 50 em. De ontvanger is een decodeersysteem, bestaande uit een RF-unit en een microprocessor, ontworpen door de Eureka Company. Dit systeem is direct aan te sluiten op een IBM compatible computer. Een Colpitsoscillator met een transistor in de basisschakeling werkt eveneens als zender [Graichen, 1994]. Variatie van de waarde van de inductiviteit geeft een bereik van 140-160 MHz. Wat de ontvanger betreft, is een VHF TV tuner, met een bandbreedte van 5 MHz voor AM TV-signalen, een goede en voordelige oplossing voor pulsoverdracht. Transmissie in het frequentiebereik 88-108 MHz is goedkoop (commerciele apparatuur) en met weinig aanpassingen van zender en ontvanger te gebruiken. Een nadeel vorrnt de aanwezigheid van andere zenders op deze band. De genoemde FM-ontvanger is een 'VRX 800' van Vector Research [Herzog, 1993]. Een amplitude gemoduleerde verbinding is erg gevoelig voor ruispieken. De invloed van deze ruis neemt af bij een systeem dat werkt met hoge frequenties. Daarom wordt graag gewerkt in het UHF bereik (450-470 MHz). Norrnaal wordt een dergelijke frequentie bepaald door een kristaloscillator gevolgd door klasse C frequentieverrnenigvuldigers. In dergelijke verrnenigvuldigers zijn altijd actieve elementen nodig en dient ook intensief gefilterd te worden om invloeden van ongewenste emissies, veroorzaakt door de vermenigvuldigers, te reduceren. Het is daarom beter om gebruik te maken van de Surface Acoustic Wave (SAW) technologie. Een micro-zender die daarvan gebruik maakt is de MX1005. Een analyse van deze zender wordt gegeven [Evans, 1991]. Een norrnale AM ontvanger met vaste frequentie en standaard 12,5 kHz IF bandbreedte is niet geschikt voor ontvangst, tenzij voorzien van AFC. Geschikt is een superheterodyne ontvanger met instelbare center-frequentie en tot 15 kHz AFC, of een SAW gestabiliseerde supergeneratieve ontvanger. Speciaal ontworpen voor een systeem, werkend met een Motorola microprocessor, dat 9600 BAUD naar een PC zendt, is een zender van Telemetry Designs, Inc [Cupal, Resse, 1988]. Deze bestaat uit een kristalgestuurde Pierceoscillator in een opstelling die zorgt voor frequentieverdubbeling in de collector. 15
De collectoruitgang is verbonden met een vermogensversterker gedeelte waar additionele frequentieverdubbeling plaatsvindt, zodat een transmissiefrequentie van 222,5 MHz verkregen wordt. De ontvanger is een kristalgestuurde FM ontvanger met dual conversion principe en quadrature detection om het digitale signaal te detecteren. Een 100 mW kristal gestuurde zender met een top frequentiedeviatie van 75 kHz zendt op een frequentie van 107 MHz [Hof, 1994]. De ontvanger bestaat uit een kwalitatief hoge FM tuner met een hoge IF bandbreedte (minstens 280 kHz). Het de-emphasis circuit en de stereodecoder dienen te worden verwijderd. Het bereik van de zender bedraagt 300 meter. Een commerciele ontvanger wordt vermeld [Drewes, 1993] van de firma Larsholt: de '7256-01' met enige wijzigingen aangebracht. Met behulp van variocapdiodes (BB204) kan het bereik (87,5-108 MHz) uitgebreid worden tot 119,9 MHz.
IR: Het grate voordeel van optische telemetrie is, dat het systeem, wat betreft de overdracht, vrij is van elektromagnetische storingen, een belangrijke factor indien het apparaat gebruikt dient te worden in de nabijheid van gevoelige apparatuur, zoals bijvoorbeeld in de ruimtevaart. De optische weg van zender naar ontvanger kan zowel direct als indirect zijn. In het laatste geval dienen de wanden van de betreffende ruimte goede reflecterende eigenschappen te bezitten. In een bidirectioneel telemetriesysteem [Kawahito, 1994] vinden we ontvangende fotodiodes met een golflengte van 850 nm en een LED zender met een golflengte van 950 nm. Het minimale detecteerbare vermogen is 17 Jl W, hetgeen correspondeert met het vermogen van een IR LED (Stamey, AN304, A=850 nm Li8=35°) gestuurd door 50 rnA op een afstand van 50 cm. De Power HEXFET T2 is in staat om 2 Jls pulsen van 0,8 A door vijf CQX47 GaAs LEDs (ca. 950 nm.) in serie te sturen [Hof, 1994]. Deze diodes staan in een lijn om in een richting te stralen en in een cirkel voor aIle richtingen (stralingshoek '" 23°). De ontvanger bestaat uit parallel geschakelde silicium PIN fotodiodes (BPW41N). Binnen een kamer werkt het systeem goed. Een directe optische weg wordt geprefereerd. Kunstlicht en indirect daglicht vormen geen probleem, maar direct daglicht op de ontvanger verstoort de transmissie. Wat betreft vermogen en componenten wordt RF transmissie geprefereerd.
IL: Een enkele keer [Hof, 1994] wordt gebruik gemaakt van Inductive Loop transmissie d.m.v. een koperen gordel om een menselijk middel als primaire inductie en een tweede enkelvoudige Ius van 30 meter als tweede. Het doel is, om zo steil mogelijke stroompulsen door de Ius te sturen omdat di/dt het secundaire gelnduceerde voltage bepaalt. Met HexFet IRFZ 42 kon een driehoekige straompuls met top waarde van 30 A en een downstroke van 40 JlS verkregen worden. Het systeem werkt indien de proefpersoon in verticale positie binnen de Ius blijft. IL kan zowel binnen als buiten gebruikt worden maar is weI gevoelig voor interferentie. 16
2.1.8 DEMULTIPLEXER. De demultiplexer moet uiteraard aangepast zijn aan de multiplexer van het implantaat. Voor een goede synchronisatie dient gezorgd te worden. Ook dient er weer goed gefilterd te worden.
2.1.9 VERWERKINGSSTATION. Tegenwoordig wordt hier meestal gebruik gemaakt van een computer VIa de RS 232 standaard. Dit kan met behulp van een RS 232 Driver (Maxim, Max 232). Beeldinformatie kan ook via een monitor en videorecorder verwerkt, waarvoor dan ook weer geschikte interfaceschakelingen gebruikt dienen te worden.
2.1.10 VOEDING. De meest voorkomende voedingsbron in de medische telemetrie is de batterij. Bij een telemetriesysteem waarbij de zender of tenminste de voeding gemakkelijk bereikbaar is, bijvoorbeeld een zender die zich buiten het lichaam bevindt, vormen de batterijen nauwelijks een probleem. Er kunnen dan grotere batterijen gebruikt worden of ze kunnen vaker vervangen worden. Bij een implantaat is zowel de grootte als de levensduur van essentieel belang. Aan dit onderdeel dient dan ook veel aandacht te worden besteed. Enkele batterijsoorten die men in de medische telemetrie tegenkomt: Panasonic BR2330: 0,25 A.h die 90% van zijn levensduur boven de nominale waarde van 5,6 Volt blijft. Lithium zilverchromaat batterijen met een open circuit nominaal voltage van 3,1 Volt gedurende 80 % van de levensduur. TL-2100 en TL-2150, lithium batterijen van 3,6 Volt met een levensduur van 40 uur bij een stroom van 17 rnA resp. 13,5 rnA. Nikkel Cadmium D-size cellen, 4 A.h en 3,6 Volt. Indien metingen maar op bepaalde tijden geschieden, is het mogelijk energie te besparen door het bedienen van een schakelaar van buitenaf door een magneet of een radiogolf [Varosi, 1989]. Een andere voedingsmogelijkheid is de voeding van buitenaf. Er wordt dan door een externe spoel een magnetisch veld opgewekt in een secundaire spoel in de zender, waardoor energieoverdracht plaatsvindt. Het magnetisch veld dient dan een grootte te hebben van ca. 8 Acm- 1 [Graichen, Bergmann, 1991]. Batterijen zijn dan overbodig, maar de afstand tussen de spoelen mag niet meer bedragen dan enkele centimeters. Bovendien is de positie van de spoelen ten opzichte van elkaar ook van wezenlijk belang. Slechts bij enkele metingen is deze methode dan ook werkelijk bruikbaar. Een methode die hier veel mee samenhangt, is die van de absorptiemodulatie [Neukomm, 1989], [Neukomm, Kiindig, 1990], hetgeen in 2.3 wordt beschreven. 17
2.1.11 BIDIRECTIONEEL VERKEER. In sommige gevallen is het noodzakelijk om bidirectionele communicatie tussen implantaat en verwerkingsstation te hebben. Bevestiging van correcte ontvangst, veranderen van een microprocessorprogramma, of aansturen van processen (bijv. initialisatie van zenden) zijn de functies van het zenden naar het implantaat. Om informatie te kunnen ontvangen, schakelt het implantaat om de 3 ms. kort zijn RF ontvangstcircuit aan [Fernald, 1992], [Fernald, 1991]. Indien een draaggolf wordt gedetecteerd, wordt de inkomende stroom bits naar de microprocessor geleid. In een bidirectioneel optisch systeem [Kawahito, 1994] wordt informatie naar de telemetrieeenheid gezonden om verschillende eenheden te synchroniseren met het externe systeem. Vervolgens wordt een eenheid geselecteerd om informatie over te zenden. Een draaggolf van 132 kHz, door het verwerkingsstation naar de ge'implanteerde zender gezonden, initialiseert de RF informatieoverdracht naar het externe station [Wouters 1994], [Puers, 1993].
2.2 CMOS-technologie. Om een energiezuinig systeem te ontwikkelen wordt zoveel mogelijk gebruik gemaakt van de CMOS-technologie, vooral bij implantaten. In veeI gevallen wordt een IC ontwikkeld waarin verschillende onderdelen zijn verwerkt. Dit levert een aanzienlijke energie- en ruimtebesparing op. Enkele voorbeelden: een IC van 2,5x2,9 mm2 in 1,2 Jlm low-voltage C-MOS technologie met ingebouwd: ontvanger (bidirectioneel verkeer), zender, data buffer, controle unit, checksum generator, timer en interrupt regelaars. [Fernald, 1992]. een sensor-interface-chip van 9,97x2,68 mm2 met AID-convertor, 3 klokken, RF-circuits, een batterijcontrole-eenheid, een bewegingsdetectiecircuit, een microprocessorcommunicatie-eenheid en een geheugen [Wouters, 1994]. Vaak is het wenselijk om een microprocessor te gebruiken. Enkele microprocessoren die gebruikt worden: PERC, een 16 bit processor met 16 registers, een acht-vlaggenregister, 37 instructies en twee on-chip timers. De processor is voorzien van een sleep-mode instructie [Cook, 1990]. Intel 8751, met een 8 bit CPU, een 128 bytes RAM, een 4 kbyte EPROM, twee 16 bit timers, vier 1/0 poorten en een seriele interface [Jay, 1993]. Philips PCD3343A van 2,52x3,06 mm2 [Wouters, 1994]. MC68HCll processor van Motorola, met AID-convertor, 512 bytes EEPROM, een seriele interface, een 16 bit timer en 256 bytes RAM [Cupal, 1988]. 18
2.3 Passieve telemetrie met behulp van absorptiemodulatie. Een vorm van telemetrie bestaat [Neukornm, 1989], [Neukornm, Kiindig, 1990], waarbij informatie uitgewisseld wordt tussen een ge"implanteerde module en een extern station, zonder een voedingsbron in het implantaat. Energie- en controle-informatie wordt naar het implantaat gezonden via een extern RF veld. Meetinformatie wordt via hetzelfde RF veld naar buiten gezonden door modulatie van het geabsorbeerde veld. Een zeer groot voordeel van deze methode boven inductieve voeding is de hoge informatiesnelheid (meer dan 1 Mbit/s). Het systeem werkt als voIgt: s'
2~~
~~ RF
Gen
~
r-·--·----- -_._- --_._- -_._- -_._..., I
I
mecto~ect
s
l
*
RL
RF-DC 6
jiguur 2.5.
I
7
Principe van de absorptiemodulatie.
De generator (1) produceert een voorwaarts vloeiende golf naar de antenne (4). Deze antenne zendt grotendeels een magnetisch veld uit, welk gekoppeld is met de ge"implanteerde Ius antenne (5). De RF-dc convertor (6) is een speciale detector die de variabele weerstand RL (7) voedt. Het meetsignaal varieert de waarde van deze weerstand zodat een variabele hoeveelheid energie van het RF veld wordt geabsorbeerd. Dit heeft twee effecten: Een variabele absorptie geeft een reflectie naar de generator welke de informatie bevat. De absorptie is ook terug te vinden in het naar de omgeving gestraalde veld van het antennesysteem (4,5). In de omgeving van het antenne systeem vinden we dan een Hveld dat gemoduleerd is in fase en amplitude. Een nadeel van dit systeem is dat de afstand tussen de twee antennes (4,5) maximaal 10 cm mag bedragen en de juiste positie van de antennes ten opzichte van elkaar van groot belang is. Het gemoduleerde H-veld kan op 30 meter afstand nog goed waargenomen worden. Verder is het systeem gevoelig voor interferentie door andere radiobronnen.
19
2.4 Conclusies Iiteratuur. Hoewel men graag een algemeen toepasbaar telemetriesysteem zou willen ontwikkelen, blijkt dat bijna ieder systeem opnieuw ontworpen wordt volgens de specificaties en omstandigheden van de te meten grootheden en het meetobject. Voor een twee-kanaal telemetriesysteem voor ECGs levert de literatuur enige conclusies. De signalen dienen bij voorkeur gemultiplext te worden met behulp van TDM. Daar het implantaat gedurende minstens drie maanden werkzaam dient te zijn, moet ofweI met een zeer laag zendvermogen gewerkt worden, ofweI niet continu gezonden worden. In dit laatste geval dient dus gebruik gemaakt te worden van een geheugen en/of een microprocessor. Bij gebruik van aIleen een geheugen moet aIle informatie verzameld en/of verstuurd worden, terwijl bij gebruik van een microprocessor de gewenste informatie reeds in het implantaat geselecteerd kan worden. Het gebruik van een DART (bij digitale transmissie) is nodig indien de kwaliteit van het kanaal te wensen over laat. PM heeft het grootste bereik maar geen optimale S/N-verhouding. IR geeft een redelijke transmissie over korte afstanden, indien het optische pad, direct dan weI indirect, niet geblokkeerd wordt. IL is begrensd door de locatie van de twee inducties, zowel door positie als afstand. Door de omstandigheden waarin de metingen dienen plaats te vinden, vallen IRen IL-transmissie af zodat met een RF-zender gewerkt moet worden. De zendfrequentie staat dan nog ter discussie; zenden in het GigaHerzbereik is in geen van de onderzochte systemen toegepast, maar dient weI overwogen te worden. Er moet dan weI rekening gehouden worden met de extreme richtingsgevoeligheid van dergelijke zenders. Verwerking van de informatie geschiedt door een IBM compatible personal computer. Door de mobiliteit van het meetobject kan voeding aIleen geschieden door gebruik te maken van batterijen. Naar andere mogelijke voedingsbronnen dient uitgekeken te worden. Bidirectioneel verkeer is vooralsnog niet noodzakelijk voor een juiste werking, en wordt dus, indien mogelijk, vermeden. Ontwikkeling van een IC is weliswaar aan te raden, maar is ook zeer arbeidsintensief en duur, en dus vooral bij dit systeem, waarbij later eventueel uitbreidingen en aanpassingen aangebracht worden, vooralsnog niet geschikt. WeI dient zoveel mogelijk gebruik gemaakt te worden van CMOS componenten.
20
3.
ANALYSE VANVERSCHILLENDE ECG MEETSYSTEMEN.
3.1 Specificaties van het gewenste telemetriesysteem. De Rijksuniversiteit Limburg onderzoekt in samenwerking met het Academisch Ziekenhuis Maastricht de oorzaken van overlijden door hartstilstand of -aanvallen. Hiervoor is het noodzakelijk om het ECG van het dier of de persoon te meten. Omdat de meettijd een langere periode behelst (> 3 maanden), is het wenselijk dat de metingen soepel kunnen verlopen en niet belemmerend werken voor het meetobject. Derhalve wordt gewerkt met een volledig implanteerbaar telemetriesysteem. Bij dit onderzoek betreft dit de registratie en analyse van twee ECG-signalen en wordt de informatie eventueel pas na verwijdering van het implantaat geanalyseerd. Dit betekent dat de informatie dan pas beschikbaar dient te zijn. Ook is niet de gehele continue ECG-informatie nodig en kan eventueel volstaan worden met regelmatige samples. In dit onderzoek wordt gewerkt met gemiddeld een seconde ECG per vijf minuten bij normaIe hartfunctie en gemiddeld een seconde per minuut in het geval van een afwijkend patroon. In dit geval is dus weI een vorm van intelligentie nodig die deze afwijking herkent. Bij digitale verwerking geven acht bits per sample een resolutie die hoog genoeg is voor klinisch wetenschappelijke analyse. Het is wenselijk om bij de keuze van het definitieve ontwerp ook rekening te houden met mogelijke toekomstige toepassingen, zoals direct monitoren van patienten en verwerking van meerdere biomedische signalen. Deze specificaties leiden tot drie mogelijke ontwerpen: 1.
Dataopslag gedurende de totale meettijd of het laatste gedeelte van de meettijd.
2.
Periodieke transmissie.
3.
Continue transmissie.
In eerste instantie wordt aangenomen dat volledige dataopslag de beste oplossing vormt, en indien dit niet haalbaar is, periodieke transmissie moet worden toegepast. Derhalve zijn de opties in bovenstaande volgorde onderzocht en wordt iedere optie zeer gedetaileerd onder de loep genomen. Deze drie opties worden in dit hoofdstuk uitgewerkt met hun voor- en nadelen. Ze vormen tevens een basis voor evaluatie van andere mogelijke systemen. Vervolgens zal een keuze worden gemaakt voor het definitieve ontwerp. Bij de bespreking van de diverse systemen wordt uitgegaan van een 3 Volt lithiumbatterij van 1300 rnA.h, waaraan de zuinigheid van een systeem gerelateerd wordt. 21
3.2 Dataopslag gedurende de totale meettijd of het laatste gedeelte van de meettijd. 3.2.1 Volledige dataopslag gedurende de totale meettijd.
Deze optie houdt in dat de informatie niet uitgezonden wordt, maar dat het ECG gedurende de hele meetperiode opgeslagen wordt in het implantaat en pas uitgelezen wordt nadat dit verwijderd is uit het lichaam. De data wordt digitaal verwerkt en opgesiagen. Het grote voordeel is, dat in dit geval geen zender en ontvanger nodig zijn. WeI zijn een groot geheugen en een microprocessor nodig. Om de benodigde geheugencapaciteit te beperken wordt in dit systeem slechts 1 seconde ECG per 5 minuten opgeslagen bij normale hartfunctie. Indien een afwijking wordt geconstateerd wordt gedurende 10 minuten 1 seconde per minuut geregistreerd. Het systeem ziet er dan als voIgt uit: Isensoren filters versterkers
I
figuur 3.1.
I ,
geheugen
~T
ECG meetsysteem door middel van interne dataopslag.
MICROPROCESSOR.
Een microprocessor die bij uitstek geschikt is voor deze toepassing is o.a. de PIC16C71 van Microchip. Deze bevat vier analoge ingangen welke gemultiplext worden naar een 8 bit AID-convertor. Iedere ingang bevat ook een Sample & Hold (S&H). Verder werkt de processor op 3 Volt, is hij zeer zuinig en derhalve geschikt voor deze toepassing. Om met deze eenvoudige processor een groot geheugen aan te sturen (bijv. 20 adreslijnen), dient gebruik gemaakt te worden van een extern adresseermechanisme. Deze bestaat uit een eenvoudige teller, waarvan de ingang aangestuurd wordt door de microprocessor en de tellerstand het geheugenadres aangeeft. Het geheugen kan dan niet willekeurig toegankelijk zijn, zodat het interne RAM van de microprocessor gebruikt wordt ais opsiag ten behoeve van detectie van een afwijking in het ECG. De signalen dienen gesampled te worden met een frequentie van 250 samples/sec.kanaal . In totaal moet dus 500 keer per seconde een A/D-conversie plaatsvinden. Per conversie en opsiag van twee kanalen is een maximaIe tijd van 4 ms beschikbaar. Indien er een afwijkend patroon ontstaat in de hartsignalen, is het wenseIijk dat de registratie van het ECG vaker plaatsvindt per tijdseenheid. 22
Dit houdt in dat toch continu ECG-samples genomen dienen te worden om te onderzoeken of er een afwijking is ontstaan. Er vindt dus reeds dataverwerking plaats in het implantaat. Het algoritme voor controle en opslag van het ECG in het geheugen ziet er als voIgt uit:
nee
n~
5 min
om ja
sample iedere min
nee
figuur 3.2.
10 mnuten om
nee
ja
Algoritme voor opslag met afivijkingsdetectiealgoritme.
23
AFWIJKINGSDETECTIEALGORITME.
Om dit algoritme uit te voeren, zal het geheugen op ieder adres toegankelijk moeten zijn. Een uitgebreide analyse van dit algoritme zou in dit stadium van het onderzoek te ver gaan. Derhalve wordt er voorlopig vanuit gegaan dat de benodigde geheugencapaciteit voor de detectie geleverd wordt door het interne RAM van de processor. Het geheugen voor de dataopslag hoeft dan niet op ieder adres toegankelijk te zijn zodat het adresseermechanisme gerealiseerd kan worden door een teller. Het algoritme om een dergelijke afwijking te bepalen zal een aanzienlijk groot aantal machinecycli in beslag nemen vanwege zijn complexiteit. Er moet rekening gehouden worden met een hoge frequentie en continue werking van de processor, waardoor het voordeel van een laag verbruik bij een lage frequentie of lange 'sleep' -periode wegvalt. In figuur 3.3 staat dit verbruik weergegeven als functie van de frequentie.
GEHEUGEN.
Indien wordt uitgegaan van 250 samples per kanaal per seconde levert dit 500 bytes per seconde. Indien slechts een seconde ECG per 5 minuten wordt geregistreerd, houdt dit in dat voor 30 dagen een geheugen nodig is van:
Voor een periode van enige maanden is dus een enorme hoeveelheid geheugen nodig, waarbij nog geen rekening is gehouden met meer dataregistratie per tijdseenheid in het geval van een afwijkend ECG. Een van de belangrijkste aspecten van het ontwerp is het energieverbruik van het meetsysteem. RAM geheugen blijkt, voor deze toepassing, relatief veeI vermogen te dissiperen. Voor een geheugen van meer dan 1 Megabyte moet gebruik gemaakt worden van kant en klare modules of van een samenstelling van kleinere geheugens. Om een duidelijk beeld te krijgen van het energieverbruik van het systeem, wordt de keuze van het geheugen voornamelijk gebaseerd op dit energieverbruik. Wat betreft de werking van het geheugen wordt uitgegaan van een 'best-case' -situatie. Later zal blijken dat deze helemaal niet zo best is. Een mogelijkheid voor een geheugen is de MCM3V4800A, 512k x 8 bits RAM van Motorola. Deze verbruikt bij schrijven een stroom van 80 rnA en in rust 200 IJ-A. Per 5 minuten (in het gunstigste geval) wordt gedurende 500 machinecycli geschreven. Deze tijdsduur van de schrijfacties is zelfs bij lage frequenties verwaarloosbaar ten opzichte van de rustperiode van het geheugen. Het verbruik van het geheugen staat ook weergegeven in figUUf 3.3 en bedraagt dus ca. 200 IJ-A. Voor 7 dagen is 1 Megabyte RAM nodig met een verbruik van ca. 400 IJ-A. Zie voor het totale verbruik figuur 3.3. Het verbruik van het geheugen kan aanzienlijk beperkt worden door gebruik te maken van een EEPROM i.p.v. een RAM, bijvoorbeeld de 28F0085A 1 Megabyte Flash van Intel. Deze verbruikt bij schrijven een stroom van 20 rnA bij 12 Volt en in 'deep powerdown mode' 0,3 IJ-A bij een spanning van 5 Volt.
24
Dit verbruik is zeer laag zodat het totale verbruik in dit geval bepaald wordt door de microprocessor. Een bijkomend voordeel bij gebruik van deze Flash, is dat de informatie behouden blijft indien de spanning wegvalt.
0.2.f"=====================""" 1 ...............~ ~ "1'" oj' "T" I"!";' t···············~········~···· ..~ j"'!"'~"~' .j.! .:... .: ~ ':. ; ":":"j'
:H:!:!:!Hi::!:!:::l::::::I:::T:tn:!iT:![!!:::[:::::n:::::F[::i::::i!n:T:l:~f.~~:~!~~i:H:;::::!::T:;::H: ···············i········~······i···+··t··i··~·+t·····
3
p (W)ll 0.
~
+ +i
~ ~ ..:.;;
~
:
··~····~···1···~··!··~·
i::::mmm:mm:::!iii:::m::m:ttTltm:mi:::::m:m:m::W!iU:::l:::!::H~j:::::::::i:::::~::w:m::::m::~t~::!::!1
••••••••.•.•.•• : •••••.•• ~ •••••• : •••• ~ ••• ~"1"~' ': '':'' .••••••••••••• -: •••••••• ~ ••••••: •••• : ••• ~.- •• ~ •• :.~.••.••••••••••• ~ ••••••••: •••••• ~ •••• ~ ••• : ••• ~ ••: •• ~.
-4
:::::::::::::::j::::::::1:::::f::Fr:j::rH:::::::::::::l::::::r·::i:::·j·:rj:+H::::::::::::::F:::::r:::r::j::rrrr ~~~~~~~~~~~~~~~f~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~l~~~f:~~j!~~~:~:;:~~~~~~~:~~ili~~~~~~~~~~~~~l~~!~~l~~~~~~~!~~~~~~~~~~~~~~~~~~!~~~~~~~\::~~~~~i~~~~~~l~~~~
10
:::::::::::::::F::::::r::::;::::r::~::~::~::l:r::::::::::::::~::::::::l::::::i::::l:::r:~::rr~:::::::::::::::f::::::T::::r:::r::rr:~:r
-5
10
t·
[. . ; ~ ·~···t··I··1'·~·t···············~········ ~ ~ ~ ~. "~"\"~'1"""" ~·····l···~···!· ··t··j··~· :::::::::::::::::::::::::::::::::::....."';:::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::::
~~~~~~~~~~~~~~~[~~~~~~~~~~~~~~~1~~~~L~±::1~~;~~;~~~~::::~~~~~~~~t~~~~~~~l~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~Ir~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~i~~~~~t~~I~I~I~1~~~~ ............... j .;: j i···.;.··j··.;:.·j·.;:·······.··· t·· j j ••• (•• ·j··i··;· i···· ; j ••••• ·;····t··· ~
j···;··i··~·
:::::::::::::::~::::::::l:::::[::::~:::t::~::~::l:t:::::::~~::::::t:::::···~··::::~::::i:::~:::~::!·f1··· . ··:::::::)::::::::~::::::~::::~::t::t:t:t:
':::::::::::d::::::::b:::i::::b~++!:b:::::::::,:::b::::,b:::b:bbH::!+:::~~r:~~~:b:::1,:::!:::bH+ .. .. .. : .. .. t··· .. ····.. ·.:, )..
10-6 ............... ............... ,
~
~
~
~ .. •• .. I·
~
• ..
~
~
~
~··I··~·
:.~
~
·t· ~
)
~
~
~
·c· .. ·· ., .. "I"'~"
~
~
~.~
············-:-········l······~····~···~···~··t··:·
·'''I··t·~······
"I" '1' ")"1")'
:::::::::::::::f::::::::~::::::j::::~:::+::~::~::~:+:::::::::::::::~::::::::~::::::f::::~:::~:::~::~::~:~:::::::::::::::+::::::::1::::::~::::~:::~:::~::~::~: ~
-7
10
4
10
figuur 3.3.
1··1· . J'" t·· ~ . 1"~·1..·· 5
10
····t..·.. ···~······!·· . ~
tl' ~ . !.t · · · ····t..······~·····l
~··· ~
. lll
6
10
7
10
Verbmik van microprocessor en geheugen bi} dataopslag met detectiealgoritme.
De microprocessor zal met een hoge frequentie continu moeten werken om het detectiealgoritme uit te voeren. Bovenstaand totaal verbruik geldt bij een RAM-geheugen van 1 Megabyte, d.w.z. registratie van een week ECG. Indien een langere registratieperiode gewenst is, zal het energieverbruik bij benadering geheel bepaald worden door het verbruik van het geheugen. Voor een langere periode van bijvoorbeeld slechts 1 maand is reeds een grote geheugencapaciteit noodzakelijk zodat het energieverbruik ontoelaatbaar hoog wordt in het geval van gebruik van RAM, namelijk ca. 1,6 rnA. In dit geval moet dus met de zuinige EEPROM gewerkt worden. Er is echter nog een zeer belangrijk nadeel. Het geheugen neemt vooral veel plaats in beslag. Een Megabyte geheugen, overeenkomend met een week ECG registratie van 1 seconde per 5 minuten, beslaat in het geval van de EEPROM een oppervlakte van lOx20 mm2 , afgezien van de sporen op de printplaat.
25
3.2.2 Dataopslag gedurende het laatste gedeelte van de meettijd. Een andere optie is om vaker ECG te registreren, zodat het algoritme om een afwijking te herkennen overbodig wordt, bijvoorbeeld een seconde per minuut. Deze data wordt in een geheugen geplaatst. Het benodigde geheugen wordt dan ontoelaatbaar groot. Daarom wordt, indien dit geheugen vol is, de oudere data overschreven door de nieuwere data. Hierdoor is aIleen ECG beschikbaar van een bepaalde, meest recente periode. Bij complicaties kan dan nagegaan worden hoe het ECG verliep in de periode vlak ervoor. In het geval dat de informatie van de laatste week gewenst is, is een geheugen nodig van 7*24*60*500=5,04 Mbyte. In het geval van een dag, 720 kbyte. Het voordeel van deze methode is dat het implantaat zolang werkt als de voeding toestaat en niet beperkt is door de geheugencapaciteit. Het algoritme wordt dan als voIgt:
IT-k~
Il~~
I'l~l
adress~~
~
cOI1vernie k1aar 2
figuur 3.4.
Algoritme voor dataopslag gedurende een bepaalde meest recente periode.
Rechtsonder in de hoek van de algoritmestappen staat het aantal benodigde machinecycli. De stappen tussen 'begin' en 'sleep-mode' moeten 500 maal per seconde plaatsvinden. Het totaal aantal machinecycli bedraagt 500*10 = 5000, hetgeen overeenkomt met 20.000*tosc met tos c = lIfos c ' Dit betekent dat de benodigde klokfrequentie, fos c ' minimaal 20 kHz is.
26
De microprocessor kan met deze laagst mogelijke frequentie geklokt worden gedurende ca. een seconde en wordt daama gedurende ca. 59 seconden in de 'sleep'-mode geplaatst waardoor het stroomverbruik verwaarloosbaar klein wordt (l J.LA in 'sleep' -mode). Ook in dit geval, waarbij het nieuwe datawoord altijd op het volgende adres geschreven dient te worden, kan het exteme adresseringsmechanisme gerealiseerd worden met een teller die het geheugen aanstuurt. De stand van de teller wordt door een uitgang van de microprocessor verhoogd waardoor het volgende adres aan het geheugen doorgegeven wordt. De bepalende factor voor het stroomverbruik van dit systeem is het geheugen. Indien wederom gebruik gemaakt wordt van de MCM3V4800A, krijgen we bij gebruik van 5 Mbyte (een week geregistreerde ECG) een stroomverbruik van 2 rnA. Wederom zal een geheugen, bestaande uit EEPROMs, gebruikt moeten worden, waardoor het stroomverbruik zeer gering wordt. Het verbruik is dan tot een minimum beperkt. Nadelen zijn de fysische grootte (afhankelijk van de gewenste meetperiode), de benodigde 12 Volt en de beperkte signaalinformatie.
27
3.3 Periodieke transmissie. De tweede mogelijkheid voorziet in de behoefte om informatie op te slaan in een geheugen en deze informatie uit te zenden indien het geheugen vol is of indien dit wenselijk is. In dit laatste geval is bidireetioneel verkeer noodzakelijk; dit heeft als voordeel dat bij meerdere implantaten met een ontvanger gewerkt kan worden. Bij een goede onderlinge afstemrning is dit ook bij periodieke transmissie mogelijk. Het nadeel is, dat extra eomponenten benodigd zijn en dit een hoger energieverbruik betekent. Periodieke transmissie heeft als voordeel dat de informatie van een langere periode tijdens een korte periode verstuurd wordt, waardoor de zender minder energie verbruikt. Ook in dit geval is het mogelijk om sleehts een fraetie van de tijd informatie te registreren, maar doordat de totale geheugeneapaciteit geen restrietie meer vormt, kan voor een betere analyse het totale ECG verstuurd worden. De data wordt wederom digitaal verwerkt en opgeslagen. Dit leidt tot de volgende eomponenten:
sensoren
-srt
~\
I
LJ I l
-l
filters versterkers
~
S&H
MPX
AID
I I1PROC.
~
H~ I
-
I
zender
I
I:=M S---g I
figuur 3.5.
ECG telemetriesysteem met tijdelijke dataopslag.
MICROPROCESSOR
Wederom wordt de PIC16C71 van Microchip gebruikt vanwege zijn laag vermogen en gesehiktheid voor deze toepassing. Het algoritme ter verwerking van het ECG ziet er als voIgt uit:
28
ide nee kanalen )-_---~ klaar 2 /
nee
geheugen vol 2
adre~
eindadres
figuur 3.6.
?
Algoritme voor opslag van ECGs met periodieke transmissie.
am het stroomverbruik te minimaliseren kan in dit geval gewerkt worden met de lage oscillatiefrequentie van 20 kHz, of een hoge oscillatiefrequentie met een 'sleep' -periode. Omdat de informatie gedurende een korte tijd uitgezonden wordt, moet de uitgestuurde bitsnelheid hoog zijn.
29
Daarom wordt gebruik gemaakt van een hoge oscillatiefrequentie in combinatie met de 'sleepmode'. Bovendien wordt de schrijf- en leestijd naar en van het geheugen korter bij hogere frequentie, zodat het stroomverbruik van het geheugen lager wordt. De tijd die nodig is om een sample te verwerken, bedraagt gemiddeld 11 machinecycli. Per seconde dienen 500 samples genomen te worden. Gedurende deze tijd plus de opstarttijd van de oscillator (1024 tosc) is de microprocessor actief. Daarbij komt nog de tijd dat data uit het geheugen gelezen moet worden om naar de zender gestuurd te worden. Indien wordt uitgegaan van een bitsnelheid bij het zenden van 1 Mbit/s dan betekent dit dat 0,2 % van de tijd benodigd is om te zenden. Voor het gemiddelde vermogen geldt dan:
p
~proc
=VY =3
I
r:us
t
+
3 [(22000 + 1024)t osc + 0,002] (I act
Itos c l
-
I
rus
t)
waarbij Iacl de stroom bij actieve werking voorstelt, welke weergegeven wordt in figuur 3.3. l rusl bedraagt 1 /LA. Deze dissipatie wordt weergegeven in figuur 3.7. Tijdens het opstarten van de zender, een periode welke noodzakelijk is om de ontvanger tijd te geven om zich in te stellen, bevindt de microprocessor zich nog in de 'sleep'-mode. Gedurende deze tijd wordt een ongemoduleerde draaggolf uitgezonden, waarop de PLL van de ontvanger zich kan instellen. De zendtijd is gebaseerd op de hoeveelheid data van het ECG, zonder enige controle- en foutdetectiebits. De noodzaak en omvang van deze besturingsfuncties is afhankelijk van de kwaliteit van het kanaal en de nauwkeurigheid waarmee de data verwerkt dient te worden. Met realisatie en consequenties van deze elementen is nog geen rekening gehouden.
GEHEUGEN.
Ret adresseren van het geheugen kan wederom eenvoudig met een teller gerealiseerd worden omdat zowel bij schrijven als bij lezen altijd het volgende adres benodigd wordt, hetgeen door verhogen van de tellerstand verkregen wordt. Met het geheugen van 512k x 8 bits, de MCM3V4800A, van Motorola kan een periode van 17 minuten ECG opgeslagen worden. Per seconde wordt 500 machinecyc1i geschreven. Ret uitzenden van de informatie gebeurt op zeer hoge snelheid, maar omdat de gemiddelde instroom in het geheugen gelijk moet zijn aan de uitstroom, wordt ook gemiddeld 500 machinecyc1i per seconde data uit het geheugen gelezen. Onafhankelijk van de bitsnelheid naar de zender, wordt 1000 machinecyc1i per seconde gelezen en geschreven. Ret verbruik van het geheugen is dus afhankelijk van de klokfrequentie van de processor:
p geheugen = V Y = 3 I rust
+ 3 *4 *1000 *t osc (I act - I
Dit verbruik staat ook weergegeven in figuur 3.7.
30
rust
)
10
-1====================-.-.... :::::::::::::::,::::::::::::::,::::":::i::,::::,::;:::::::::::::::i::::::::,,:::::i::::i:::,,::i::,::i:.:::::::::::::::;::::::::i::::::;::::i:::,:::i::i::i: ...............( ( .;....•..•...;.(..) ······.·.·I········;:······I····~···y··I··;:··I·,:.···············)········1······.····'···1···.··1··;.
:::::::::::::::~::::::::+:::::~::::+:::~::~::f:~::f:::::::::::::::~::::::::~::::::1::::~:::+::~::i::l:t::::: ::::::::::~::::::::l::::::~::::~:::i:::~::~::~:
,TFrnFIFFliHIHFFFli!!il
10 :::::::::::::::t:::::::~:::::~::::f.:::~::~::~:~::~:::: :::::::::::i::::::::~::::::j:::t::#.::!::~::i:~:::::::::::::::~::::::::i::::::~::::!:::!:::~::i::t
···············<···..·..
·~·····(····(····~··t,··)o·(··~··.....
·· .. ·\········(······'····1·.. <···1··(··1·0;················~········I······~····I···t···) .. ,··)·
:::::::::::::::~::::::::r::::~::::f::~::~::rr~:::::::::::::::~::::::::F::::~::::~:::r:~:::::::::::r:::::::J::::::~:::r:I:r:~::r : : : ::: :::: : ::: :::: : : :
:
:
:
...............r·······T·····r ···Y···~··;·· T'r'f'··············1· ••••••••••••••• ,:•••••••••;. ••••• .i:•••• ,t. ••• ~ •. .i:•••;' •.i:•• ~ ••••••••••••••• i
3
10-
::
r' : "':"'Y"l"r'l'T'" ·········f ········l······f· ···~···r··~··1··1·
·
.i:•••••• i
i.... '.. ';.. i.~
,.. ~
·
j.. ····~· i i.. ·;··j..;.
:::::::::::::::L:::::L::LoLt=l::JJL:::::::::::::i::::::::l::::::i::::!:J:i::bi:!::::::::::::::r:::::J:::::l:::J:::LI::U: .........••....
~
":' •.... .••• ':" •••: •. .. ~
~
•.: .••........•••. :.•......
":'.~
~
:•••. :
':" .• :•• :.• :.1' ••.............: •.•••.•. :..••••: •...: ..• :••••":'
.............. ~...•..•..: ••... ~.••• <- •••: •.:.. ':".~•. ~ ••. ·•····••••.. !········:···· ..:····:· .. <-··l··:··!·':" ..•....··•·....: ...•....:••••••: •...:...:••• ~ ••:•.:.
:::::::::::::::j:::::::::;:::::r:+:::~::j::+:n::::::::::::::::::::::::j:::::::::::j::::;:::::j::j:t:::::::::::::::;:::::::::::::::;::::::::j)::q: ···············~········t·····~····t···t··t·t·~··t···············j········~······;····~···t··~··~··~·t···············t········~······t····~···~···t··~··f·
.......······..i··..····.;·····i····;···;··i···;.·i··;···
1
-4
:
~1~~111~ ::~iiiii
·i········i······j····i···~ ..·i··t·.j.;,.
~
i
; ~ ~
1111~~11
i'i:iiii
j
; •...j .•• j•••; •• j ••;.
111~11~ ~'iii'i
10 .. :::::::::::::(:::::::::::::::::C::::~:::}:::C::::::(::j::::::::::::::::j::::::::(::::::j::::i:::~::i:::C::j:~:::::::::::::::;:::::::::j::::::;:::::;:::i:::i::j::i: :::::::::::::::1::::::::::::::1::::F~:T::H:::::::::::::::E::::::T::::C:E::EETEL::::::::::::r::::::'1':::::r:+::CH+
...............i
........···
,:
.;.
,:
··;.· i
,:
~ .. ,:
;.. .i:••; ••••••••••••••• j •• •••••• i
,:.···j.•• ,: ;.•.i:••; ••••••••••••••• i·
i
j •••• j••• ,t. •• j •• {·.j.,;. .......•••••••• j. •••••••• j ••••••; •••• i
i ; .. j ••; •
i
j .•.; .. j ••;.
i ,t. •• j.·,:.. j.,:
;
j ••••..; ••.• i
:::::::::::::::~::::::::::::T:::::::J::::::l::::l:::i1if.t~~9~·!""T·+"!"·HT 1~~1~~1:
1
jj~111~i
j
11~~lj~
-5'--_~.....-.-'---'..................' - - _ - ' - - - ' -............................_ _L-~-'--'-..................,
10
4
10
figuur 3. 7.
5
10
6
10
7
10
[0.< (Hz)
Verbruik van microprocessor en geheugen bi} periodieke transmissie.
Hier is het geheugen de bepalende factor voor het stroomverbruik. Dit verbruik zal bij vergelijking met continue transmissie aan de hoge kant blijken te liggen. Om dit verbruik aanzienlijk te reduceren, kan gewerkt worden met een processor met een redelijk intern RAM geheugen. Voor een redelijk intern geheugen van meer dan 500 bytes RAM (1 seconde ECG) zijn aIleen microprocessoren verkrijgbaar, die op aIle andere fronten een overcapaciteit bezitten voor onze toepassing. Dit manifesteert zich in een veel te hoog energieverbruik. WeI is het bijvoorbeeld mogelijk een processor te gebruiken met 192 bytes RAM intern (redelijk zuinige processoren van NEe, Microchip en SGS Thomson). Dit betekent dat het geheugen iedere 384 ms vol is en de verzamelde data verzonden dient te worden. Wederom kan met twee klokfrequenties gewerkt worden, een langzame voor de dataopslag en een snelle voor de zendperiode. Hiervoor zijn echter twee aanpassingsperioden voor de microprocessor nodig, gedurende de 384 ms, welke een periode van niet functioneren betekenen. Om vooral de inschakeltijd van de lage klokfrequentie te beperken moet deze al vrij hoog zijn. Het is beter om met een hoge frequentie te werken in combinatie met een sleep-' of 'stopmode hetgeen ongeveer hetzelfde verbruik geeft, zoals uit figuur 3.7 blijkt. I
I,
Om geen infonnatie verloren te laten gaan moet de zender tussen twee samples in, aIle informatie zenden. Tijdens het zenden ook infonnatie opslaan veroorzaakt problemen met de vereiste intervallen tussen samples en de vereiste intervallen tussen de te zenden bits wegens het mogelijk moeten samenvallen van die gebeurtenissen. Er moet daarom gewerkt worden met een zeer hoge frequentie. Aan elke infonnatieoverdracht moet een zendperiode voorafgaan om de ontvanger in de gelegenheid te stellen in te locken op de zendfrequentie.
31
Deze periode (ca. 30 ms bij een standaard ontvanger) is wezenlijk langer dan de periode dat de werkelijke datatransmissie plaatsvindt, die nl. 1,5 ms bedraagt indien tussen twee samples gezonden wordt met een bitsnelheid van 1 Mbit/s. De zender wordt dus niet efficient benut. Door de wijze van zenden worden hoge eisen gesteld aan de verwerking aan de ontvangstzijde.
ZENDER.
Voor de zender geldt een aantal mogelijkheden. - Standaard FM zender in het frequentiebereik 70-120 MHz. Indien de draaggolf van de zender direct gemoduleerd wordt met het digitale datasignaal, betekent dit, dat de input van de zender een bandbreedte moet hebben van 500 kHz. Deze laatste eis impliceert dat geen gebruik gemaakt kan worden van standaardzenders, daar geen standaard FM zender in dit bereik een IF ingang heeft met een dergelijk grote bandbreedte. De zender moet dus zelf samengesteld worden. De benodigde commercieIe standaardcomponenten zijn weI goedkoop verkrijgbaar. Commerciele zenders kunnen bij deze frequenties storingen veroorzaken. Om de bitfoutenkans te verkleinen [Haykin, 1988], by. in het geval van een onzuiver kanaal, kan i. p. v. een in frequentie gemoduleerde draaggolf, DPSK (Differential Phase Shift Keying) gebruikt worden. Dit kan gerealiseerd worden door de FM zender aan het begin te voorzien van een invertor, een JK-Flipflop en een amplitude shifter [Blahut, 1990]. - FM zender met een draaggolffrequentie van meer dan 1 GHz. Deze frequentie wordt om een aantal redenen geprefereerd boven de commerciele frequenties. Het is rustiger in dit frequentiegebied voor wat betreft andere, storende, signalen. Ook is bij dergelijke hoge frequenties slechts een zeer korte antenne nodig en wordt straling minder gedempt. De richtingsgevoeligheid, moeilijke realisatie, en de benodigde ontvanger voor deze frequenties vormen de nadelen. Een standaard, geminiaturiseerde, zender werd niet gevonden, hetgeen betekent dat men zelf een dergelijke zender inclusief filters en versterkers voor deze frequenties in het implantaat zou moeten implememeren. Passieve mixers voor deze frequenties zijn tegenwoordig goed verkrijgbaar, bijvoorbeeld van Mini-Circuits ™ (nederlandse leverancier: BFIIBEXSA BV). Stabiele oscillatoren kunnen gerealiseerd worden met behulp van keramische resonatoren, waarvan Siemens een groot aantal soorten ontwikkeld heeft. Een groot nadeel is dat de werking van deze resonatoren ontstaat door plaatsing op een bepaalde positie en afstand ten opzichte van sporen op de printplaat. Dit leidt tot bepaalde eisen die miniaturisatie tegenwerken. Dergelijke oscillatoren zijn te koop en worden geleverd met printplaat en componenten. Tegenwoordig zijn worden door diverse fabrikanten IC-microgolf filters, zenders en antennes ontwikkeld. Nadelen vormen de hoge kosten en complicaties bij metingen aan de zender.
32
3.4 Continue transmissie. Bij continue transmissie worden de analoge ECG-signalen samen met referentie- en synchronisatiesignalen gemultiplext. Dit analoge signaal wordt dan via een FM zender verzonden. De referentiesignalen worden van de voedingsspanning afgeleid met behulp van een eenvoudige weerstandschakeling. Er zijn geen microprocessor en geheugen nodig; de signalen worden analoog verwerkt.
--
sensoren, filters en versterkers MPX referentiesignaal generator al
~
L---~
figuur 3.8.
ZENDER
- -
L-
ECG telemetriesysteem met continue datatransmissie.
MULTIPLEXER.
Voor dit onderdeel kunnen standaard componenten gebruikt worden. De multiplexer wordt aangestuurd door een binaire kanaalkiezer, welke gerealiseerd wordt door een eenvoudige teller.
ZENDER.
- FM zender in het frequentiebereik van 88-108 MHz. De bandbreedte van het ingangssignaal hoeft in dit geval niet hoog te zijn. Een eenvoudige, geminiaturiseerde, commerciele FM zender is de XFM-7L van Biotelemetries, Inc. De draaggolffrequentie bedraagt ca 103 MHz. Deze zender werkt niet met een kristalgestuurde oscillator, waardoor carrierdrift kan ontstaan. Derhalve is het aan te raden een ontvanger met AFC te gebruiken. De specificatie van deze zender is opgenomen in bijlage 2. Vooral de fysische grootte en het verbruik zijn uitermate gunstig voor deze toepassing. - FM zender met een draaggolffrequentie van meer dan 1 GHz. Om een betere kwaliteit van het kanaal te verkrijgen, kan op een veel hogere frequentie (> IGHz) gezonden worden. Minder storingen en een kleinere antenne zijn de voordelen. Voor deze zender geldt hetzelfde als vermeld in 3.3. 33
3.5 Conclusie van de onderzochte ECG-meetsystemen. Hoewel bij volledige dataopslag gedurende de totale meettijd geen informatie verzonden wordt, met aIle voordelen vandien, kleven er toch voornamelijk nadelen aan dit systeem. Ten eerste is een grote hoeveelheid geheugen nodig. Het energieverbruik wordt dan erg groot evenals de benodigde fysische ruimte. Bovendien manifesteren zich complicaties bij het aansturen van een dergelijk groot geheugen. Een tweede nadeel is dat in dit geval slechts enkele uren ECG beschikbaar is, geregistreerd over een periode van een maand, waardoor nauwkeurige analyse bemoeilijkt wordt. Ook is deze informatie pas na verwijdering van het implantaat beschikbaar zodat controle en ingrijpen tijdens de observatieperiode niet mogelijk is. Indien het implantaat door een technisch defect niet meer functioneert, blijft dit onopgemerkt tot na de poging tot uitlezen van de informatie. Een systeem waarbij een defect tijdens de meting geconstateerd wordt, wordt daarom geprefereerd. Bij gebruik van een EEPROM blijft in ieder geval de informatie welke gedetecteerd is tot aan het tijdstip van een defect, behouden. De methode waarbij slechts een bepaalde meest recente periode geregistreerd wordt, is, wat betreft het energieverbruik, zeer aantrekkelijk indien EEPROMs als opslagmedium gebruikt worden. De afmetingen van het implantaat zuHen echter veel groter zijn dan die bij continue transmissie. Bovendien wordt slechts een korte periode geregistreerd. Afwijkingen die zich op langere termijn ontwikkelen, kunnen dan onvoldoende geanalyseerd worden. Verder is ook hier maar een klein gedeelte van het gehele ECG beschikbaar. Of dit voldoende is voor een degelijke analyse, hangt af van de eisen aan het onderzoek, maar zal zeker nadelig zijn voor andere doeleinden. Het voornaamste vermogen bij continue transmissie wordt gedissipeerd door de zender. Bij gebruik van de XFM-7L bedraagt deze 390 /lA. Om het verbruik van het geheugen bij periodieke transmissie met een extern RAM onder dit niveau te brengen, dient gewerkt te worden met een frequentie van meer dan 1,6 MHz. Er zal met hoge frequenties gewerkt moeten worden om een aanzienlijk lager verbruik te verkrijgen. Bovendien is een ideale werking van de processor en het geheugen verondersteld, d.w.z. er is nog geen rekening gehouden met lekstromen, extra benodigde componenten en softwarematige complicaties. Het zal duidelijk zijn dat deze methode zijn doel, energiebesparing door periodiek te zenden, voorbij schiel. Bij gebruik van een intern RAM lijkt het periodieke zendsysteem erg op continue transmissie. De energiebesparing van het systeem weegt niet op tegen de complexiteit van niet aIleen registratie en transmissie van de data in het implantaat maar ook de ontvangst en verwerking aan de ontvangstzijde.
34
Een verdere voordeel van continue transmlSSle boven het systeem met periodieke transmissie is het kleine aantal componenten. Naast de geringere kosten is dit essentieel voor een minimaIe grootte van het implantaat. Vooral een geheugen of een uitgebreidere processor en de bijbehorende sporen op de printplaat zouden een aanzienlijke ruimte in besiag nemen. Bovendien is de kans op defecten bij een eenvoudig systeem kleiner. I
I
De informatie is direct beschikbaar, zodat, zonodig, ingegrepen kan worden, een voordeel dat niet vereist is, maar weI mogelijk een Ieven kan redden en ook bij Iatere toepassingen een belangrijke rol kan spelen. Ret beste en ook eenvoudigste telemetriesysteem voor deze toepassing is een continu zendend systeem, zoais in het voorafgaande beschreven. De zendfrequentie zal in de commerciele FM-band liggen. Realisatie van een geminiaturiseerde zender voor frequenties boven 1 GRz is vooralsnog ongeschikt voor dit project. Ontwikkelingen op dit gebied gaan echter snel, zodat in de toekomst waarschijnlijk weI gewerkt kan worden met dergelijk hoge frequenties, eventueel in combinatie met spread spectrum technieken. Voor de hoge richtingsgevoeligheid van de zender moet dan weI nog een oplossing bedacht worden. Optimale ontvangst wordt verkregen met een ontvanger die speciaal voor het systeem ontworpen is, d. w.z aangepast aan de bandbreedte van het verzonden signaa!. Om echter tijd en kosten te besparen wordt in eerste instantie gewerkt met een standaard FM-tuner. De extra ruis wordt op de koop toegenomen. Later kan dan een idealere ontvanger gebouwd worden, eventueel voor een frequentie buiten de commerciele FM-band om de kans op mogelijke storingen te verminderen. VoBedig richtingsongevoelige antennes zijn praktisch niet te realiseren. Bovendien Ieidt richtingsongevoeligheid tot meer ruis op het ontvangen signaa!. Derhaive zal gewerkt worden met eenvoudige dipoolantennes.
Ook geheugens worden nog altijd verbeterd. De fysische grootte zal echter niet meer veel kleiner kunnen, tenzij totaal nieuwe technieken ontwikkeid worden. Vooral de benodigde aansluitpinnen bepalen de grootte van de component. Systemen waarbij vee1 opsiagruimte benodigd is, zuBen niet geschikt zijn indien de afmetingen van het implantaat tot een minimum beperkt moeten worden.
35
F49 I +3U
INN A L.---+~B
C
•
")-..-----4---[~]__---_HTl1
2 ~
011 f-'3"--
...,
S 6 7
VEE .3U
+3V
T
A
+
IN
XFM-7
BIOTELEMETRIes HEF4813B
QI-l:--~ ......~............- - _ - - - _ - Q
CR2i??
3U
PROJECT
ECG TELEMETRY SYSTEM 2 channel TRANSMITTER
D£SIGN
l. DOHMEN
REUt-fl
o
REU BY
hc) INSTRUMENT SERUICES figuur 4.1.
36
Schema van de gefmplanteerde zender
DATE SHEET DATE
28-10-199"
R. U. 11 t'iBl.ro
4.
DE GEIMPLANTEERDE ZENDER.
4.1 Ontwerp. Een continu zendend systeem is bij wijze van proef reeds gebouwd door de Instrumentele Dienst van de Rijksuniversiteit Limburg, samen met een bijbehorende decoder. Het schema van de zender staat weergegeven in figuur 4.1. De signalen van de elektroden worden gefilterd, versterkt, begrensd door de twee diodes en vervolgens samen met de twee referentiesignalen doorgestuurd naar de multiplexer, HEF4015B. Daar de referentiesignalen afgeleid zijn van de voedingsspanning, kan aan de ontvangstzijde de batterijspanning bepaald worden. De kanaalkeuze van de multiplexer vindt plaats door de teller HEF4040B, welke aangestuurd wordt door de oscillator van ca. 4 kHz. Met het gemultiplexte signaal wordt de FM-zender XFM-7 gemoduleerd. De zendfrequentie is zeer afhankelijk van de voedingsspanning. Stabiliseren van deze spanning zou extra energie vergen. Omdat deze frequentieverandering echter maar zeer geleidelijk plaatsvindt, is ervoor gekozen om de zendfrequentie bij controles in de gaten te houden en zonodig de ontvanger bij te stellen. Bij de ontwikkeling van dit systeem werd geen intensief onderzoek verricht naar het gedrag van een zender in biologisch weefsel en naar maximale energieoverdracht van zender naar antenne. Derhalve zal een poging ondernomen worden de zender alsnog te optimaliseren voor deze omgeving. De voeding bestaat uit een eenvoudige 3 Volt Lithium cel. De totale zendtijd is nog niet vastgesteld, maar na twee maanden was de zender in ieder geval nog steeds werkzaam. Voor langere levensduur kan gebruik gemaakt worden van cellen met een hoge energiedichtheid, welke vee1al gebruikt worden in pace-makers.
4.2 Impedantieaanpassing. De uitgangsimpedantie van een FM zender bedraagt standaard ca. 50 Ohm. Om maximaal vermogen naar de antenne te sturen, kan aangetoond worden dat de antenne"impedantie dan ook 50 Ohm moet bedragen. De antennelmpedantie is gedefinieerd als de verhouding van de spanning in het beginpunt van de antenne tot de stroom in dat zelfde punt. Voor de in het biologisch weefsel gelmplanteerde antenne gelden andere specificaties dan voor een antenne in lucht of vacuum. De antenne bevindt zich vlak onder de huid tussen huid en spierweefsel. Gegevens over deze media staan beschreven in de literatuur [King, 1981]. Deze twee media hebben een relatieve perrneabiliteit die zeer frequentieafhankelijk is. Bij een zendfrequentie van ca. 103 MHz vinden we een waarde van ca. 75. Door dit verschil met de perrneabiliteit van de lucht ontstaan reflecties. Deze reflecties zijn dus ook afhankelijk van de frequentie. Het percentage dat doorgelaten wordt door de huid is af te lezen in figuur 4.2.
37
0,3 d=O,l em
jG(d,t)1
/ 0,2
/~-------
~,5em
d=l em
0,1
1000
2000
3000 f(MHz)
figuur 4.2.
Grootte van transmissiecoefficient door huid.
Ca. 85 % van de straling die naar de huid beweegt, zal dus gereflecteerd worden naar het spierweefsel. Omdat de EM-golven bij deze frequentie redelijk snel uitdoven in een zoutwateromgeving zoals spierweefsel, kunnen we een grove benadering toepassen, om een idee te krijgen van de impedantie van de antenne.
We beschouwen de antenne in een oneindige omgeving met aIleen spierweefsel. In spierweefsel (en in huid) bedraagt de golflengte ca. 28 cm. Voor het gemak gaan we uit van een )./4-antenne. We krijgen zo een antenne met een lengte van 7 cm. Omdat de antenne een resonant systeem vormt, is de impedantie reeel. Indien de warmteverliezen in de antenne worden verwaarloosd wordt de impedantie enkel gevormd door de stralingsweerstand. Voor de stralingsweerstand in vacuum [Zinke, Brunswig, 1965] van een )./4 golflengte antenne geldt, dat deze rechtevenredig is met de golfweerstand
38
In een ander medium wordt deze evenredigheid:
zr
oc
~
J.lOJ.l
r
e oe r
De magnetische permeabiliteit heeft in biologisch weefsel de waarde 1. In een praktische realisatie heeft de A/4-antenne in lucht (ongeveer gelijk aan vacuum) een stralingsweerstand van 50 Ohm. Met de relatieve permeabiliteit van het weefsel wordt deze:
Rs
=
R sO
=
50
= 5,77
Q
Omdat de impedanties van zender en antenne niet gelijk zijn, moet voor maximaal zendvermogen van de antenne, de impedantie aangepast worden. am naast de impedantieaanpassing tevens een filterwerking te verkrijgen om de hogere harmonischen weg te filteren, wordt een pi-filter gebruikt. Door het gebruik van drie componenten ontstaat een mate van vrijheid waardoor beide functies gerealiseerd kunnen worden. De geschikte waarden worden bepaald door het netwerk te splitsen in een omlaag transformerend gedeelte en een omhoog transformerend gedeelte:
L,
: -r:l'~[
Rz
:
c,
l
figuur 4.3.
L2
I
)~
:
C2
~~
Pi-nerwerk ais impedantieaanpassing.
Het geheim van het ontwerp van een matching netwerk is de mogelijkheid om een serieschakeling van componenten weer te geven als een equivalente parallelschakeling en omgekeerd, waarbij iedere conversie slechts geldt bij een frequentie. De vrijheid van de schakeling wordt geboden door de vrije keuze van Rim' WeI moet gelden dat deze (virtuele) weerstand kleiner moet zijn dan zowel die van de zender, als die van de antenne.
39
Als eerste beschouwen we het rechter gedeelte. De combinatie C z en een serieschakeling van ~erie en Cserie, met:
R
.
ser~es
=
en
1
GJR 2C a
=
~
vervangen we door
2
Om de impedanties gelijk te laten lijken, moet gelden:
Rim
= ~eries
Voor C z geldt dan:
De waarde van Lz moet zodanig gekozen worden dat deze de schijnbare Voor Lz geldt dan: 1
= R.
10
tR a C
=
L
R int 2rrf
C serie
compenseert.
~ C -
~
.L
Voor het linkergedeelte van de pi-schakeling geldt dezelfde soort berekening zodat:
Voor de benodigde spoel geldt dan:
waarbij het gelijkteken aIleen mogelijk is indien Za=Zz. Een bovengrens voor de spoel wordt nu gegeven door: L <
Ra 4rrf
+
R
-
4rrf
= 43 nH
Deze waarde is zo klein dat de invloed van parasitaire inductiviteiten en capaciteiten veel te groot wordt en waarschijnlijk zelfs overheersen. Daarom is het niet mogelijk een voorspelbare aanpassingsschakeling te ontwikkelen voor deze frequentie. Ook bij andere schakelingen volgens dit principe blijken de componenten een te kleine waarde te bezitten. 40
Een andere mogelijkheid wordt gegeven door de impedantie aan te passen met behulp van een transmissielijn. Deze bestaat uit een 'microstrip-baan'-netwerk. Dit is een transmissielijn, bestaande uit een brede geleider aan de ene zijde van de printplaat en een aardvlak, gevormd door geen koper aan de andere zijde van het bord te verwijderen.
I
W I
-
fi ber printbord
T=
koper aardvlak
figuur 4.4.
Transmissielijn als impedantieaanpassing.
De karakteristieke impedantie van de lijn hangt af van de breedte van de bovenste geleider. Bij reele in- en uitgangsimpedantie moet voor de karakteristieke impedantie gelden [Hardy, 1979]:
vR R. In
Ul
t
Voor de impedantie van de transmissielijn geldt: 377_T_ W./e [1 + 1 V r
1 r
735e
r
-0,0724 (~) -0,836] T
Met deze formule kan de benodigde breedte van de geleider bepaald worden. Ervan uit gaande dat de golf in het bord blijft, geldt voor de golflengte: Ast rlp . ="0 -
.;e;
met Ao de golflengte in vacuum.
41
Bij gunstig gekozen materiaal heeft de relatieve permeabiliteit een waarde van 10. De lengte van de transmissielijn wordt dan gegeven door:
1
AstriP - = =4
/\0
4Fr
=
2,9 12,6
= 0,23
m
Dit lOU betekenen dat we een transmissielijn nodig hebben met een lengte van 23 cm, hetgeen te groot is voor deze toepassing. Een optimale aanpassing is dus niet mogelijk, maar hoe zit het dan met enige verbetering? Aangezien het niet mogelijk is om de impedantie perfect aan te passen, wordt getracht deze toch enigszins te verbeteren. Aan de hand van de volgende schakeling wordt het vermogen van de antenne onderzocht indien deze via deze schakeling aan de zender wordt aangesloten:
figuur 4.5.
Schakeling ter bepaling van de invloed van condensatoren op de vennogensoverdracht.
De capacltelt C s verhoogt de grootte van de antenne'impedantie en filtert eventuele laagfrequente signalen uit. De capaciteit Cp is bedoeld om hogere harmonischen weg te filteren. De totale impedantie van het systeem bedraagt:
Met Xs = wCsen Xp = wC p • Voor het vermogen dat gedissipeerd wordt door de totale antenne'impedantie geldt:
42
In MATLAB wordt het vermogen gesimuleerd met alle combinaties van capaciteitwaarden met het programma cpa.m. Deze waarden lopen van IpF tot 190 JlF in stappen van 10% van de oude waarde. De matrix C bevat na afloop in de eerste en tweede kolom de waarden van C p resp. C s ' De derde kolom bevat de bijbehorende waarde van f /E2 • Ret resultaat is gegeven in figuur 4.6. -3
10
X
2
/
1,8
p,
E2
1,6
> I{f!
~
~f~,~1
,~ ~~~I
I 1,2
11 1,1
II
II
1,4
~ ~ I
11
11'
II1III111111
I
I~I~ ~
I
,,II
I
C
I
s
Cp~KI
I
,I
}
}
I
I
?
}
}
»
Cs Cp~K2
K i~ 1,1
X
Cs
»~
Cp=K)
Cp~K4
Ki_l
0,8 0,6
II
' I' I
I,
'II II
0,4
I 0,2
II
I
1'1
o
figuur 4.6.
1 ~lrl~Iflllnn, f
>
Vennogensoverdracht bij gebruik van de parallelle en seriele capaciteit.
De omhullende ontstaat door vanatle van de parallelle condensator Cp , terwijl de hoogfrequente' vermogensverandering ontstaat door de variatie van Cs tijdens een vaste waarde van Cpo Ret maximaal mogelijke vermogen is gelijk aan het vermogen dat gedissipeerd wordt indien de antenne direct aan de zender wordt aangesloten (Pa = 1.855 E2)! Dit betekent dat de schakeling geen positieve invloed heeft op de vermogensoverdracht. WeI blijkt dat, indien een parallelle condensator gebruikt wordt om hogere harmonischen weg te filteren, de capaciteit kleiner moet zijn dan 18 pF. I
43
Indien de parallelle capaciteit tussen antenne en seriele condensator wordt geplaatst, worden enkel slechtere resultaten gevonden. Ook het werken met spoelen geeft geen verbetering. Op dezelfde wijze is ook het pi-filter onderzocht. Ret vermogen van de antenneweerstand bij gebruik van pi-filter werd bepaald bij vaste waarden van C 1 en variabele waarden van de spoel L en capaciteit C2 • De simulatie in MATLAB met het programma pipa. m produceert een matrix C welke in de derde kolom de waarden van P/E2 weergeeft. De eerste en tweede kolom geven de waarde van L resp Cpo Ret significante deel hiervan is weergegeven in figuur 4.7. Bij C 1 = 200 pF werd bijvoorbeeld de gewenste piek verkregen:
x 10
-3
5
4,5 p,
4
E2
3,5
3
2,5
1,855
1.5
,vv 0,5
~
L/
figuur 4. 7.
~
1/
~
C2
>
Vennogensoverdracht bij gebruik van een pi-filter.
De topwaarde komt overeen met ideale impedantieaanpassing. Om de aanpassing enig nut te laten hebben, moet P/E2 groter zijn dan 1,855. De matrix P, welke ook gevonden wordt met het programma pipa.m, bevat alle combinaties van L en C2 waarvoor dit geldt. Rieruit bleek dat voor de spoel geldt: 4,4 < L < 22 nH. Ook deze aanpassing is praktisch niet te realiseren. Voor andere waarden van C 1 werden eveneens dergelijk lage waarden gevonden.
44
In andere gevallen blijkt de pi-schakeling geen of zelfs een negatief effect te hebben op het vermogen dat aan de antenne wordt geleverd. Voor enige aanpassing moet het reele deel van zender en antennesysteem gelijk worden, terwijl het daardoor ontstane reactieve deeI bijna geheel gecompenseerd moet worden. Gebeurt dit niet voldoende, dan is er geen sprake van enige verbetering. Aangezien de antenneimpedantie groter wordt indien de antenne langer wordt, leidt een langere antenne tot een hoger stralingsvermogen. Er moet echter weI gezorgd worden dat de antenne een resonant systeem blijft. Een zeer geschikte lengte is de zogenaamde 51./8antenne. Deze heeft namelijk enige versterkende werking en is voor implantatie nog geschikt. De fysische lengte van de antenne wordt dan 17,5 cm.
De zender werd in een bak (20cm x 30cm x 40cm) fysiologisch zout gedompeld (0,9 massa % NaCl). Vervolgens is het spectrum van het signaal, dat door een andere antenne ontvangen werd, zichtbaar gemaakt op een spectrumanalyzer. De bedoeling was om de antenne onder praktische omstandigheden aan te passen, door het varieren van de fysische lengte, maar verschillen werden nauwelijks waargenomen. Ook meten van de veldsterkte zou weinig resultaat hebben doordat de zender maar een zeer zwak veld produceert. Derhalve is gewerkt met een antenne van (de theoretische) 17,5 cm. Het signaal bleek toch nog redelijk sterk te zijn, maar toonde een grate richtingsgevoeligheid. Dit vormt een probleem, omdat de gelmplanteerde zender veelal van positie verandert. Met behulp van een parallelle condensator is getracht het verbruik te beperken door het wegfilteren van de hogere harmonischen. Er werd echter geen verbetering geconstateerd wat het stroomverbruik betreft, hetgeen betekende dat het verschil in straomverbruik kleiner is dan 1 promille, zodat deze filtering achterwege wordt gelaten. De lastige zendfrequentie, de beperkte ruimte en de fysiologische omstandigheden beletten een verbetering van het uiteindelijke zendvermogen. Om dit op te vangen wordt dit probleem verplaatst naar de ontvangstzijde, waar met behulp van geschikte antennes in geschikte posities en, indien nodig, een verhoogde gevoeligheid van de ontvanger(s), een goede ontvangst mogelijk moet worden gemaakt.
45
5.
ONTVANGSTSYSTEEM.
5.1 Ontvangst van het radiosignaal. De beste ontvanger voor het signaal is een ontvanger die ontworpen is voor een draaggolffrequentie van ca. 103 MHz en voor de bandbreedte van het verzonden signaal. Een standaard stereo ontvanger werkt met een veel grotere bandbreedte voor een stereo radiosignaal. Deze grotere bandbreedte zorgt ervoor dat een deel ongewenste signalen in het ontvangen meetsignaal terecht komen. Dit manifesteert zich in ruis op het meetsignaal. Om echter tijd en kosten te besparen is toch gekozen voor een standaard ontvanger en wordt deze ruis op de koop toegenomen. Een deel van de ruis kan alsnog met behulp van een LCfilter verwijderd worden. Indien wenselijk kan later alsnog een zelf ontworpen, betere ontvanger gebruikt worden, daar deze onafhankelijk werkt van de rest van het ontvangstsysteem. Met behulp van de digitale tuner en een dipoolantenne is de ontvangst van het uitgezonden signaal bekeken. Deze tests staan beschreven in 5.4. De polarisatie vormt het grootste probleem. Bij bepaalde standen van de antenne van de ontvanger ten opzichte van die van de zender is de ontvangst slecht of zelfs niet mogelijk. Bij slechter wordende ontvangst neemt de ruis toe totdat het signaal op een gegeven moment volledig vervormd is. De mate van de ruis geeft dan ook de kwaliteit van de ontvangst aan. Om deze slechte ontvangst te voorkomen, zijn er twee mogelijke oplossingen: 1.
Constructie van een omnidirectionele antenne door combinatie van eenvoudige antennes. Gedacht wordt hier bijvoorbeeld aan een combinatie van twee of zelfs drie dipolen haaks op elkaar. Het nadeel van een dergelijke antenne is dat door het grotere ontvangstgebied, de ruis ook toeneemt. Bovendien verandert de impedantie van de antenne zodat een aanpassing moet plaatsvinden tussen antenne en ontvanger. Ook de transmissielijn moet dan een aangepaste niet-standaard impedantie bezitten. De impedantie van een coaxiaal gevoede dipool bedraagt 75 Ohm. De meeste ontvangers hebben een ingangsimpedantie van 75 Ohm (coaxiaal) en/of 300 Ohm (open). Om deze redenen lijkt deze optie ongeschikt om een goede ontvangst te realiseren.
2.
Gebruik van meerdere ontvangstsystemen zodat tenminste een antenne het signaal altijd goed ontvangt. Theoretisch zou een optimaal signaal dan bepaald kunnen worden uit de ontvangen signalen op grond van de signaal-ruisverhouding, om de ruis uit te middelen. In de praktijk is dit echter moeilijk te realiseren en zou een ingewikkeld algoritme nodig zijn, dat het optimale signaal bepaalt aan de hand van de kwaliteit van de ontvangst.
47
Derhalve is ervoor gekozen om de meerdere ontvangen signalen te vergelijken en het beste signaal te detecteren en te gebruiken als eindsignaal. In de gebruikte tuner zat een meetpunt om de signaalsterkte te meten. Helaas was geen schema beschikbaar om de werking van deze signaalsterktemeter te analyseren. Naar alle waarschijnlijkheid geeft dit meetpunt een spanning die afuankelijk is van de graotte van de amplitude van de draaggolf. Deze meter kan echter niet detecteren of het gewenste meetsignaal goed doorkomt. Vaak bleek dat, hoeweI de tuner een grate signaalsterkte aangaf, het meetsignaal onbetrauwbaar was. Een ander belangrijk punt is dat de tuner geen onderscheid maakt tussen radiosignalen en het meetsignaal. De selectie moet dus geschieden door testen van het meetsignaal zelf.
5.2 Ontvangerselectie. 5.2.1 Werking van de ontvangerselectie. Ret ontvangen signaal ziet er als voIgt uit:
ri ~
__I
REF
REF HOOG
REFHOOG
LMG
\_
lj~nMG 1~
zuiver meetsignaal
figuur 5.1.
meetsignaal met ruis
Ontvangen meetsignaal met de vier verzonden samples.
Selectie is mogelijk door het signaal van de ruis te scheiden en de hoeveelheid ruis als maat voor de ontvangst te gebruiken. Dit scheiden zal echter alleen de hoogfrequente ruis doorlaten. Laagfrequente storingen zullen door het filteren onopgemerkt blijven. De flanken van het meetsignaal bevatten bovendien hoogfrequente componenten zodat deze in de ruisverwerking terecht zouden komen. Om dit te vermijden wordt het signaal in een verdere stap van de decodering geanalyseerd. Er zal gekeken worden naar een van de vier verzonden signalen, nl. het hoge referentieniveau. Variatie van een bepaald punt in een referentiedeel van het signaal, dat theoretisch constant moet zijn, geeft een maat voor de ruis.
48
Om telkens op dit punt een sample te kunnen nemen, moet een detectie van het signaal plaatsvinden (detectie van het hoge referentieniveau). Indien echter het meetsignaal zwaar vervormd of niet ontvangen wordt en het signaal dus niet gedetecteerd wordt, werkt de ruisdetectie niet, omdat dan geen samples meer genomen worden. Daarom wordt tevens detectie toegepast van de aanwezigheid van het meetsignaal. Een eigenschap van het meetsignaal is dat ca. 20% van het signaal zich boven 90% van de topwaarde bevindt. Bij ruis en radiozenders is dit bij lange na niet het geval. Bij deze signalen is dit percentage ca. 3 %. Detectie van deze eigenschap kan dus aangeven of het gewenste signaal weI of niet ontvangen wordt. Bij sterker wordende ruis en vervorming van het signaal zal het percentage van 20% geleidelijk afnemen. De mate waarin het signaal nog acceptabel is kan dan bepaald worden door het vaststellen van de toelaatbare ondergrens van dit percentage. De ruisbepaling werkt pas niet meer indien het signaal zeer zwaar vervormd is, zwaarder dan de gewenste vervorming waarbij de ontvangstdetectie zal detecteren dat het signaal te slecht ontvangen wordt. Deze overlap zorgt ervoor dat eerder genoemde ondergrens redelijk vrij gekozen kan worden. De ontvangstdetectie is dus een beveiliging tegen te zware vervorming maar biedt bovendien de mogelijkheid om een alarm te geven indien de tuner het signaal te slecht, te bepalen door de gebruiker, ontvangt. De gehele parameterbepaling ziet er als voIgt uit: - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - Tuner
>90% van topwaarde percentage detector Tuner _
jiguur 5.2.
vergelijk met gewenst percentage
Detectie
ruisniveau bepaling
Ruis
referentieniveau detector I--
Bepalen van de parameters.
De logische uitgang (Detectie) geeft aan of het meetsignaal goed genoeg ontvangen wordt (' 0' komt overeen met geen of slechte ontvangst, l' met goede ontvangst). De ingang (Tuner) is het meetsignaal dat van de tuner ontvangen wordt. Deze wordt om praktische redenen doorgelust naar een uitgang (Tuner). De andere analoge uitgang (Ruis) geeft het ruisniveau weer van de ruis die zich op het meetsignaal bevindt. 1
In het volgende stadium worden de bepaalde parameters vergeleken en wordt een keuze gemaakt tussen de twee ingangen, zie figuur 5.3.
49
Ruis
inl
Ruis
in2
Tuner in! Detectie in! Ruis
in!
Ruis
in2
Detectie in2
figuur 5.3.
-----r-
~
Tuner in2
I
ver==--r-gelijk rutSfilveau
l--
r-
Ruisuit
\
Tuneruil
f - - - - - - - - - - - - - Detectie uit
~-
Vergelijken van twee ontvangen signalen.
Indien slechts een ontvanger het signaal goed ontvangt, wordt dat signaal en zijn ruis doorgegeven aan de uitgangen Tuneruit resp. Rui~it. Bij twee goede ontvangsten wordt het signaal met de minste ruis (en zijn ruisniveau) doorgegeven. De logische uitgang (Detectie uit ) geeft een '0' indien beide ontvangers een slecht of geen signaal detecteren. Het doorgegeven signaal (Tuneruit) is dan geen tunersignaal, maar een constante 5 Volt.
5.2.2 Werking van de elektronica van de ontvangerselectie. De schakeling om de ruis en de aanwezigheid van het signaal te bepalen, zie figuur 5.4, is als voIgt: Aan de uitgang van Ul/b verschijnt een blokgolf. Deze ontstaat doordat de uitgang van de comparator gelijk is aan 5 volt indien het signaal boven de 91 % van de topwaarde is. In het andere geval is deze 0 Volt (achter de diode). De gemiddelde waarde van deze blokgolf (+ingang van U3/a) is dan een maat voor het percentage van het signaal dat zich boven de 91 % van de topwaarde bevindt (20% = 1 Volt). De spanning waarbij het signaal gedetecteerd wordt kan ingesteld worden met de potmeter. Met behulp van een oscilloscoop werd deze spanning ingesteld op 0,32 Volt, hetgeen overeenkomt met een percentage van 6,4 %. Onder dit percentage was het signaal onacceptabel slecht. De uitgang van U3/a is hoog indien het signaal gedetecteerd wordt. Deze uitgang stuurt tevens een groene LED aan. Eerder genoemde blokgolf wordt tevens gebruikt om condensator ClOP te laden tijdens een positief gedeelte. Met behulp van de windowcomparator worden twee smalIe pulsen gegenereerd indien de condensatorspanning tussen twee waarden Iigt. Deze waarden zijn zo gekozen dat een van de pulsen netjes in het midden van het hoge referentieniveau vaIt. De tweede puIs die ontstaat bij het ontladen van de condensator, wordt verwijderd door ook de blokgolf aan de 'en'-poort toe te voeren. De verkregen smalle puIs wordt gebruikt als Iogische ingang voor de S&H. De uitgang van de S&H wordt DC-gefilterd zodat enkel de ruis van het hoge referentieniveau overblijft.
50
PARAMETER BEPALING
1-..... 1"
,. f---M ~
..... r--+-------------.:====1~
....
..
t_.t~I"'"
-, f - - - + - - - Q
PAOJECT: ECG TELEMETAY SYSTEM
0>-----------------------
PARAMETER VERGELIJKING
NAME
TUNEA SELECTION
DESIGN
F. SOMMEA
DATE
15-10-1995
(C) INSTRUMENT SERVICES R. U. LIMBURG jiguur 5.4.
Schema van de parameter bepaling en parameter vergelijking.
51
Deze wordt versterkt, ontdaan van de offsetspanning van de versterker en vervolgens gelijkgericht. Het gemiddelde van het overgebleven signaal is dan een maat voor de ruis die zich op het signaal bevindt. Indien wenselijk is dat dit gemiddelde zich sneller aanpast aan een veranderend ruisniveau, kan dit door weerstand Ravg te verlagen. Hierdoor zal bij vergelijking van ruisniveau' s de keuze van het laagste niveau sneller, maar ook vaker veranderen, zodat vaker gewisseld wordt van binnenkomend signaal. Bij lage samplefrequentie kan dit geen kwaad door de snelle werking van de multiplexer, maar dit vaker wisselen kan, indien wenselijk, voorkomen worden door hysterese bij het vergelijken van de ruisniveau's. Hierdoor wordt echter van signalen met dezelfde grootte orde ruis niet altijd de optimale gekozen. De toepassing en, daarrnee samenhangend, de wensen van de gebruiker moeten een optimale tussenweg vinden tussen snelheid en precisie. Bij het testmodel werd gebruik gemaakt van een weerstand van 470 kOhm en werd de hysterese achterwege gelaten. Dit bleek bij het ECG-telemetriesysteem snel genoeg te werken en een hoge precisie werd verkregen.
Met het tweede blok worden de ruisniveau' s van de twee ingangen vergeleken. Zoals eerder vermeld werd de hysterese achterwege gelaten, d.w.z hyslo = 0 Q en hyshi = 00. De uitkomst van deze ruisvergelijking wordt samen met detectie in1 en detecti~n2 via logica verbonden met de multiplexer. Kanaal 0 en 1 van de multiplexer geven een alarrnsituatie. Deze kanalen worden gekozen indien zowel detectie in1 als detect~ een logische 0 weergeeft. Dit wordt gerealiseerd door ingang B van de multiplexer aan te sturen met de logische 'of' van detectie in1 en detecti~n2 . Indien minstens een kanaal gedetecteerd wordt, wordt B = 1, zodat vervolgens kanaal 2 of 3 doorgegeven wordt. De keuze tussen 2 en 3 hangt af van de twee detectie-ingangen en de uitkomst van de ruisvergelijking. Ingang A van de multiplexer moet gelijk zijn aan '1' indien geldt: Amux = detectie in1 . detectie in2
+ detectie in1 . Ruis
Deze functie is gerealiseerd met behulp van de 'of' -poorten en inverters. Zo worden het beste ingangssignaal en bijbehorende ruis doorgegeven aan de uitgangen zodat deze in een volgend stadium verder vergeleken kunnen worden. De transistoren kiezen een verbinding naar de LED van de optimale ingang zodat deze zal oplichten. LED-OUT moet doorverbonden worden met LED-IN van de volgende vergelijktrap. Bij de laatste vergelijktrap dient deze LED-OUT doorverbonden te worden met aarde.
52
5.2.3 Multi-ontvangersysteem. Door het gebruik van deze twee b10kken kan een onbeperkt aanta1 ontvangen meetsigna1en verge1eken worden. De uitgangen geven de parameters van het beste signaa1 door. Vergelijkingen kunnen parallel of seriee1 p1aatsvinden, hetgeen verduidelijkt wordt door figuur 5.5 waarbij een keuze gemaakt wordt uit vier ontvangers met hun parameterbepaling (T) door de verge1ijkschake1ingen (V):
parallel
figuur 5.5.
serieel
Mogelijke aansluiting van meerdere ontvangers.
Voorkeur wordt gegeven aan parallel vergelijken daar vertragingen en verzwakkingen dan theoretisch minder inv10ed hebben, hoewe1 deze pas bij een groot aanta1 ontvangers in extreme situaties een ro1 zullen spe1en. Voorlopig za1 het medisch onderzoek waarvoor dit systeem ontworpen is, zich binnen een k1eine ruimte afspelen zodat met 2, misschien 3 ontvangers vo1staan kan worden. In grotere ruimten kan dan met multi-ontvangersystemen gewerkt worden.
53
IN 14
Ul IN lOGIC REF ROJ CN
51
+5V -5V
CHI OUT 5
-5V
33~5
V+ V-
+5V lF398
OUT TI
13
-5V
U2 t - - - - . ; H IN 52 lOGIC ,-----------;~ REF
CH2
OUT
5
Rl)J CH V+ V-
lF398
),.,,-------[Ff26j-""-'-.flUT2
U3
>-+.-------------------------------- 8RT.TEST
+----.;HIH lOGIC r--::---;,...j REF ROJ
J-;-,;H---''-1CH V+ V-
VEE 7 S
lF398 52
U4
REF+----.;H-IN--OU-T-, 5
U7
5 53
lOGIC
;
0/1
3
+5V
2
51
r---:--::-----:'rl REF
I
RDJ
54
CH
8
V+
C
V-
8 R INH
lF398
+5V
IK
+5V
OUT 1 + V 4 Tl872
V
01
OUT
IN4148
02
CISI 47n
....
18K
PROJECT DESIGN REU I'fl
ECG TELEMETRY SYSTEM 2 CHANNEL DECOOER L. DOHMEN DATE • 0 SHEET DATE
REU BY I(CI INSTRlJ1ENT SERUICES
figuur 5.6.
54
Schema decodeersysteem.
16-11-199"
R.U. L1MBl.R3
5.3 Decodering. Het decodeersysteem, behorende bij de zender staat weergegeven in figuur 5.6. Een blokdiagram staat gegeven in figuur 5.7.
figuur 5. 7.
Blokschema van de decoder.
Op gelijke wijze als bij de ontvangerkeuze wordt een puIs gegenereerd tijdens het hoge referentieniveau. Deze puIs dient als triggeringang van de PLL HEF4046. Door middel van de deler wordt de pulsfrequentie 16 maal de ingangsfrequentie. Deze pulsfrequentie wordt gebruikt om de multiplexer HEF4051 aan te sturen. Deze stuurt pulsen naar de sample&holds, zodanig dat iedere S&H een sample neemt van het ingangssignaal op het moment dat het gewenste signaaldeel binnenkomt. Het signaal wordt vervolgens versterkt en gefilterd zodat het geschikt is voor de A/D-kaart van de PC, het verwerkingsstation.
5.4 Tests. Zoals eerder vermeld is de ontvangst in sommige richtingen slecht of niet mogelijk. In de ruimte waarin de registratie van het ECG dient plaats te vinden is de ontvangst in verschillende situaties getest. De ruimte is een hok van ca. 3x3 m2 afgesloten door 5 betonnen wanden en metalen hekwerk. In verschillende situaties is de ontvangst getest bij een bepaalde afstand van de antennes onderling en een rotatie van de zendantenne. De zender is in een bak met zoutoplossing geplaatst om implantatie te simuleren. De ontvangst is weergegeven in de polaire diagrammen in figuur 5.8. De diagrammen ontstaan door rotatie van de zendantenne van
55
I
=
I m
...
1= 2,5 m
<
jiguur 5.8.
>
Ontvangst bij verschillende posities van zendantenne t.O. v. de ontvangstantenne.
Hoewel in theorie de bovenste en onderste diagrammen op enig vermogensverlies na, gelijk zouden moeten zijn, is dit niet het geval. De praktische omstandigheden zorgen voor reflecties die meerwegverstoring veroorzaken of juist ontvangst mogelijk maken die in een uitgestrekte ruimte niet mogelijk zou zijn. In de meeste gevallen is de ontvangst goed. Om deze reden is ervoor gekozen om in eerste instantie met twee ontvangers te werken. Een theoretische voorspelling voor de locatie en positie van de ontvangstantennes is nauwelijks te maken. Het lijkt weI logisch om ervoor te zorgen dat de twee antennes haaks op elkaar staan. In de praktijk zal door 'trial and error' een geschikte positie van de antennes bepaald worden. Beide schakelingen voor het vergelijken van de ontvangers, zijn op print gerealiseerd en met de decoder samengevoegd. Zie bijlage 3 voor de layout. Twee ontvangers werden als ingangen gebruikt. Bij elke ingang hoort een groene LED welke aangeeft of het signaal gedetecteerd wordt aan de ingang en een rode LED welke aangeeft of dit signaal geselecteerd wordt. Ten tijde van het schrijven van dit verslag konden nog geen in vivo tests worden uitgevoerd. Op zeer korte termijn zal het systeem echter in gebruik genomen worden.
56
6. CONCLUSIES.
Een systeem is ontwikkeld welk gedurende een periode van enige maanden twee ECGs kan registreren door middel van een FM-radioverbinding tussen een implantaat en een PC. Door de hoge eisen (lange levensduur, kleine afmetingen en grote hoeveelheid informatie) was dit geen eenvoudig karwei. Op grond van de afmetingen van het implantaat en het energieverbruik viel de keus duidelijk op een continu zendend systeem. VoBedige dataopslag of periodieke transmissie van de ECGs bleken voomamelijk nadelen te bezitten ten opzichte van het continu zendend systeem. Door snelle technologische ontwikkelingen kunnen deze andere oplossingen echter aantrekkelijker worden in de toekomst en zuBen dan opnieuw overwogen moeten worden. Met behulp van meerdere ontvangers is een goede ontvangst gegarandeerd van het zwakke signaal. Met de realisatie van een ontvanger, speciaal ontworpen voor dit systeem, kan nog enige verbetering verkregen worden. Ret probleem van de polarisatie van de antennes en de meerwegverstoring zal bij de metingen in een kleine afgesloten ruimte echter blijven bestaan, zodat ontvangst met meerdere ontvangers nodig blijft, tenzij met een sterkere zender gewerkt kan worden. Gebruik van andere antennes, bijv. klaverbladantennes kan toch nog tot betere resultaten leiden. Een belangrijk aspect van een implanteerbaar systeem is de voeding. Batterijen worden steeds kleiner met gelijke of zelfs grotere energieinhoud. Ook ontwikkeling van inductieve sneBaders moet nauwlettend gevolgd worden. Roewel dit onderzoek in feite is afgerond, blijven er, vooral in de toekomst, nog voldoende alternatieven over. Verder onderzoek naar nieuwe ontwikkelingen en nieuwe technologieen zalleiden tot nieuwe, betere systemen. Dit onderzoek zal zich dan vooral moeten richten op het zend- en ontvangstgedeelte, inc1usief de gebruikte antennes.
57
7. MOLENS.
Op weg naar het elektrotechnisch ingenieurschap wordt veel aandacht besteed aan de elektrotechniek, maar in veeI mindere mate aan het ingenieurschap. Een goede ingenieur moet van alle markten thuis zijn. Dit is makkelijker gezegd dan gedaan. Op organisatorisch gebied zijn er tal van mogelijkheden om enige ervaring op te doen. Actief zijn bij de studievereniging Thor of een studenten- of sportvereniging draagt daartoe bij. Op het vlak van bijvoorbeeld bedrijfskunde, chemie, bouwkunde wordt echter relatief weinig gedaan tijdens de opleiding elektrotechniek. Er is gewoonweg geen tijd voor. Bij de vakgroep Medische Elektrotechniek ziet men dit echter in. Hier wordt aan medewerkers en studenten de gelegenheid geboden om ook andere technische gebieden te verkennen. Heel bescheiden werd dit onder het mom van een feest ter gelegenheid van het afscheid van prof.dr.ir Jan Beneken gebracht, onder de eenvoudige naam: Molendag. Molens zijn een sterk staaltje van bouwkundige en werktuigbouwkundige technieken. Door de eeuwen heen zijn er veel verschillende molens gebouwd, aIleen al in de omgeving van Eindhoven barst het ervan. Reden genoeg om in enkele van die molens een kijkje te gaan nemen, eventueel onder het genot van een lekkere roomsoes. Ik zal niet uitweiden over alle ervaringen die we daar opgedaan hebben, maar een aspect is weI belangrijk. Ondanks de vele verschillende technieken en toepassingen hebben molens een ding gemeen. Ze verzetten een hoop werk en produceren geen vervuiling. Desondanks steunt de overheid dergelijke fabrieken nauwelijks, een bedrijjsprobleem , waar we tijdens de bezoeken mee geconfronteerd werden. Zeer gezellig en ook leerzaam was het bijwonen van het ambachtelijk bakken van broden, bij 'De Grenswachter' in Luijksgestel. Het natuurlijke, chemische proces werd verduidelijkt, en de chemische produkten mochten zelfs met de handen bekeken worden. Onder het genot van enkele pilsjes, werden de zelfgemaakte produkten dan ook op hun vergankelijkheid getest. Het was erg lekker, de pilsjes, maar zeker ook het brood! Studeren maakt hongerig en dorstig. Omdat ook de organisatie uit geleerden bestond was hiermee op een voortreffelijke wijze rekening gehouden. Vooral voor de studenten was het zeer uitgebreide en voortreffelijke buffet een optimale gelegenheid om enige essentiele voedingsstoffen te bufferen. Natuurlijk was ook Dhr. Bacchus volop aanwezig tijdens het feestmaal. Voor een zeer geslaagde leerzame dag breng ik mijn dank uit aan de feestcommissie, bestaande uit Hans Blom, Herman Ossevoort, Sjoerd Ypma en Hennie van der Zanden. Ook natuurlijk dank aan prof.dr.ir. Jan E.W. Beneken, want als hij niets te vieren had gehad, hadden wij dat ook niet!
59
Bijlage 1.
OVERZICHT VAN TELEMETRIESYSTEMEN VAN
1989 TOT JUNI 1995.
61
Seven-channel digital telemetry system for monitoring and direct computer capturing of biological data [Drewes, 1993]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
* *
5 signalen van 2JlV-2mV of 2mV-200mV en 2 EEG signalen. Analoge TDM. PWM-modulatie wordt aangeraden. Afgesteld door eenvoudig LC-circuit, kristal wordt aangeraden. Commerciele VHF receiver (Larsholt 7256-01) met wijzigingen en AFC, bereik 87,5-119,9 MHz. 8 bits AD-convertor volgens successieve approximation conversion. DART.
250 rnA bij 5 Volt. Personal Computer via RS232 interface (Max 232).
A self-tuning digital telemetry [Fernald, 1992]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: * antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
*
Ie for use in a Microprocessor-based implantable instrument
PPM PSK. Zelf-instellende RF zender op 40 MHz (antenne resonantie). Schakeling gerealiseerd door 1,2 Jlm C-MOS IC. PERC microprocessor. Inductieve spoel parallel aan een capaciteit. Lithium zilverchromaat batterij met een spanning van 3,1 Volt. 2,5 mW (bidirectioneel verkeer). 5 meter.
63
Automatic tracking system of a miniaturised transmitter for telemetry of physiological parameters [Jay, 1993]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
Signalen van 500-5000 Hz.
6 mW, 143-150 MHz niet-kristal-gestuurde zender. Automatisch zoekende en fijnafstellende ontvanger. Intel 8751.
A CMOS integrated circuit for multichannel multiple-subject biotelemetry bidirectional optical transmissions [Kawahito, 1994]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
using
4 onderwerpen met ieder 4 kanalen. TDM. PIM. Optische zender met behulp van Stamey AN304 LED. Foto-diode. Volledig ontworpen in 5 Jlm C-MOS technologie. n.v.t. 23 V Lithium (120 mA.h) batterijen. 48 uur continu werkzaam. 50 cm.
A telemetry-instrumentation system for monitoring multiple subcutaneously implanted glucose sensors [Shults, 1994]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking: 64
Glucose concentraties. FM of AM. Kristal gestuurd op een frequentie van 86-88 MHz op intervallen van 4, 32 of 256 s met 300 ms zendtijd. Realistic PRO-2006 Programmable Scanner. Ontwikkeld in CMOS technologie. Lus antenne op print. 2 Panasonic BR2330 lithium cellen (0,25 A.h). ca. 1,5 jaar werkzaam. 10-12 meter. Personal Computer.
A low power multi-sensor inteiface for injectable microprocessor-based animal monitoring system [Puers, 1993J. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: * antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
*
Temperatuur en beweging detectie. AM ASK/PSK. Zendfrequentie van 66 kHz. Decoder van de Eureka Company. Philips PCD3343A microprocessor. Sensor Interface chip. 20 mA.h lithium eel. Levensduur van 6 maanden. 0,5 meter.
Four-channel telemetry system for Bergmann, 1991). meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
In
vivo measurement of hip joint forces [Graichen,
Druk tussen wervels van de wervelkolom. TDM. PIM. Colpitsoscillator met frequenties 140-160 MHz. Schakeling gerealiseerd op een Ie. Inductief met een frequentie van 4 kHz. lOmW.
20 em. PC/monitor/video-data-recorder.
A high accuracy, low-power, reproducible temperature telemetry system [Pullman, 1990). meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
Temperatuur -9,9.. 50°e. PIM.
Modulator en zender zijn gefabriceerd op film hybrids. 3,0 V Lithium batterij. 250 /lA bij 3,0 Volt.
65
Telemetry system to record force and EMG from cat ankle extensor and tibialis anterior muscles [Herzog, 1993J. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
4 EMG signalen en 4 laagfrequente signalen (kracht). TDM. PAMFM. WAT 50 transmitter (88-108 MHz). VRX 800. Gebruik van standaard componenten. Lengte van 10 cm. TL-2100 en TL-2150 (lithium 3,6 Volt). 30,5 rnA, minimaal 40 uur continue werking. 1 mijl, niet getest.
Assessment of a SAW-stabilised source for UHF pulse telemetry [Evans, 1991]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
PPM. MX1005, SAW technologie, met een frequentie van 450-470 MHz (UHF).
DC voeding van 6-10 Volt. 13 mW maximum, 5 mW minimum.
Baseband transmit and receive processors for two-channel PWM telemetry [Evans, 1989]. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
66
2 signalen met ECG-bandbreedte, en 1 Volt top-topwaarden . TDM. PWM. AM zender op 173 MHz. Single-conversion superheterodyne receiver.
A multi-channel digital biotelemetry system with direct inteiface to a personal computer [Cupal, Resse, 1989}. meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender: ontvanger: hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand: verwerking:
7 analoge signalen met meerdere samplefrequenties. TDM, door microprocessor. PCM. Kristal gestuurde FM zender op 222,5 MHz. Kristal gestuurd met dual conversion en quadrature detection techniek. MC68HC 11 microprocessor. 6-10 Volt. 7 rnA bij 6 V minimaal en 15 rnA bij 6 Volt maximaal. IBM PC via RS232 poort.
Modular PPM telemetry system with radio, infra-red and inductive loop transmission [Hoj, 1994}.
meetsignalen: multiplexer: modulatie: zender:
ontvanger:
Drie EMG en vier laagfrequente signalen. TDM. PPM. FM: 100 mW kristal gestuurd op 107 MHz. IR: CQX47 GaAs infra rode LEDs. IL: Gordel, 25 nun breed, 1 nun dik. RF: hoge kwaliteit FM ontvanger met een hoge IF bandbreedte (min. 280 kHz).
IR: zes PIN foto diodes BPW 41 N. IL: 30 meter Ius verbonden met een transformator. hardware: antenne: voeding: verbruik: zendafstand:
verwerking:
FM: zender 60 cm staafantenne. DC/DC convertor, gevoed door drie NiCa D-size cellen, 3,6 V en 4 A.h. FM en IR: 1,2 A. IL: 1,6 A. FM: 300 meter. IR: binnen een kamer. IL: binnen 30 meter Ius. Personal Computer.
67
Bijlage 2.
SPECIFICATIES VAN DE
XFM-7L ZENDER.
69
Microminiature FM Telemetry Transmitter MODEL XFM-7L SPECIFICATIONS
• Power req.
3 Volts DC, 390 microamperes *
• Input sensitivity
7 millivolts (100% modulation)
• Input impedance
8.2 Megaohms, Single ended
• Input frequency response
DC - 10,000 Hertz
• Carrier frequency
88 - 108 Megahertz **
• Carrier adjust
4 Megahertz
• Antenna connection
Yes
• Size
.6" x .6" x .125" (= 1.52 x 1.52 x 0.32 cm3)
• Connectors
Gold plated leads
• Encapsulation
Ceramic flat pack
• Transmission range
50 Feet (= 15 m) (Depending on receiver) ***
• Modulation
FM
• Price
$ 255.00 (Quantity disc. avail.)
The model XFM-7 will transmit both analog and digital data. Call or write for additional information.
* Also available for 1.5 VDC operation ** Other carrier freq. available upon request. *** Increased transmission range upon special order. Available with increased input sensitivity (2mV.) XFM-8L Biotelemetries, Inc. 6520 Contempo Lane • Boca Raton, Florida 33433 • (407)394-0315
71
LAYOUT VAN 'PARAMETER BEPALINO'.
led_out
~ ~5
•••• ,.....
II •
••
~-5~. • • ··r • .. • • •• ••• . · (.j. ·
•
.
·r
•••
••
• • •
IN
••
0
•
~t---..
•
RL 10
.f
•••
. 'i·• ..•.. .
•••
•• •
••••
jl. ~. "--4.... •
LL· •• • r..J • • • •
•
•••••
• • •• .~.
.~.... • • . - _...T) .....r~--.....
caMP
:: ••
.. t -:i ....,
~
~ ....•lL' .1~.I.ln •••J I
--.
8
74
in
.·;]I
t-=r~~T rr'I\~ ,. ! 1.11 Q!
LAYOUT VAN 'PARAMETER VERGELIJKING'.
•
,..
led_b
• •r'.------"""'I
...---_...... · !!5l7r--~-·A
==:::r:-,
.r---..,
•
~
~
•• - •• I:l.. f.:::., ••~~,; ....aJ. ~ ., ., • c' , , :·Tt!..-! .,.,.. .'.T..~ rI:
·
t
• t
.FS
AL 10
COIlp
I
t...:..J I
~.
.r:_
.~.
I
blo~.
•
•
•
•
dete~t_A+B
...
•
75
LITERATUURLIJST.
[1]
Blahut, R.E., DIGITAL TRANSMISSION OF INFORMAnON. Addison-Wesley Publishing Company, Owego, New York, 1990.
[2]
Cook, T.A. and W.F. Fernald, J.J. Paulos, T.K. Miller. A CUSTOM MICROPROCESSOR FOR IMPLANTABLE TELEMETRY SYSTEMS. In: Proc. of the third annual IEEE symposium on computer-based medical systems, Chapel Hill, U.S.A., June 3-6, 1990.
[3]
Cupal, J.J. and D.L. Resse. A MULTI-CHANNEL DIGITAL BIOTELEMETRY SYSTEM WITH DIRECT INTERFACE TO A PERSONAL COMPUTER. Journal of Clinical Engineering, Vol. 13, 1989, Iss. 2, p. 127-132.
[4]
Drewes, A.M. and A. Andreasen, J.E. Assentoft, O. Nagel. SEVEN-CHANNEL DIGITAL TELEMETRY SYSTEM FOR MONITORING AND DIRECT COMPUTER CAPTURING OF BIOLOGICAL DATA. J. Biomed. Eng., Vol. 15, 1993, Iss. 5, p. 435-440.
[5]
Evans, N.E. BASEBAND TRANSMIT AND RECEIVE PROCESSORS FOR TWO-CHANNEL PWM TELEMETRY. Medical & Biological Engineering & Computing, Vol. 27, 1989, Iss. 2, p. 215-220.
[6]
Evans, N.E. ASSESSMENT OF ASAW-STABILISED SOURCE FOR UHF PULSE TELEMETRY. Medical & Biological Engineering & Computing, Vol. 29, 1991, Iss. 6, p. 624-628.
[7]
Fernald, W.F. and J.J. Paulos, B.A. Stackhouse, R.A. Heaton. A SYSTEM ARCHITECTURE FOR INTELLIGENT IMPLANTABLE BIOTELEMETRY INSTRUMENTS. In: Proc. of IEEE engineering in medicine & biology society 11th annual international conference, 1989. Ed. by Kim, Y., Spelman, F.A.
77
[8]
Fernald W.F. and J.J. Paulos, B.A. Stackhouse, R.A. Heaton. A MICROPROCESSOR-BASED IMPLANTABLE TELEMETRY SYSTEM.
Computer, Vol. 24, 1991, Iss. 3, p. 23-30.
[9]
Fernald, W.F. and J.J. Paulos, B.A. Stackhouse, R.A. Heaton. A
SELF-TUNING DIGITAL TELEMETRY IC FOR USE IN A MICROPROCESSOR-BASED
IMPLANTABLE INSTRUMENT.
IEEE Journal of Solid-State circuitts, Vol. 27, 1992, Iss. 12, p. 1826-1832.
[10] Fernald, W.F. and J.J. Paulos, B.A. Stackhouse, R.A. Heaton. AN IMPLANTABLE DIGITAL TELEMETRY INTEGRATED CIRCUIT USING AN AUTOMATIC RESONANT-FREQUENCY SEARCH TECHNIQUE.
In: Digest of technical papers of 1992 IEEE international solid-state circuits conference, session 4, February 1992. Ed. by Wuorinen, J.H ..
[11] Graichen, F. and G. Bergmann. FOUR CHANNEL TELEMETRY SYSTEM FOR IN VIVO MEASUREMENT OF HIP JOINT FORCES.
J. Biomed. Eng., Vol. 13, 1991, Iss. 5, p. 370-374.
[12] Graichen, F. and G. Bergmann, A. Rohlmann. TELEMETRISCHES UBERTRAGUNGSSYSTEM ZUR IN-VIVO-MESSUNG DER BELASTUNG DES WIRBEL-FIXATEUR INTERNE.
Biomedizinische Technik, Vol. 39, 1994, Iss. 10, p. 251-258.
[13] Hardy, J.K., HIGH FREQUENCY CIRCUIT DESIGN.
Reston Publishing Company, Inc., Reston, Virginia, 1979.
[14] Haykin, S., DIGITAL COMMUNICATIONS.
John Wiley & Sons, New York, 1988.
[15] Herzog, W. and A. Stano, T.R. Leonard. TELEMETRY SYSTEM TO RECORD FORCE AND EMG FROM CAT ANKLE EXTENSOR AND TIBIALIS ANTERIOR MUSCLES.
J. Biomechanics, Vol. 26, 1993, Iss. 12, p. 1463-1471.
78
[16] Hof, A.L. and G.J.J Bonga, F.G.J. Swarte, L. de Pater. MODULAR PPM TELEMETRY SYSTEM WITH RADIO, INFRA-RED AND INDUCTIVE LOOP TRANSMISSION. Medical & Biological Engineering & Computing, Vol. 32, 1994, Iss. 1, p. 107-112.
[17] Jay, J. and R. Fouquet, R. Rougny. AUTOMATIC TRACKING SYSTEM OF A MINIATURISED TRANSMITTER FOR TELEMETRY OF PHYSIOLOGICAL PARAMETERS. Medical & Biological Engineering & Computing, Vol. 31, 1993, Iss. 2, p.201-203.
[18] Kawahito, S. and S. Ueda, M. Ishida, T. Nakamura, S. Usui, S. Nagaoka. A CMOS INTEGRATED CIRCUIT FOR MULTICHANNEL MULTIPLE-SUBJECT BIOTELEMETRY USING BIDIRECTIONAL OPTICAL TRANSMISSIONS. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 41, 1994, Iss. 4, p. 400-406.
[19] King, W.P. and G.S. Smith, ANTENNAS IN MATTER. The MIT Press, Cambridge, Massachussetts, 1981.
[20] Neukomm, P.A. and H. Baggenstos, H. Kundig. PASSIVE TELEMETRIE MIT ABSORPTIONS-MODULATION. Bulletin SEV, Vol. 80, 1989, Iss. 7, p. 387-391.
[21] Neukomm, P.A. and H. Kundig. PASSIVE WIRELESS ACTUATOR CONTROL AND SENSOR TRANSMISSION. Sensors and Actuators A, Vol. A21, 1990, Iss. 1-3, p. 258-262.
[22] Puers, B. and P. Wouters, M. De Cooman. A LOW POWER MULTI-CHANNEL SENSOR INTERFACE FOR USE IN DIGITAL TELEMETRY. Sensors and Actuators A, Vol. A37-A38, 1993, p. 260-267.
[23] Pullman, R.T. and C.A. Jeness, A.J. Christie. A HIGH ACCURACY, LOW POWER, REPRODUCIBLE TEMPERATURE TELEMETRY SYSTEM. IEEE trans. on instrumentation and measurement, Vol. 39, 1990, Iss. 5, p. 773-779.
79
[24] Shults, M.C. and R.K. Rhodes, S.J. Updike, B.J. Gilligan, W.N. Reining. A
TELEMETRY-INSTRUMENTATION
SYSTEM
FOR
MONITORING
MULTIPLE
SUBCUTANEOUSLY IMPLANTED GLUCOSE SENSORS.
IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 41, 1994, Iss. 10, p. 937-942.
[25] Varosi, S.M. and R.L. Brigman, E.L. Besch. A SIMPLE REMOTE-CONTROLLED POWER SWITCH FOR INTERNALIZED BIOELECTRONIC INSTRUMENTATION.
IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 36, 1989, Iss. 8, p. 858-860.
[26] Wouters, P. and M. De Cooman, D. Lapadatu, R. Puers. A LOW POWER MULTI-SENSOR INTERFACE FOR INJECTABLE MICROPROCESSORBASED ANIMAL MONITORING SYSTEM.
Sensors and Actuators A, Vall. 41, 1994, Iss. 1-3, p. 198-206.
[27] Zinke, O. and H. Brunswig, LEHRBUCH DER HOCHFREQUENZTECHNIK.
Springer Verlag, Berlin, 1965.
80
