ýESKÉ VYSOKÉ UýENÍ TECHNICKÉ V PRAZE ELKTROTECHNICKÁ FAKULTA
%$.$/Éġ6.É35É&(
Radek ěezníþek
2010
ýESKÉ VYSOKÉ UýENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA ELEKTROTECHNICKÁ Katedra MČĜení
Radek ěezníþek
Bezdrátová komunikace pro implantovaný senzorový systém
BakaláĜská práce
Vedoucí práce: Ing. Aleš Zikmund
Praha 2010
Prohlášení: Prohlašuji, že jsem pĜedloženou práci vypracoval samostatnČ a že jsem uvedl veškeré použité informaþní zdroje v souladu s Metodickým pokynem o dodržování etických principĤ pĜi pĜípravČ vysokoškolských závČreþných prací. V Praze dne…………………………
podpis……..……………………..
PodČkování: Tímto bych chtČl podČkovat všem, kteĜí mi pomáhali v tvorbČ této práce. JmenovitČ pĜedevším svému vedoucímu Ing. Aleši Zikmundovi, vedoucímu mé bakaláĜské práce za trpČlivost, rady a všeobecnou pomoc s mojí prací. Také bych chtČl podČkovat rodinČ a pĜátelĤm za podporu nejen pĜi psaní této práce, ale v prĤbČhu celého studia.
Anotace BakaláĜská práce je zamČĜena na bezdrátovou komunikaci, pĜedevším pro lékaĜské úþely (komunikace implantátu s vnČjším zaĜízením) s využitím prĤmyslovČ dostupných obvodĤ. Jsou zde rozebírány jednotlivé možnosti této komunikace i mČĜení obvodu zvoleného k využití k pĜenosu dat touto cestou ze senzorového systému implantovaného in vivo k ortopedickým endoprotézám. Zabývá se také typem a tvarem antény pro implantovanou þást komunikaþního kanálu. Klíþová slova jsou radio-frekvenþní komunikace, malá spotĜeba energie, PCB anténa, pĜenos, implantát
Annotation This bachelor thesis is focused to wireless communication, above all communication for medical purposes (communication between an implant and external device) with available circuits. In this thesis are discussed options of this communication and measure parameters of circuit selected for use to transfer data, by this way, from sensor system implanted in vivo to orthopaedic endoprosthesis. It also deals with type and shape of the antenna for implanted part of communication channel.
Obsah 1 2
Úvod ................................................................................................................................... 1 Komunikaþní metody ......................................................................................................... 2 2.1 Elektromagnetické metody......................................................................................... 2 2.2 Akustické spojení ....................................................................................................... 3 2.3 Optické spojení........................................................................................................... 3 2.4 Perkutánní konektor ................................................................................................... 3 2.5 Radiová pásma ........................................................................................................... 3 2.6 PĜíklady již realizované bezdrátové komunikace....................................................... 3 2.6.1 Bezdrátový obousmČrný pĜenosový systém pro implantované senzory glukózy ............................................................................................................................ 4 2.6.2 CMOS MSK vysílaþ........................................................................................... 4 2.6.3 Analogový obvod pro implantáty získávající energii z RF komunikace ........... 5 2.7 Modulace ASK/FSK .................................................................................................. 5 3 Norma MICS ...................................................................................................................... 6 3.1 Fyzický fantom........................................................................................................... 7 4 Energie implantátu ............................................................................................................. 7 4.1 PĜenos energie RF metodami ..................................................................................... 7 4.1.1 Induktivní energetické spojení ........................................................................... 9 4.1.2 PĜenos energie pĜi FSK ...................................................................................... 9 4.2 Witricity ................................................................................................................... 10 5 Anténa .............................................................................................................................. 10 5.1 Použitelné antény ..................................................................................................... 11 5.1.1 Vodiþová .......................................................................................................... 11 5.1.2 Circumference anténa....................................................................................... 11 5.1.3 Patch (flíþková) anténa..................................................................................... 12 5.1.4 Magnetická anténa............................................................................................ 13 6 Dostupné obvody.............................................................................................................. 13 6.1 Zarlink Semiconductor............................................................................................. 13 6.2 Nordic semiconductor ASA ..................................................................................... 14 6.3 Vývojová souprava nRF9E5 .................................................................................... 17 6.4 Deska tištČného spoje ............................................................................................... 18 6.5 Použitá anténa .......................................................................................................... 19 6.5.1 Výpoþet parametrĤ PCB antény....................................................................... 19 7 Simulace komunikace ...................................................................................................... 23 7.1 Experiment ve fyziologickém roztoku ..................................................................... 25 8 ZávČr................................................................................................................................. 26 Literatura .................................................................................................................................. 28 A. Osazovací a výrobní data ....................................................................................................I B. Zdrojové kódy ................................................................................................................... V C. Obsah pĜiloženého CD ..................................................................................................... VI
Seznam obrázkĤ a tabulek Tab. 3-A ..................................................................................................................................... 7 Obr. 1 Vysílaþ tvoĜený mČdČným páskem a pĜijímaþ tvoĜený stĜíbrným vláknem s epoxidem................................................................................................................................ 10 Obr. 2 Ilustrace obvodové (okrajové) antény okolo implantátu (modrý válec se souĜadnou soustavou uprostĜed), podle [4]................................................................................................ 12 Obr. 3 Ilustrace PIFA v navinuté formČ, podle[4]............................................................... 12 Obr. 4 Schématické zobrazení patch antény napájené mikropáskovým vedením, podle [5] 13 Obr. 5 Vývojový diagram ShockBurst vysílaþe, podle [3] ................................................. 15 Obr. 6 Vývojový diagram ShockBurst pĜijímaþe, podle [3] ............................................... 16 Obr. 7 Ilustraþní obrázek principu ShockBurst, podle [7]................................................... 16 Obr. 8 Porovnání odbČru pĜi normálním vysílání a pĜi použití ShockBurst módu, podle[7] 17 Obr. 9 Vývojová deska ........................................................................................................ 18 Obr. 10 Fotografie testovací desky.................................................................................... 18 Obr. 11 Geometrie realizované PCB antény, podle [3]..................................................... 20 Obr. 12 Ekvivalentní obvod pro výpoþet vstupní impedance ........................................... 20 Obr. 13 Vývojový diagram programu pro simulaci þinnosti vysílaþe v implantátu ......... 24 Obr. 14 Ilustraþní fotografie experimentu ......................................................................... 26
Radek ěezníþek
1
Strana 1/44
Úvod
Ortopedické protézy se staly bČžnou náhradou opotĜebeného kloubu (nejþastČji kyþelního, kolenního nebo ramenního), pĜestože jsou protézy z ušlechtilých materiálĤ a v poslední dobČ hojnČ využívané, stále lidské tČlo vnímá celý implantát jako cizí pĜedmČt a tedy jeho obrana je znaþnČ snížena. Po implantaci umČlého kloubu (kyþle) existuje nebezpeþí vzniku infekce v okolí protézy, která zpĤsobuje narušení tkánČ v okolí implantátu, ale také ovlivĖuje zdraví pacienta. Pokud se tento problém detekuje vþas, lze zabránit rozšíĜení infekce v lidském tČle antibiotiky, naopak v pokroþilejším stádiu, kdy pacient sám pociĢuje zhoršení stavu je nutná další operace a je nutné implantát vyjmout, protože ten tvoĜí hlavní ložisko infekce. Zvyšuje se tak pooperaþní trauma (zvyšuje se i rozsahem operace), které se snažíme navrhovaným postupem snížit. Z toho dĤvodu potĜebujeme detekovat infekci v raném stádiu, dokud ještČ není rozvinuta v makroskopickém mČĜítku, informovat pacienta a lékaĜe o nebezpeþí a nutnosti nasadit antibiotika, pro zniþení zárodkĤ infekce. Trauma vzniklé implantováním senzorĤ je vzhledem k velikosti kloubní náhrady minimální a mĤžeme tím zabránit mnohem vČtšímu traumatu z další operace. Existují metody (napĜ. popsané v [2]), které jsou schopny prvotní stadium infekce detekovat. Mezi nČ patĜí napĜíklad mČĜení lokální teploty nebo mČĜení impedance [1], kde se jedná o invazivní metody. Možnosti neinvazivních metod nedosahují velkých pĜesností. Senzorový systém ovČĜuje stav protézy (a jejího okolí) a namČĜené informace za delší þasový úsek (24 h) pĜedává pomocí komunikace nadĜazené stanici. Pro komunikaci je typické, že vČtšinu þasu není v provozu a je možné snížit spotĜebu obvodĤ nutných pro její realizaci režimem snížené spotĜeby. BČhem komunikace je možné spotĜebu snížit pouze vhodnou volbou obvodu (typu komunikace). Jednotlivé metody pro komunikaci s malou spotĜebou energie jsou popsány v kapitole 2. Jelikož se jedná o invazivní metodu je nutné informace získané senzorovým systémem pĜedat vnČjší stanici (vnČ lidského tČla), která mĤže data vyhodnocovat a zpracovávat (zobrazovat lékaĜi/pacientovi). Jak bylo zmínČno v pĜedchozím odstavci, namČĜené hodnoty se pĜenesou do externí stanice, kde mĤže dojít k dalšímu zpracování. Senzorový systém však potĜebuje obousmČrnou komunikaci, nestaþí pouze vysílat namČĜená data, obþas je tĜeba pĜedávat informace smČrem z externí stanice do implantovaného senzorového systému. Komunikace tedy musí zajistit také nastavování parametrĤ implantátu pĜi rĤzných situacích, aby bylo možné pĜizpĤsobit se novým okolnostem pouze pĜedáním nových parametrĤ pomocí komunikace. NejpoužívanČjším typem implantátu je v dnešní dobČ kardiostimulátor, realizován hlavní þástí (baterie, elektronika pro zpracování a vysílání) a pĜipojením k srdci, které slouží k pĜenosu elektrických signálĤ mezi srdcem a kardiostimulátorem. Pro komunikaci s implantáty se dnes nejþastČji používá induktivní propojení (inductive link). Menší cívka je umístČna v implantátu a vČtší je umístČna z vnČjšku pacienta. Využívá se také radiofrekvenþní komunikace, více o již použitých metodách je v kapitole 2.6. Bezdrátová komunikace pĜináší další výhody nejen pro pacienty. V pĜípadČ kontroly není nutný operativní zásah a pĜi zvČtšení dosahu pĜenosu se mĤže tento uskuteþnit již pĜi þekání pacienta v þekárnČ þi pĜi jeho pĜíchodu do ordinace. Tím se celkovČ sníží þas pobytu pacienta v nemocnici, ale vznikají tím další požadavky na komunikaci, což mĤže vést k vyšší spotĜebČ, zvČtšení obvodu a zvýšení chybovosti. Další možností je komunikace pouze na krátkou vzdálenost, kdy obČ þásti komunikaþního kanálu nebudou vzdáleny více
-1-
Radek ěezníþek
Strana 2/44
než nČkolik centimetrĤ. PĜesto i v takovém pĜípadČ se nároky nevyrovnají pobytu v nemocnici pĜi potĜebČ další operace. Další parametry komunikaþního kanálu vyplývající z pĜedchozích odstavcĤ, dosah komunikace, spolehlivost, nízká spotĜeba, velikost obvodu se dají ovlivnit zmČnou komunikaþní metody. VýbČr metody je první zásadní krok pĜi návrhu, také z pohledu ostatních parametrĤ jako cena þi dostupnost, proto první kapitoly shrnují nČkolik možností výbČru.
2
Komunikaþní metody
Pro komunikaci s implantáty se dnes nejþastČji používá induktivní propojení (inductive link). Stále více se ale využívá právČ radio-frekvenþní komunikace. Existují ještČ další možnosti, využívané ménČ, pĜedevším díky velkému pokroku v odvČtví rádiové komunikace. Všechny metody také musí brát v úvahu spotĜebu energie implantátu, která by mČla být co nejmenší, mnohdy je velice obtížné, ne-li nemožné dobíjet baterie, þi jiný zdroj, ze kterého je implantát napájen. Také by energie spotĜebovaná pro pĜenos nemČla pĜíliš ovlivĖovat životnost senzoru nebo omezovat jeho dobu mČĜení (nebo jiné þinnosti, pro kterou byl vytvoĜen). Další alternativou je možnost pĜenosu energie do implantátu právČ pĜi komunikaci, neplýtvat vnitĜní energií na pĜenos dat, který se uskuteþĖuje pouze v pĜípadČ, že je dostupný vnČjší pĜijímaþ s vlastním zdrojem energie, ale využít právČ zdroje vnČjší þásti komunikaþního kanálu (popĜípadČ nejenom k napájení komunikace, ale je-li to možné, i k dobití implantátu). Takový pĜístup klade další požadavky na spojení vnČjšího a vnitĜního zaĜízení, ale zdá se být ideálním Ĝešením problému s co nejmenší spotĜebou. Aþkoliv se tomu moderní metody stále více vyhýbají, vČtšina z nich potĜebuje nosnou vlnu, na kterou se teprve bude modulovat užiteþná informace, proþ nevyužít takto pĜenášené energie k nabíjení, když ji dopravíme až do vnitĜního pĜijímaþe. NČkterá zaĜízení (napĜ. RFID, MEMS) takto již fungují na krátké vzdálenosti, je tedy možné zároveĖ komunikovat i pĜenášet energii, bezdrátový pĜenos je však velice neefektivní, jinak by se veškerá energie pĜenášela vzduchem, nikoliv elektrickým vedením, nicménČ pokud nechceme využít perkutánní konektor (viz 2.4) nezbývá než se spolehnout na neefektivní zpĤsob, který má ménČ nevýhod v pĜípadČ pĜenosu k implantovaným zaĜízením.
2.1 Elektromagnetické metody Elektromagnetická metoda, tedy pĜevážnČ spárované cívky (inductive link) je realizována malou cívkou, která je souþástí implantátu a vnČjší cívkou. Tyto cívky jsou propojeny, dokud jsou kolineární. PatĜí mezi „dotykové“ metody, externí cívka se dotýká pacienta a je velmi nároþná na požadavky umístČní. Nízká frekvence tohoto spojení zajišĢuje malý útlum a malý vliv okolí (tČlo, kryt implantátu) na magnetické pole mezi cívkami, proto menší cívka mĤže být integrována v senzoru (implantátu). Útlum závisí na „hloubce kĤže“ což je hloubka, ve které bude signál zeslaben o e-1 (0,368). Oproti normálnČ využívanému pĜenosu pomocí této metody (radiové vlny, LAN), který pĜenáší velké množství dat, jsme omezeni nČkolika nevýhodami v pĜípadČ implantátu. U pĜenosu informace prostorem, ve vČtšinČ aplikací pĜevážnČ vzduchem, mĤžeme zvýšením nosné frekvence zvýšit objem pĜenesených dat. V pĜípadČ pĜenášení informací k biomedicínckým zaĜízením se zvyšování je maximální nosná frekvence omezena stovkami megahertz díky vlastní rezonanþní frekvenci spárovaných cívek, v pĜípadČ induktivního spojení, vzrĤstající ztrátČ pĜi pĜenosu energie na vyšších frekvencích a nepĜimČĜených ztrátách v tkáních, které rostou s kvadrátem nosné frekvence.
-2-
Radek ěezníþek
Strana 3/44
Problémem tohoto spojení je tedy nízká pĜenosová rychlost (512 kb/s), nízká nosná frekvence (cca 175 kHz) a malá šíĜka pásma. Zvýšením pĜenosové frekvence mĤžeme tyto nevýhody eliminovat a ještČ rozšíĜit dosah vysílaných vln. Vyšší frekvence má na druhou stranu menší prostupnost lidským tČlem a další nevýhody zmínČné v pĜedchozím odstavci.
2.2 Akustické spojení S implantátem je možné komunikovat i zvukovou vlnou (ultrazvukem), touto cestou je možné senzor i napájet (energií z ultrazvuku). Tento systém se vČtšinou nepoužívá pro pĜenos informace do implantátĤ, þastČji je využíván v jiných odvČtvích. NicménČ lze použít pro komunikaci pĜímo s pacientem (v takovém pĜípadČ už se nevyužívá ultrazvuku). DĜíve se používal tento zpĤsob u kardiostimulátorĤ jako varování napĜíklad pĜi nízké úrovni baterie.
2.3 Optické spojení Optické spojení je možné využít i pro komunikaci s implantátem díky tomu, že pokožka má nenulovou propustnost svČtla. NicménČ taková komunikace je možná pouze do malé hloubky, senzor musí mít možnost vysílat, ale také pĜijímat svČtlo. PĜenos touto cestou je tedy rovnČž nároþný na spotĜebu energie a pĜesto není možné komunikovat na velké vzdálenosti.
2.4 Perkutánní konektor Perkutánní (procházející kĤží, vpravený do kĤže) konektor umožĖuje z hlediska pĜenosu jedno z nejlepších spojení, vzhledem ke spotĜebČ, spolehlivosti a rychlosti, pĜestože má nižší (nulový) dosah. Z hlediska komunikace s implantátem je však situace nepĜíznivČjší, protože konektor potĜebuje vývod z implantátu, který bývá vzduchotČsnČ uzavĜen už za výroby a ještČ vČtší problém s vývodem z lidského tČla, v okolí kterého je zvýšené riziko infekce.
2.5 Radiová pásma V dnešní dobČ široce využívaná ISM pásma, jsou další možností, ke které smČĜuje mnoho výrobcĤ. Pásmo 2.4 GHz jako jedno z nejpoužívanČjších, pĜedevším v odvČtví výpoþetní techniky, není vhodné pro využití v oblasti implantátĤ. Jak již bylo zmínČno výše (v podkapitole 2.1) vysoké frekvence nejsou vhodné pro pĜenos informace v rámci lidského tČla. Další nevýhodou tohoto pásma je právČ jeho míra souþasného využití, WiFi, Bluetooth, bezdrátové telefony a mikrovlnné trouby. ISM pásma s nižší frekvencí (433 MHz, 868 MHz) jsou pro komunikaci s implantáty vhodnČjší. Také se nejvíce blíží normČ MICS, o které bude Ĝeþ pozdČji (v kapitole 3). Proto pokud budeme využívat jedno z ISM pásem bude to pravdČpodobnČ 433 MHz. Stále však pĜetrvává problém s vysokým využitím tČchto pásem a tedy rušení okolními zaĜízeními.
2.6 PĜíklady již realizované bezdrátové komunikace Pro názornČjší pĜedstavu, ale také pro možnost zvážit, který typ komunikaci je pro úþel komunikace s implantátem nejvhodnČjší, uvádím v této podkapitole pĜíklady již navržených, vyzkoušených a mnohdy i používaných typĤ pĜenosĤ.
-3-
Radek ěezníþek
Strana 4/44
2.6.1 Bezdrátový obousmČrný pĜenosový systém pro implantované senzory glukózy Cukrovka je chronické onemocnČní vyžadující stálé monitorování obsahu cukru (glukózy) v krvi spolu s dodáváním insulinu na základČ tČchto mČĜení. MČĜicí systém je tvoĜen dvČma þástmi, externí þástí, konstruovanou jako zesilovaþ tĜídy E, pĜedávající data a pĜíkazy implantované þásti a implantovanou þástí, které posílá zpátky namČĜená data. ObČ þásti obsahují cívku ladČnou na stejnou nosnou frekvenci (2 MHz). Primární cívka v externí þásti je realizovaná sériovým zapojením, pro snížení impedanþní zátČže pro Ĝídící vysílaþ, využívající metody ASK, díky þemuž se projeví nČkolik výhod zesilovaþe E, sekundární cívka je paralelní LC obvod. Spojení se chová jako úzkopásmový filtr þtvrtého Ĝádu. Interní vysílaþ využívá LSK (LSK je forma ASK). LSK využívá vlastnost páru cívek, když se na sekundární cívce zmČní zátČž, na primární se zmČní impedance. Tato implementace nepotĜebuje v sekundární þásti žádný zesilovaþ ani generátor nosné frekvence což napomáhá zjednodušení obvodu a menší spotĜebČ. Výsledný signál je generován vnitĜním obvodem, napĜíklad daty modulovanou zmČnou rezonanþní kapacity nebo impedance implantovaného obvodu, na externí cívce se takový signál projeví jako zmČna amplitudy napČtí. Demodulací tohoto napČtí získáme pĜenášený signál. Základní princip je podobný transformátorovému páru cívek. Obnovení signálu ve vnČjším pĜijímaþi je obtížné, protože pĜenášený signál je slabý, jsou to pouze špiþky a má malý SNR – 0,01. Spektrální výkon externího vysílaþe byla zmČĜena 1,8 dBm (= 1.51 mW). ÚspČšná komunikace byla uskuteþnČna na vzdálenost 30 mm, pĜi rychlosti pĜenosu 2 Kb/s. PrĤmČrná výkonová ztráta byla zmČĜena 1.15 mW. Data z vnitĜní þásti byla úspČšnČ pĜenesena a dekódována na vzdálenost 380 mm vzduchem, rovnČž pĜi datové rychlosti 2 Kb/s. Detailní popis viz [11].
2.6.2 CMOS MSK vysílaþ 350 ȝW MSK vysílaþ s pĜímou modulací a 400 ȝW OOK, SRR implementované 90 nm CMOS technologií, nastavitelný tak, aby splĖoval normu MICS (kapitola 3), což odpovídá maximální pĜenosové rychlosti 120 kb/s. Tento systém vychází z teze teplotní regulace pouze tČlesnou teplotou, þímž se sníží kolísání frekvence oscilátoru, díky tomu se mĤže nahradit oscilátor zpČtnou vazbou s vnČjším zaĜízením, které mČĜí zmČnu frekvence DCO a mĤže upravovat jeho frekvenci. Nízká výstupní energie se dosahuje zahrnutím PCB antény do rezonanþního obvodu oscilátoru. Anténa má vysoké Q, menší ztráty, protože místo ztrátového výkonu vysílá informace. Data pĜímo modulují DCO pomocí FSK modulace, SRR umožĖuje zapojení antény s oscilátorem v DCO. TermálnČ zabezpeþené kondenzátorové banky zajišĢují ladČní a pro lepší pĜechod z lineární oblasti na frekvenci (FSK modulace). Nosná frekvence a frekvenþní zdvih je definován kondenzátorovými bankami. Pro pĜijmutí OOK dat (ASK bez pĜenášení nosné pĜi nulové úrovni) je DCO souþást SRR. PĜi zvýšení víĜivého proudu nad kritickou hodnotu zaþne SRR vzorkovat vstupní proud indukovaný v anténČ a DCO zaþíná oscilovat. PĜi využití stabilnČjších frekvencí blízko rezonanþní frekvence DCO se zkracuje doba nábČhu. Komparátor pĜepne stav, když obálka DCO pĜesáhne mezní, programovatelnou referenci. ýítaþ þítá, dokud komparátor opČt nezmČní stav. Podle hodnoty v þítaþi a její porovnání s prahovou hodnotou se rozhoduje, jaká hodnota byla pĜijata 1/0 <=> low/high. Tento systém je pĜímo navržen pro zdravotní implantáty, je jednoduchý a má nízkou spotĜebu díky regulaci teploty a zapojení antény do oscilátoru.
-4-
Radek ěezníþek
Strana 5/44
DCO spotĜebovává 0.5 mA z 0.7 V napájení, zbytek obvodu spotĜebovává 50 ȝW, celková spotĜeba je 350 ȝW vysílaþe a 400 ȝW pĜijímaþe. Citlivost pĜijímaþe je více než – 93 dBm pro pĜenosovou rychlost 120 kb/s. Detailní popis viz [12].
2.6.3 Analogový obvod pro implantáty získávající energii z RF komunikace Tento typ byl vyvinut pro komunikaci implantátĤ v mozku a zaĜízení, které dekódují lidské myšlenky zachycené implantovaným zaĜízením. KvĤli omezení vysílané energie MICS je pĜenos energie realizován v pásmu 2,4 GHz, nicménČ pro pĜenos informace se používá pásmo definované MICS, kvĤli omezením zmínČným výše a velkým ztrátám v tkáních lidského tČla je nutný LNA, který slouží jako první zesílení tlumeného RF signálu, nepĜidává další šum a má minimální spotĜebu energie. Pro napájení LNA je potĜeba usmČrĖovaþ, který pĜevádí RF signál na DC napČtí, k tomuto úþelu se využívá integrovaná NMOS nábojová pumpa. Ta pĜevádí vysokofrekvenþní signál na DC napájení. Pro napájení LNA je potĜeba usmČrĖovaþ, který pĜevádí RF signál na DC napČtí, k tomuto úþelu se využívá integrovaná NMOS nábojová pumpa, zastávající tuto funkci. Výstupní napČtí pumpy je závislé na mnoha faktorech, proto je nutné použít systém pro regulaci napČtí, který zajistí stabilní napČĢový výstup. Q faktor zvyšuje výkonnost LNA a rozšiĜuje komunikaþní pásmo, na druhou stranu zvyšuje spotĜebu obvodu. Tento faktor konkrétnČ ukazuje všeobecný vztah mezi kvalitou pĜenosu a spotĜebou energie. Tato struktura je realizovatelná pro implantáty bez baterií, simulace ukazují její proveditelnost, nicménČ ještČ stále není vyĜešeno nČkolik otázek okolo Q faktoru, nábojové pumpy a stability DC napájení. Detailní popis viz [16].
2.7 Modulace ASK/FSK Z uvedených pĜíkladĤ i z rozboru možných metod je zĜejmé, že nejþastČji používaný je RF pĜenos nebo induktivní spojení. NejpoužívanČjší jsou formy modulace ASK [15] kvĤli jednoduchým obvodĤm pro modulaci i demodulaci, þi FSK [15] pro zvýšení objemu pĜenesených dat oproti ASK. ASK není vhodné pro širokopásmový datový pĜenos, protože v takovém pĜípadČ potĜebuje filtry vysokého Ĝádu s pĜesnou zlomovou frekvencí, které obsahují velké kondenzátory bránící integraci do implantátĤ. PĜesto pro nižší pĜenosové frekvence a užší šíĜku pásma je jednoduchost obvodu stále pĜevažující výhodou. FSK modulovaný signál mĤžeme považovat za dva doplĖkové ASK signály, mají tedy podobnou amplitudu i prĤbČh, což je výhodné pro pĜenos energie do implantátu, protože pĜenášená energie se nemČní a je maximální. VČtší robustnost FM modulovaného signálu oproti AM se projeví u pĜenášení nejenom informace, ale i u napájení stejným kanálem. Pokud by byly všechny ostatní parametry konstantní, záležela by amplituda indukovaného signálu nepĜímo úmČrnČ na tĜetí mocninČ vzdálenosti mezi konci komunikaþního kanálu. Pohyb pacienta pĜi pĜenosu je pro AM typ modulace kritický, stejnČ jako zmČny spotĜeby obvodu v pĜípadČ digitálních impulzĤ. Je velice nepravdČpodobné, že by zmČny napájení þi pohyb pacienta mČnil frekvenci FM modulovaného signálu. Pro ASK pĜijímaþ je dále zásadní vysoký Q faktor LC rezonanþního obvodu pro maximalizování pĜijaté energie, v pĜípadČ FSK jsou obČ frekvence pĜeneseny i pro nižší Q a i pĜenos energie se uskuteþĖuje dostateþnČ na obou frekvencích. Dosáhnout vysokého Q je velice obtížné pro co nejmenší cívku pĜijímaþe.
-5-
Radek ěezníþek
Strana 6/44
Další výhodou ASK je jednoduchost synchronizace pĜijímaþe s vysílaþe, pĜijímaþ se synchronizuje pĜímo snížením konstantní nosné frekvence. Pro FSK s konstantní fázi na obou frekvencích je nutné kombinovat obČ frekvence pro získání hodinového signálu. Zjednodušení demodulace FSK signálu mĤžeme dosáhnout prostým mČĜením doby periody, pro eliminaci smČšování a filtrování.
3
Norma MICS
The European Telecommunications Standards Institute (ETSI) standardizovala normu Medical Implant Communication System (MICS) [14], tento standard uvažuje komunikaci mezi implantátem a externí stanicí a komunikaci mezi implantáty v jednom tČle (standard neuvažuje možnost komunikace implantátu mezi rĤznými pacienty). Pro tyto úþely je vyhrazeno pásmo 402 až 405 MHz s maximální šíĜkou pásma 300 kHz, pro full- i halfduplex. ZaĜízení operující v tomto pásmu nesmí mít chybu frekvence vyšší než ±100 ppm. Pokud je komunikace jenom jednosmČrná mĤže down- i up-link využívat jinou frekvenci (jiné pásmo o šíĜce 300 kHz), jedno zaĜízení mĤže používat pouze jedno 300 kHz pásmo v jednom okamžiku. Maximální výkon je omezen na 25 ȝW ERP, tedy maximální síla pole v kterémkoliv smČru musí být stejná nebo nižší než síla pole rezonanþního dipólu v nejsilnČjším smČru vysílání pĜi napájení signálu o síle 25 ȝW. Pásmo je využitelné pouze v budovČ, protože jej využívají meteorologické balóny pro pĜenos dat, pĜesto je oproti ISM zatížené mnohem ménČ a úroveĖ rušení jinými pĜístroji je minimální. PĜesto v tomto pásmu mohou vysílat další zaĜízení, pro jeho minimální vliv na lidské zdraví, proto jsou definovány LBT požadavky, umožĖující ostatním využít toto pásmo. Inicializace komunikace pomocí LBT se nevztahuje na MIE (stav, kdy implantát detekuje nutnost okamžitého pĜenosu dat z dĤvodu ochrany bezpeþnosti pacienta, jehož stav monitoruje), kdy se vysílá bez ohledu na obsazenost pásma, dálka pĜenosu pro takový stav je omezena na 30 sekund za hodinu pro jednu událost (MIE), tento þas mĤže být podle potĜeby rozdČlen. Norma specifikuje normální a extrémní podmínky pro práci implantátu. Normální podmínky jsou teplotní rozsah, v kterém by mČl implantát bezchybnČ fungovat, 15 °C až 37 °C, pĜi relativní vlhkosti 20% až 75%, ale vzhledem k tomu, že by mČl pracovat v lidském tČle, kde je udržována témČĜ konstantní teplota normální podmínky pro þinnost by mČli být 36 °C až 38 °C, bez vlivu vlhkosti na þinnost. Napájení odpovídající požadavkĤm (specifikaci) obvodu. Pro testování, tento stav odpovídá pĜipojenému zdroji napČtí, se stejnými parametry jako v pĜípadČ normální þinnosti nebo v pĜípadČ baterií zdroj o napČtí 1,1x vČtším v jiném pĜípadČ napájecí zdroj o stanoveném napČtí. Extrémní podmínky jsou urþeny podle tabulky Tab. 3-A, pro rĤzné obvody výrobce mĤže urþit širší rozsah. Pro testování pĜi extrémních teplotách by nejprve mČlo být dosaženo ustálené teploty, na které se bude mČĜit, pĜi vypnutém zaĜízení, poté zaĜízení provede svou þinnost (spojitČ þi nespojitČ podle typu zaĜízení). Napájení v rozmezí ±10% napČtí, pĜi napájení ze zdroje, 1,3 a 0,9 násobek nominálního napČtí baterie pro napájení z baterie.
-6-
Radek ěezníþek
Strana 7/44 Tab. 3-A
kategorie I (obecný)
-20 °C až +55 °C
kategorie II (pĜenosná zaĜízení)
-10 °C až +55 °C
kategorie III (zaĜízení pro normální použití v budovČ*)
0 °C až +55 °C
kategorie IV (NízkonapČĢové aktivní zdravotnické implantáty**)
+25 °C až +45 °C
* normální použití v budovČ znamená, že teplota v místnosti je regulovaná a není nižší než 5 °C ** rozmezí +25 °C až +45 °C je rozmezí tČlesné teploty, které je lidské tČlo schopné pĜežít
3.1 Fyzický fantom Norma také definuje (v [14]) fyzického fantomu pro simulace, jelikož testování systémĤ v lidském tČle je nepraktické a etnicky zpochybnitelné. Fantom je podle normy pryskyĜiþný plastový válec s prĤmČrem 300 mm ± 5 mm a šíĜkou stČn 6 mm ± 2,1 mm. Válec je vyplnČn do výšky 760 mm ± 5 mm tekutinou simulující lidskou tkáĖ dielektrické a vodivostní konstanty by mČli odpovídat tČmto konstantám pro svalovou tkáĖ pĜi frekvenci 403,5 MHz (vodivost = 0,93 a relativní permitivita = 57,2), implantát by mČl být umístČn na plastové mĜížce v jeho poloviþní výšce. Pružná anténa (pokud je použita) by mČla být umístČna podél stČny ve vzdálenosti 60 mm ± 5 mm od ní a stejné výšce jako implantát, ostatní dráty by mČli být stoþené a pĜiléhat k senzoru. Fantom standardizovaný normou MICS je tedy velice nepĜesný. Výhodou takového fantoma je jednoduchost výroby a obsluhy. Nevýhodou jsou velká odchylka od tvaru lidského tČla, které je více zploštČlé vpĜedu a vzadu (nemá konstantní zakĜivení jako válec). Chyba umístČní senzoru v reálném tČle, vzdálenost 6 cm pĜedstavuje ve vČtšinČ pĜípadĤ vČtší útlum, než jakému bude vystaven senzor. Neobsahuje žádné rozdČlení vrstev rĤzných tkání, elektromagnetické vlastnosti tukové vrstvy a pokožky jsou rozdílné, z þehož vyplývá vliv tloušĢky tukové vrstvy na vlastnosti (nejen podkožní) antény. PĜedstavuje pouze mužské torzo, ženská anatomie se liší ještČ více a neumožĖuje simulaci zaĜízení, které nejsou umístČny v hrudi.
4
Energie implantátu
DvČ hlavní strategie pro napájení implantátĤ jsou buć z baterií, nebo spárováním cívek. Z toho vyplývá nutnost ušetĜit co možná nejvíce energie je možné. Jedna možnost jak toho dosáhnout je co nejvČtší þást obvodu vypnout, pokud se nekomunikuje. Pro detekci komunikace se poté používá tzv. sniff mode, vysílaþ zaþíná zprávu pĜedem definovanou hlaviþkou a pĜijímaþ jednou za urþitý þas (0,5 s až 16 s) zkontroluje, zda nebyla tato hlaviþka pĜijata. PĜijímaþ musí stále být pĜipojen na napájení, aby si pamatoval nastavení, to zpĤsobuje pĜi zmenšování obvodu (350 nm, 130 nm) stále vČtší statické ztráty, zdá se tedy být zásadní je snižovat. Výrazné snížení spotĜeby se dosahuje také snížením doby nábČhu a doby vypínání. ýím kratší je nábČh a vypínání zaĜízení tím ménČ se spotĜebuje energie na neužiteþné þinnosti a tedy i celkem.
4.1 PĜenos energie RF metodami Napájení z baterií je triviální záležitost, kterou jistČ není tĜeba popisovat obzvláštČ v pĜípadČ, že implantát, pro nČjž je primárnČ vyvíjena komunikace tento druh napájení
-7-
Radek ěezníþek
Strana 8/44
nebude používat, pĜesto o nČm již bylo v této práci nČkolik zmínek, jelikož se jedná o využívanou možnost, která má s pĜenosem energie bezdrátovou cestou spoleþné omezení, objem využitelné energie. Z tohoto pohledu je výhodnČjší pĜenos energie, protože baterie má omezenou životnost a je tedy nutné se smíĜit, že po nČjakém þase implantát pĜestane fungovat díky vybitým bateriím nebo je vymČnit, což ovšem v pĜípadČ implantátu zpĤsobuje další operaþní trauma, kterému jsme se snažili zabránit. Baterie je i pĜesto nevhodná kvĤli svojí velikosti a jedovatosti, která zĤstane v tČle pacienta. Další možností je využít právČ bezdrátové napájení k dobíjení baterií, pĜesto zĤstává problém s velikostí a zdravotní závadností baterie, která, i když pĜestane implantát být v þinnosti, stále zĤstává v tČle pacienta. Výhody RF pĜenosu energie vyplývají z pĜedchozího odstavce, existují však úskalí, se kterými je nutno poþítat a budou popsány níže. Pro napájení implantátu pomocí induktivního spojení vnČjší cívka vyzaĜuje signál s velkou amplitudou a nízkou frekvencí (27 MHz), který indukuje v sekundární cívce napČtí. K sekundární cívce je pĜipojen paralelní kondensátor zvyšující míru pĜenesené energie. NapČtí se usmČrní, vyfiltruje a reguluje pro získání 15mW na 5 V DC, napČtí napájí další komponenty implantátu, využití tohoto postupu již bylo zmínČno v kapitole 2.6.3. ZmČna amplitudy mĤže být detekována a pĜevedena na užiteþná data. StejnČ jako v pĜípadČ pĜenosu informace elektromagnetickými metodami je dĤležitým parametrem hloubka implantátu, která se mĤže lišit mezi pacienty, obvykle bývá nČkolik centimetrĤ. Elektromagnetické záĜení se dČlí na dva typy ionizující a neionizující. Ionizující je záĜení mĤže pĤsobit vážnČ zdravotní potíže, zvyšuje pravdČpodobnost výskytu rakoviny a genetické mutace. Neionizující záĜení nemá dostatek energie pro tvorbu iontových párĤ. Neionizující záĜení zahrnuje ultrafialové, viditelné, infraþervené spektrum, mikrovlny, RF a nízké frekvence. Neionizující záĜení zahĜívá tkánČ díky absorpci elektromagnetické energie. To má možné vedlejší efekty jako neprĤsvitnost oþních þoþek, ženskou neplodnost a další problémy se zahĜíváním. Proto je urþena MPE jako vzrĤst teploty tkánČ o jeden stupeĖ. Vypoþítat dobu expozice je obtížné, protože se zde vyskytuje mnoho nepĜedvídatelných faktorĤ (prĤtok krve), proto je tato urþena v jednotkách W/kg. Energetické ztráty v materiálu se spoþítají pomocí vzorce (1). σ E2 P=³ dv , (1) 2 v E je elektrické pole, v objem, ve kterém dochází ke ztrátám. Pro zahĜívání tkánČ se ztrátový výkon dá vyjádĜit pomocí SAR. SAR je þasová úmČra absorbované energie v tkáni vyjádĜená v jednotkách W/kg zprĤmČrovaná urþitým objemem. Objem se pohybuje (je mČnČn) okolo antény a zaznamenává se maximální hodnota SAR. Standard pro mobilní telefony pĜedepisuje poþítat SAR pro maximálnČ 10 g objem. SAR limit je 2 W/kg pro 10 g (v USA 1 W/kg pro 1 g), pokud hustotu tkání bereme podobnou hustotČ vody (1 kg/dm3) odpovídá objem krychli o stranČ 2,15 cm a objemu 10 cm3. PĜenos energie vždy bude ovlivĖovat i datový pĜenos díky pĜekrytu frekvenþních pásem obou typĤ pĜenosĤ. IdeálnČ by pĜenos energie mČl být realizován samostatným impulzem, bohužel v praxi má více harmonických složek. Proto musí obzvláštČ datový signál z implantátu do externí stanice být ve frekvenþním spektru umístČn tak, aby se nepĜekrýval s harmonickými složkami energetického pĜenosu.
-8-
Radek ěezníþek
Strana 9/44
4.1.1 Induktivní energetické spojení Tvar a operaþní frekvence jsou dva základní parametry induktivního spojení. Operaþní frekvence je omezena již zmínČné umístČní ve frekvenþním spektru, šíĜkou pásma datového signálu a Q faktorem rezonanþního obvodu na pĜijímací stranČ. Omezení maximální frekvence je zpĤsobeno absorpcí tkánČ zmiĖované výše, minimální frekvence by nemČla být menší než 20 MHz. Od frekvence, kde je Q nejvČtší smČrem k nižším frekvencím Q rapidnČ klesá. NejefektivnČjší zpĤsob pĜenosu signálu je právČ induktivní spojení. Normální antény mají vČtšinou vČtší rozmČry než cívky pro induktivní spojení. Pro vytvoĜení induktivního spojení se používají dvČ cívky, externí, vČtší cívka generuje magnetický tok, který prochází menší, implantovanou cívkou. Více ménČ jediným rozmČrem, který je možno mČnit je prĤmČr vnČjší cívky, protože prĤmČr implantované cívky by mČl být co nejmenší a jejich vzájemná vzdálenost je urþena hloubkou implantace menší cívky. Propojovací koeficient je nezávislý na poþtu závitĤ cívek, závisí pouze na jejich rozmČrech což je vidČt ze vzorce M Mn1n2 M , (2) k= = = 2 2 L1L2 L1L2 n1 L1n2 L2 ve kterém se zkrátí poþty závitĤ n1 a n2, M je vzájemná indukþnost, L1, L2 jsou indukþnosti jednotlivých cívek bez závislosti na poþtu závitĤ. Z toho vyplývá, že maximalizaci propojovacího koeficientu dosáhneme nejlépe zvýšením vzájemné indukþnosti, která se vypoþítat podle vzorce M = F r1r2 , (3) kde r1 a r2 jsou polomČry cívek a F je faktor vychýlení stĜedu menší cívky od vČtší.
4.1.2 PĜenos energie pĜi FSK Nejjednodušší zpĤsob, jak rozšíĜit šíĜku pásma je snížit Q LC rezonanþního obvodu v pĜijímaþi, bohužel to vede k vČtším ztrátám energie. Když použijeme metodu „kolísavého ladČní“, tj. naladČní LC obvodĤ pĜijímaþe i vysílaþe na frekvence f0 a f1 (frekvence reprezentující nízkou a vysokou logickou úroveĖ) dochází pĜi pĜepínání z jedné na druhou ke zmČnČ amplitudy, kterému se dá pĜedejít zvýšením rozdílu mezi obČma frekvencemi. ZmČnou hodnot v LC rezonanþním obvodu a zanedbáním indukþnosti pĜijímací cívky, díky obvykle malé M, a jejímu nastavení na rezonanþní frekvenci vypoþtenou z ostatních parametrĤ rezonanþního obvodu potlaþíme zkreslení amplitudy natolik, že demodulátor mĤže bez problémĤ detekovat správnou úroveĖ. Do vysílání se zapojí i ostatní cívky LC rezonátoru, proto z jejich parametrĤ vypoþítáme požadované frekvence pro FSK. Výpoþty a simulace ukazují, že pro vysílaný výkon V I ⋅ cos(ϕ ) P= G G , (4) 8 kde VG, IG je napČtí a proud generátoru vysílaþe a ϕ je fázový posun mezi nimi, je možné pĜi popsaném nastavení pĜenést s daty modulovanými FSK také výkon s úþinností 25% – 50%. Velké šíĜky pásma se dosahuje sério-paralelním LC obvodu pĜipojeným na slabČji induktivnČ spojené cívky. Vysílaný signál je na stranČ vysílaþe upraven pásmovou propustí a poté zesílen širokopásmovým zesilovaþem. Sinusový bipolární FSK modulovaný signál je pĜenesen induktivním spojením, jeho nosná frekvence je poté usmČrnČna a demodulována integrovanými obvody a vyhlazena kondenzátorem mimo þip a mĤže tak zásobovat celý obvod 5 V.
-9-
Radek ěezníþek
Strana 10/44
4.2 Witricity Využívá princip magnetické rezonance dvou silnČ spárovaných rezonujících objektĤ pro pĜenos energie [18], pĜi vzdálenosti 2,13 m byla úþinnost tohoto bezdrátového pĜenosu 40%. PĜenos je realizován pouze magnetickým polem, elektrická þást by mČla být utlumena pro zabránČní ztrátám, poškození elektro-citlivých tkáním a absorbování vodivých objektĤ. Vysílaþ je tenký mČdČný pásek stoþený do spirály vytváĜející cívku, který tak zároveĖ tvoĜí i kapacitní složky. Tato forma je výhodná, protože pĜedstavuje celý LC obvod, zabraĖuje skin efektu na vysokých frekvencích, má vysokou stabilní kapacitu, je lehká a snadno se zbavuje tepla. PodobnČ jako vysílaþ je Ĝešen i pĜijímaþ, ten musí být menší, proto je tvoĜen stĜíbrným vláknem pokrytým epoxidem a dalšími stĜíbrnými proužky, které tvoĜí kondensátor okolo cívky.
Obr. 1 Vysílaþ tvoĜený mČdČným páskem a pĜijímaþ tvoĜený stĜíbrným vláknem s epoxidem
CelkovČ se systém skládá z RF generátoru, zesilovaþe, Ĝídící smyþky, zdrojového rezonátoru a rezonátoru zaĜízení, oba naladČné na 7 MHz, výstupní cívky a zátČže. PĜi testech mČl úþinnost 25% na vzdálenost 10 cm (25mW ze 100mW bylo využito na pĜijímací stranČ). PĜenášený AC signál mĤže být modulován a sloužit tak komunikaþním úþelĤm nebo usmČrnČn a napájet implantované zaĜízení. Funkþnost byla ovČĜena pĜi implantaci do tČla prasete cca 4 cm pod kĤži. Tento princip je vhodný, protože málo tkání je citlivých na magnetické pole, je také použitelný pro další aplikace, nejen pro implantované zaĜízení, pro která se zdá být vhodným Ĝešením napájení.
5
Anténa
VČtšina studií ohlednČ antén se zabývá anténami obklopenými vzduchem ([5], v prvních kapitolách [20]), þi materiálem s permitivitou rovnou nebo blízkou jedné. V blízkosti antény je pouze kryt tvoĜený materiálem s malými ztrátami a nízkou permitivitou. V pĜípadČ implantované antény se jedná o zcela odlišnou situaci. Objekty v blízkosti antény mĤžeme zanedbat, pouze pokud jsou vzdáleny nČkolikrát více od antény než je vlnová délka pĜenášené vlny. Z toho plyne, že není možné vylouþit kryt implantátu, který není materiálem s nízkou permitivitou, ani tČlesné tkánČ pĜi pĜenášení v MICS standartu, kde vlnová dálka je 0,74 m ve vzduchu a 0,09 m v tČle. VČtšina klasických teorií ale poþítá s anténou umístČnou ve vzduchu. Jejich modelování v tČle je složitČjší o rozdílnost pro každý pĜípad, každý pacient má jinou strukturu svaly/tuk/kĤže, jiné tloušĢky jednotlivých tkání, jinou velikost a odlišné tČlesné míry, na nichž záleží prostupnost vln. Anténa tedy musí být necitlivá k takovým zmČnám nebo vyrobená pĜesnČ na míru jednotlivým specifikacím. Navíc parametry se nemusí lišit pouze mezi pacienty, mohou se mČnit i v þase, v pĜípadČ hubnutí (tloustnutí) pacienta, nebo pĜímo pĜi komunikaci, v ještČ kratším þase, pohyby pacienta. To vše má vliv na vzdálené pole i na kanál mezi externí stanicí a implantátem.
- 10 -
Radek ěezníþek
Strana 11/44
Konstrukce antény bývá dnes vČtšinou cívka, pro párování cívek, pracujících na nízké frekvenci nebo konstrukce vleþné antény podobné tČm pro ponorky, kde je podobná situace jako v lidském tČle, ponorka je obklopena vodivou látkou (vodou). Do vysílání antény tedy musíme, pĜi vnČjším pohledu na pacienta, zahrnout celé tČlo. Problém s takovým pohledem spoþívá ještČ vČtší rozdílnosti mezi pacienty a rĤznými implantáty, tyto vlastnosti se tedy musí zapoþítávat, pĜi zvažování spojení implantátu s vnČjší stanicí. Vlnová délka je v materiálu kratší, ztráty v materiálu ovlivĖují pole v okolí antény i prostupnost vlny, vlivem zkracování vlnové délky se sice okolí zmenšuje, nicménČ v pĜípadČ implantátĤ pĜesto zahrnuje kryt i tkáĖ. Postup vlny se vyjadĜuje jako skládání elementárních zdrojĤ vln v prostoru, také platí, že malá anténa s velkou smČrovostí má velké ztráty a malé zesílení. Protože okolo ní vznikají silná blízká pole, která tvoĜí proudy v anténČ, které nevysílají a vznikají tak ztráty ohmickým teplem. Energeticky nejúþinnČjší malá anténa ve ztrátovém prostĜedí je dipól s co možná nejsilnČjší izolací. MĤžeme použít magnetický dipól, tj. nejþastČji cívku s paralelním kondenzátorem, s velkou výkonovou úþinností. Elektrický dipól s menšími ohmickými ztrátami v nČm a stejnou smČrovostí jako magnetický dipól, nejþastČji tvoĜený sériovým pĜipojením cívky k anténČ. NejbČžnČjší je spojení tČchto dvou metod v bČžný rezonanþní pĤlvlný dipól. U implantátĤ jsou tu další zásahy do šíĜení vln, jako vodivý kryt implantátu, hlavnČ proto, že tČlo má koneþné rozmČry, nejedná se o šíĜení v nekoneþném ztrátovém prostĜedí, což pĜináší další komplikace do úvah ohlednČ implantovaných antén. Nesmíme opomenout brát v úvahu rozdílnost pacientĤ a umístČní implantátĤ.
5.1 Použitelné antény Elektricky malá smyþková anténa je taková, jejíž smyþka má obvod kratší než jedna desetina vlnové délky. Struktura pole takové antény je podobná malému dipólu s nulovou kolmou složkou a maximem v rovinČ smyþky. Jedná se v poslední dobČ o velmi využívanou skupinu díky plochému profilu, jednoduchosti a nízké cenČ výroby (pĜímo na plošném spoji) a možnosti integrovat takové antény do obvodu bez zvláštního pĜipojování. Implantovanou anténou mĤže být cívka oscilátoru, pro nízkou nosnou frekvenci a komunikaci na krátkou vzdálenost. Dále je možné použít pĜevážnČ elektrické rezonanþní antény, jako napĜ. dipól, „vodiþová“ , Circumferential quarter wave, Circumferential PIFA, patch, podle [4].
5.1.1 Vodiþová Vodiþová anténa je podobná dipólĤm využívajícím zemi jako reflektor, u Beverageho antény je mezi zemí a anténou pĜipojená zátČž pro minimalizaci odrazĤ. Vlna se šíĜí ke vzdálenČjšímu konci (k zátČži) a zpČt. Pokud tuto anténu pokryjeme izolaþní vrstvou s nižší permitivitou než je její okolí, vytvoĜí se okolo antény stojaté vlnČní, protože vlna ve vodiþi (anténČ) má mnohem menší ztráty a odrazí se od konce mnohem víc energie.
5.1.2 Circumference anténa Název by se dal pĜeložit jako obvodová, okrajová anténa je kompaktní, navinutá okolo krytu implantátu, její výhodou je, že pĜíliš nemČní jeho rozmČry. Analýza této antény je podobná jako u λ dipólu, opČt s rozdílem od vČtšiny studií, které se zabývají anténou ve 4
vzduchu. Délka antény pro frekvence MICS normČ odpovídá 0,185 m, nicménČ musí být zkrácena vlivem ztrátového prostĜedí na 23 mm. Pro rozšíĜení šíĜky pásma se dá nahradit vodiþ antény za plíšek umístČný ve stejné vzdálenosti a krytý stejným izolantem jako
- 11 -
Radek ěezníþek
Strana 12/44
v pĜípadČ vodiþe. Takto modifikovaná navinutá anténa má obdobné vlastnosti s rozdílem v již zmínČné šíĜce pásma.
Obr. 2 Ilustrace obvodové (okrajové) antény okolo implantátu (modrý válec se souĜadnou soustavou uprostĜed), podle [4]
Navinutá PIFA je adaptace PIFA do navinuté formy. Výhodou takové antény je impedance blízká 50 ȍ a díky tomu dobĜe srovnatelná se standardní RF anténou o Z = 50 ȍ a také šíĜka jejího pásma. Abychom dosáhli dobré (využitelné) efektivity je nutné tento typ antény izolovat nejménČ 3 mm izolace od okolního prostĜedí.
Obr. 3 Ilustrace PIFA v navinuté formČ, podle[4]
5.1.3 Patch (flíþková) anténa PĜi prvním pohledu se flíþková anténa zdá být ideálním Ĝešením pro realizaci antény implantátu, je malá a kompaktní. Bohužel uvnitĜ ztrátového materiálu (v tČle) nepracuje stejnČ jako v ideálním pĜípadČ (ve vzduchu). Pokud flíþkovou anténu umístíme do vodivého prostĜedí odrazy na koncích antény jsou minimální, povrchová vlna šíĜící se vedením pokraþuje v postupu do vodivého prostĜedí, neuplatní se rezonanþní struktura antény a záĜení je velmi slabé. Pokud anténu pokryjeme slabou vrstvou izolantu situace se nezlepší, pĜi využití tlustší vrstvy se zaþíná opČt projevovat rezonance, ale ztrácíme výhodu velké permitivity tkánČ, zlepšení se dá dosáhnout také zvýšením permitivity izolace. Je možné umístit dielektrikum pouze pod flíþek (mikropáskovou þást antény) a ponechat svalové tkáni možnost vyplnit zbylý prostor, to vyžaduje dielektrikum s ještČ vČtší permitivitou, vČtší než je permitivita svalové tkánČ (tj. İr > 60). Již zĜejmá nevýhoda takového Ĝešení je nutnost materiálu z velmi vysokou permitivitou, ta ménČ zĜejmá je - 12 -
Radek ěezníþek
Strana 13/44
mnohem zásadnČjší, svalová tkáĖ je zasahuje do blízkého pole vyzaĜujících koncĤ antény a snižuje tak její úþinnost.
Obr. 4 Schématické zobrazení patch antény napájené mikropáskovým vedením, podle [5]
5.1.4 Magnetická anténa Magnetické pole vzrĤstá na rozhraní mezi vzduchem a tkání, také má nízké ohmické ztráty v okolním prostĜedí. Použitím feritu bychom mohli zlepšit vlastnosti antény, bohužel ferity mají frekvenþní omezení, jehož maximální frekvence nedosahuje 400 MHz, z þehož vyplývá, že nejsou použitelné pro antény operující na frekvenci MISC nebo vyšší. Magnetickou anténu musíme využívat na frekvenci nižší než je rezonanþní, spoþtená z parametrĤ cívky, protože pĜi jejím pĜekroþení se mČní z induktivní na kapacitní. OpČt narážíme na problém vyzaĜování malé antény, maximalizací poþtu závitĤ jejich polomČru a vzdálenosti se zlepšují vyzaĜovací vlastnosti, ale zvyšuje se také kapacita a indukþnost, þímž se snižuje rezonanþní frekvence. Induktivní chování antény vyžaduje sériové pĜipojení kondenzátoru pro vytvoĜení rezonanþního obvodu. Anténa navinutá na plastovém jádĜe a izolovaná taktéž plastem má podobné vlastnosti jako circumference anténa.
6
Dostupné obvody
I pĜes velký rozvoj integrovaných obvodĤ a bezdrátové komunikace není trh pĜesycen výrobci ani obvody pro realizaci datového pĜenosu bezdrátovou cestou spíše naopak, sehnat dostupný obvod použitelný pro implantát je nároþné. VČtšina výrobcĤ dodává už hotové výrobky s použitím tČchto obvodĤ nebo jsou nedostupné v menším množství. Obvody operující v pásmu definovaném MICS jsou ještČ vzácnČjší zboží, byl jsem schopen nalézt pouze jednoho celosvČtovČ dostupného výrobce s obvody urþenými pro úþely MICS.
6.1 Zarlink Semiconductor Výrobce Zarlink Semiconductors se zabývá vývojem obvodĤ a aplikací pro lékaĜské potĜeby, vyrábí obvod pro zdravotnické implantáty využívající jak standardní ISM pásmo (ZL70250), tak MICS (ZL70101). Zdálo se mi výhodnČjší využít obvody pro MICS pásmo, vzhledem k tomu, že ho budeme využívat pĜesnČ ke stanovaným úþelĤm a jsou dostupné. Obvod ZL70101 má 10 kanálĤ pro MICS (402-405 MHz) a 2 pro ISM pásmo, málo externích komponentĤ a velice nízkou spotĜebu pĜi chodu (5 mA) i budícího obvodu (250 nA). Je použitelný pro oba konce pĜenosové cesty (v implantátu i v externí stanici), pĜestože v obou pĜípadech jsou na obvod kladeny jiné požadavky zejména vzhledem k napájení, pro tyto úþely má ZL70101 dva módy (jeden pro použití v externí stanici a druhý v implantátu). V pĜípadČ nastavení IMD módu je nejþastČji obvod uspán a je možné ho probudit nČkolika zpĤsoby: speciálnČ kódovaným 2,45 GHz signálem, pro vyhledávání 400 MHz spojení (energeticky nároþnČjší než probouzení 2,45 GHz signálem), pro vyslání nouzové zprávy nebo nízkofrekvenþním induktivním spojením.
- 13 -
Radek ěezníþek
Strana 14/44
Obvod ZL70250 není primárnČ urþen pro implantáty, má nižší spotĜebu pĜi pĜijmu a vysílání, ale dvojnásobnou spotĜebu v pohotovostním režimu.
6.2 Nordic semiconductor ASA Spoleþnost vyrábČjící mikroþipy, pracující v oblasti bezdrátové komunikace a multimédií, jeden z pĜedních výrobcĤ obvodĤ pro komunikaci na krátkou vzdálenost. Produkty od tohoto výrobce sice nekomunikují v MICS pásmu, ale jsou pĜesto použitelné z hlediska malé spotĜeby a velikosti obvodu. Nejsou primárnČ urþeny pro medicínské aplikace, jejich využití je v jiných oblastech, ve kterých je nutná malá spotĜeba. Narozdíl od obvodĤ výrobce Zarlink jsou obvody od Nordic dostupné i v kusovém množství u bČžných dodavatelĤ (GM Electronic), což je pro testovací úþely výhodnČjší. Pro náš úþel nejlépe vyhovoval obvod nRF9e5, který operuje v ISM pásmech 433/868/915 MHz. Hlavní þást tohoto obvodu tvoĜí jádro procesoru 8051 který komunikuje s RF transceiver pĜes SPI. Dále je obvod vybaven analogovČ þíslicovým pĜevodníkem se 4 vstupy pro AD pĜevod. Halvní výhodou je interní kontrola napájecího napČtí, které se mĤže pohybovat v rozmezí 1,9 V až 3,6 V, spotĜeba 2,5 ȝA v pohotovostním režimu a 9 mA pĜi vysílání, má nastavitelnou úroveĖ vysílaného výkonu. Jeho soubor instrukcí a vČtšina struktury je kompatibilní s procesorem 8051, který pomocí ISP rozhraní komunikuje s integrovanými zaĜízeními, jako jsou AD pĜevodník a vysílaþ s pĜijímaþem (transceiver). Program pro mikropoþítaþ musí být uložen v externí stálé (nevolatilní) pamČti a je zaveden do interní pamČti RAM mikropoþítaþe pĜes SPI rozhraní. Obvod používá ke snížení spotĜeby pĜi vysílání režim ShockBurst (jehož diagram je zobrazen na obr. 5). PĜes SPI rozhraní jsou data pomalejší rychlostí nahrána do vysílaþe. Po naplnČní je vysílaþ vyšle maximální pĜenosovou rychlostí (zjednodušený princip viz obr. 7), spotĜebuje míĖ þasu na jejich odeslání a kratší dobu spotĜebovává proud potĜebný pro vysílání (viz obr. 8). Vysílaþ automaticky generuje CRC pro každý rámec, což snižuje požadavky na mikroprocesor.
- 14 -
Radek ěezníþek
Strana 15/44
Obr. 5 Vývojový diagram ShockBurst vysílaþe, podle [3]
- 15 -
Radek ěezníþek
Strana 16/44
Obr. 6 Vývojový diagram ShockBurst pĜijímaþe, podle [3]
Obr. 7 Ilustraþní obrázek principu ShockBurst, podle [7]
- 16 -
Radek ěezníþek
Strana 17/44
Obr. 8 Porovnání odbČru pĜi normálním vysílání a pĜi použití ShockBurst módu, podle[7]
Pro co nejlepší pĜiblížení parametrĤm MICS a také z dĤvodĤ uvedených v kapitole 2.5, jsem zvolil obvod operující v ISM pásmu 433 MHz. Na rozdílu nČkolika megahertz, o které se liší pásmo MICS od použitého ISM pásma nevzroste útlum v biologické tkáni natolik, aby viditelnČ ovlivnil kvalitu pĜenosu. Velké vytížení, kterým jsou zatížena všechna ISM pásma þásteþnČ eliminuje používání komunikace v budovČ a pravdČpodobnČ i v neatraktivní dobu (pozdČ v noci). Nastavením vysílané energie na nejnižší možnou úroveĖ obvodu splníme omezení MICS na maximální vysílaný výkon, obvod splĖuje také šíĜku pásma definovanou v MICS. OdbČr obvodu je pomČrnČ malý, pĜesto se nedá srovnávat s obvody vyvíjenými konkrétnČ pro medicínské aplikace (obvody od Zarlink semiconductor). SpotĜebu lze dále snižovat zapnutím obvodu vysílaþe na co nejkratší dobu þi uspáváním obvodu mezi odmČry. SpotĜeba vysílaþe pĜevyšuje spotĜebu samostatného obvodu, proto jeho zapnutím pouze na dobu nezbytnČ nutnou k vyslání dat (pomocí ShockBurst) znaþnČ snížíme celkovou spotĜebovanou energii. Pro uspání celého obvodu má nRF9e5 nČkolik variant, mĤžeme pouze zastavit provádČní jakýchkoliv instrukcí, což zachovává veškerá data v registrech a nevypíná CPU hodiny. Modifikací tohoto módu je stop mód, jenž mĤže být ukonþen pouze obvodem watchdog, narozdíl od pĜedchozí varianty. TČmito možnostmi neušetĜíme pĜíliš mnoho energie také díky tomu, že stále bČží CPU hodiny. NejvČtší úspory za cenu nejdelší doby startování obvodu (þas není pro mojí aplikaci pĜíliš podstatný) dosáhneme „vypnutým“ režimem (power down mode), pĜi kterém je pozastaveno vykonávání instrukcí CPU, jsou vypnuty hodiny a regulátory napČtí, data v registrech zĤstávají zachována. Pro opČtovné spuštČní obvodu je možné použít watchdog nebo RTC þasovaþ þítající pulzy generované interním nízkonapČĢovým RC oscilátorem, který je stále aktivní (pokud UDD neklesne pod 1,8 V).
6.3 Vývojová souprava nRF9E5 Souprava se skládá ze dvou vývojových desek a dvou programátorĤ, umožĖujících jejich pĜipojení k PC pĜes USB port. ObČ desky jsou vybaveny obvodem nRF9e5, sériovým a paralelním rozhraním, teplotním senzorem, který je možno pĜipojit k ADC vstupĤm, rozhraním SPI pro pĜipojení programátoru a potenciometr pro nastavení úrovnČ napájecího napČtí. VstupnČ výstupní porty brány P0, jsou pĜes pĜepínaþe pĜipojeny na tlaþítka þi LED, pro testování programĤ. Dále je k mikropoþítaþi pĜipojen pĜes impedanþní pĜizpĤsobení anténní konektor s dodávanou anténou. Na desce jsou vyvedeny piny brány
- 17 -
Radek ěezníþek
Strana 18/44
P0, pro možnost mČĜení jejich úrovnČ, pro mČĜení odbČru proudu je na desce vyveden napájecí pĜívod k procesoru. Programátor umožĖuje naprogramovat pamČĢ EEPROM nebo pouze emulovat její þinnost pro mikropoþítaþ. Tato funkce umožĖuje rychlejší testování a ladČní programĤ.
a)Fotografie vývojové desky
b) PĜipojení KITu k PC
Obr. 9 Vývojová deska
6.4 Deska tištČného spoje Vývojová souprava (development kit) dodávaná spoleþností Nordic byla vhodná pro prvotní seznámení s možnostmi obvodu a k odzkoušení napsaných programĤ, nehodí se pro mČĜení vysílání z fantomu (viz 3.1) v první ĜadČ kvĤli svojí velikosti a obtížnosti izolace od roztoku simulujícího lidskou tkáĖ. Proto jsem pro mČĜení parametrĤ komunikace navrhl odlišnou PC desku rozmČrovČ optimalizovanou pro mČĜení(data pro výrobu a schéma jsou uvedena v pĜíloze A). Deska je urþena pouze pro simulaci komunikace (vysílání namČĜených dat z implantátu), proto má vyvedeny vstupy pro ADC a anténu, bude napájena z baterie, taktéž pouze pro simulaci, implantát bude vybaven superkondenzátorem fungujícím jako zdroj energie.
Obr. 10 Fotografie testovací desky
- 18 -
Radek ěezníþek
Strana 19/44
6.5 Použitá anténa I pĜes nevýhody patch antény jsem pro její dostupnost a jednoduchost realizace zvolil tento typ pro mČĜení, v pĜípadČ neúspČšného pĜenosu by bylo možné zvolit jinou anténu do finálního implantátu. Realizace antény pĜímo na tištČném spoji je nejdostupnČjší možnou variantou, pokud je realizována pouze vodiþi uspoĜádanými do správných (vypoþtených) rozmČrĤ, dají se tyto mČnit bez zmČny celého tištČného spoje, tato možnost pĜizpĤsobení je dalším aspektem hovoĜícím pro použití patch antény pro praktickou analýzu pĜenosu. Výpoþet parametrĤ jsem realizoval skriptem v matlabu (pĜíloha ) a jeho postup je popsán v kapitole 6.5.1. Postupoval jsem za pomoci pĜehledu malých smyþkových antén [6] zveĜejnČným výrobcem polovodiþových souþástek se zamČĜením na integrované obvody pro bezdrátovou komunikaci Nordic Semiconductor ASA, jejichž þip jsem pozdČji využil i pro samotný test komunikace.
6.5.1 Výpoþet parametrĤ PCB antény Fyzické parametry použité pro výpoþet dalších jsou znázornČné na obrázku obr. 11. Jsou to a1 = šíĜka antény a2 = délka antény b1 = tloušĢka vodiþe, pro vodiþ s prĤĜezem tvaru obdélníku b2 = šíĜka vodiþe, pro vodiþ s prĤĜezem tvaru obdélníku Pro anténu realizovanou jako souþást tištČného spoje je prĤĜez vodiþe obdélníkový s malou tloušĢkou vodiþe (b1). Nejprve pĜepoþítáme geometrické parametry pro ekvivalentní þtvercovou anténu tvoĜenou vodiþem s kulatým prĤĜezem o polomČru b. a = a1a2 , (5) a je ekvivalentní dálka hrany pro þtvercovou anténu z níž vypoþítáme ekvivalentní plochu antény A = a 2 = a1a2 . (6) Dále budu potĜebovat ekvivalentní polomČr vodiþe b = 0,35b1 + 0,24b2 .
- 19 -
(7)
Radek ěezníþek
Strana 20/44
Obr. 11 Geometrie realizované PCB antény, podle [3]
6.5.1.1 Ekvivalentní obvod Pro výpoþet kondenzátoru použitého pro rezonanci antény musím vypoþítat vstupní impedanci smyþkové antény z radiaþního RR a ztrátového odporu smyþkového vodiþe RL a další ohmické ztráty RX, Z IN = RL + RR + RX + j 2πf 0 (LA + LI ) . (8)
Obr. 12 Ekvivalentní obvod pro výpoþet vstupní impedance
Radiaþní odpor se dá spoþítat
§ A2 · RR ≈ 31171¨¨ 4 ¸¸ , ©λ ¹
(9)
pro
λ= kde c je rychlost svČtla ( 3 ⋅108
m
s
c , f0
(10)
) a f0 je rezonanþní frekvence.
Ztrátový odpor RL smyþkového vodiþe spoþítáme l a + a2 πf 0 μ0 , (11) RL = RS = 1 P b1 + b2 σ kde l je dálka kovového vodiþe, P je obvod pĜíþného Ĝezu vodiþe, RS povrchový odpor vodiþe, μ0 je permitivita vakua ( 4π ⋅10 −7 ), σ je vodivost smyþkového vodiþe (5,7 ⋅10 7 pro
- 20 -
Radek ěezníþek
Strana 21/44
mČdČný vodiþ). Další ohmické ztráty RX, které pĜedstavují pĜedevším ESR kondenzátoru CP jsou 2πf 0 (LA + L I ) RX = − RR − RL . (12) Q Jak je vidČt z výrazu (12) Q faktor smyþkové antény je nejvíce ovlivĖován ESR kondenzátoru CP. Paralelní odpor RQ mĤžeme využít k nastavení Q antény. Zapojení odporu sníží vstupní impedanci ZIN. Kondenzátor CP je pĜipojen paralelnČ ke vstupu antény, aby eliminoval imaginární þást ZIN na operaþní frekvenci. Paralelní kondenzátor CP v rezonanci se dá spoþítat LA + LI CP = , (13) (R X + RL + RR )2 + [2πf (LA + LI )]2 v rezonanci vstupní impedance Z’IN lze vyjádĜit 2 [ 2πf (LA + LI )] ' . (14) Z IN = R X + RL + RR + R X + RL + RR Induktivní reaktance XA se dá vypoþítat pomocí LA ª § 8a · º (15) LA = μ0 a «ln¨ ¸ − 2» , ¬ © b ¹ ¼ pro kruhový prĤĜez vodiþe nebo jako º a ª § 8a · (16) LA = 2 μ0 «ln¨ ¸ − 0,774» , π¬ ©b ¹ ¼ pro obdélníkový prĤĜez vodiþe. Reaktance XI smyþkového vodiþe mĤžeme vypoþítat pomocí LI smyþky, pro jednu smyþku mĤžeme odhadnout pomocí A LI = μ0 . (17) 2a Úþinnost antény mĤžeme spoþítat z RR η= , (18) RESR + RL + RR nebo QRR . (19) η= 2πf 0 (LA + LI )
6.5.1.2 Impedanþní pĜizpĤsobení V rezonanci je reálný odpor velký a je nutné ho snížit pro pĜizpĤsobení výstupu vysílaþe (vstupu pĜijímaþe) se používá pĜipojení T-þlenem. Tato metoda je založená na faktu, že impedance mezi dvČma body stejnČ vzdálenými od stĜedu antény má pouze reálnou þást a její hodnota závisí na vzdálenost tČchto bodĤ (napájecí délka). Lze proto nalézt dva doby, pro které bude vzdálenost právČ taková, aby impedance mezi nimi vyhovovala výstupu vysílaþe (vstupu pĜijímaþe). PĜiblížením tČchto bodĤ snížíme vstupní impedanci. Ve skuteþnosti nelze pĜipojit vysílaþ (pĜijímaþ) pĜímo k tČmto bodĤm, protože jejich vzdálenost je mnohem vČtší než vzdálenost pinĤ v integrovaném obvodu. T-þlen na obrázku obr. 11 Ĝeší tento problém druhého vodiþe paralelního k anténČ, vytváĜejícího pĜizpĤsobovací sekci, ke které mĤže být vysílaþ (pĜijímaþ) pĜipojen. Metodou pokusĤ a omylĤ se nastaví pĜesná vzdálenost mezi pĜipojovacími body taková, aby vyhovovala výstupu vysílaþe (vstupu pĜijímaþe). Odhadovaný kondenzátor CP musí být slazen pro maximální vysílaný výkon pro každou vzdálenost pĜipojovacích bodĤ.
- 21 -
Radek ěezníþek
Strana 22/44
6.5.1.3 Hodnota Q Impedance antény závisí na vzdálenosti napájecích bodĤ (napájecí délce) i na hodnotČ Q faktoru, pĜiþemž Q je nezávislé na vstupní impedanci antény. Je dobré si nejprve zvolit Q a poté spoþítat vzdálenost napájecích bodĤ. Pro dosažení reprodukovatelných hodnot po pĜenesení bezdrátovým pĜenosem (vysílací výkon vysílaþe a citlivost pĜijímaþe) hodnota Q musí odpovídat kondenzátorĤm sloužícím k ladČní antény na požadovanou vysílací frekvenci. Hodnota Q by mČla být 1 Q= , (20) tol 1+ −1 100 kde konstantou tol je myšlena tolerance kondenzátorĤ v %. Výpoþet je založen na pĜedpokladu, že kolísání vysílacího výkonu díky zmČnČ hodnot kondenzátorĤ není vČtší než 3 dB. Pokud se rozhodneme volit vyšší Q, musíme naladit anténu tak, aby její vysílací výkon nekolísal v rozmezí vČtším než 3 dB.
6.5.1.4 Výpoþet dosahu antény Dosah antény provedeme z následujících parametrĤ: -
výstupní výkon vysílaþe PRF (dBm)
-
úþinnost vysílací a pĜijímací antény Ș
-
vzdálenost mezi anténou vysílaþe a pĜijímaþe R (m)
-
ztráty, nikoliv však ztráty zpĤsobené pĜenosem prázdným prostorem Lx (dB)
-
citlivost pĜijímaþe S (dBm)
-
ztráty pĜi pĜenosu volným prostorem LP (dB)
Model pro šíĜení volným prostorem pĜedpovídá sílu signálu pĜijatého pĜijímaþem pĜi volné cestČ mezi vysílaþem a pĜijímaþem a je dán 2
nebo pro výpoþet v decibelech
§ λ · LP = ¨ ¸ , © 4πR ¹
(21)
§ λ · (22) LP = 20 log¨ ¸ . © 4πR ¹ Ztráty ve volném prostoru zahrnují snižování výkonu díky šíĜení energie všemi smČry v prostoru, nikoliv pouze v požadovaném. Výpoþet ukazuje, že výkon klesá s druhou mocninou vzdáleností mezi pĜijímaþem a vysílaþem, z toho vyplývá útlum 20 dB/dek se zvyšujícím se R (plus 6 dB s každým zdvojnásobením této vzdálenosti).
S pĜedpokladem odrazĤ a polarizaþnČ pĜizpĤsobených antén pĜijímaþe a vysílaþe nastavených pro maximální smČrové vyzaĜování a pĜíjem je komunikaþní dosah pĜi vysílaném výkon PRF, citlivosti S a stejných anténách pro pĜijímaþ i vysílaþ
R=
λ
. (23) S 4π η 2 PRF Za pĜedpokladu, že dvČ antény jsou vzdáleny R > 2D2/Ȝ, kde D je nejvČtší rozmČr obou antén. Nyní musíme pĜipoþítat do vzdálenosti R spoþítané podle vzorce (23) ještČ ostatní
- 22 -
Radek ěezníþek
Strana 23/44
ztráty Lx, protože v našem pĜípadČ se nebude vlna šíĜit volným prostorem, nestaþí zapoþítat pouze ztráty v nČm (LP), vzorec (23) upravíme následujícím zpĤsobem
λ
R= 4π
S
.
(24)
LXη 2 PRF
Vysílací výkon PRF vyjádĜíme pomocí S . (25) LX LPη 2 Návrh konkrétní antény s prĤmČrem vodiþe 0,4 mm s rozmČry 18x10 mm a impedancí 400 Ω. Pro T-impedanþní pĜizpĤsobení hodnota D = 22 mm CP = 3,3 pF, RQ = 18 kΩ. Vypoþítaný dosah byl 8 m pĜi maximálním výkonu (10 dBm). PRF =
7
Simulace komunikace
Pro testování komunikace mezi implantátem a externí stanicí jsem použil tištČný spoj izolovaný od okolí simulujícího lidskou tkáĖ. Vývojový diagram programu použitého pro simulaci komunikace a spotĜeby energie mikropoþítaþe umístČného v implantátu je na obr. 13Obr. 13. Po úvodní inicializaci a nastavení používaných parametrĤ je spuštČna konverze na ADC vstupu mikropoþítaþe, která simuluje odmČr senzorového systému pro budoucí mČĜení parametrĤ, ze kterých by lékaĜi byli schopni zjistit vznikající infekci (teplota, impedance). Je možné vypsat konvertované údaje na sériovou linku pomocí funkce UART. Program odešle konvertovaná data pomocí vysílací funkce shockburst do druhého obvodu (externí stanice) a pĜejde do vypnutého režimu, po þase urþeném hodnotou v inicializaci nahranou do RTC se obvod vrátí do normálního režimu a opČt zaþne konverze na ADC.
- 23 -
Radek ěezníþek
Strana 24/44
Obr. 13 Vývojový diagram programu pro simulaci þinnosti vysílaþe v implantátu
Jak je vidČt na obr. 5 vysílaþ k vysílanému datovému paketu pĜipojuje hodnotu CRC, jehož ovČĜením v pĜijímaþi se zajišĢuje neporušenost pĜijatých dat, v pĜípadČ pĜijmutí paketu s nesprávnou hodnotou CRC se paket nevyužije (není nastaven bit DR) a pĜijímaþ þeká na další data. Pro pĜípad znaþnČ chybového pĜenosu je možné nastavit vysílaþ do režimu automatického vysílání stejného paketu, dokud je zapnut (TRX_CE), pro snížení odbČru je v simulujícím programu vysílaþ zapnut po co nejkratší možnou dobu, tedy pouze na vyslání jednoho paketu obsahujícího data z jednoho odmČru. PĜenos dat pravdČpodobnČ nebude pĜíliš nároþný a bude tedy odpovídat pĜenosu simulovanému programem. PotĜebujeme pĜenést malé množství dat, pouze zmČĜený údaj maximálnČ doplnČný údaji o dobČ odbČru, podobnČ jako v simulujícím programu. Odlišná situace by nastala v pĜípadČ, že výsledkem odmČru by byl obrázek (v pĜípadČ zjišĢování infekce CCD þipem), v tom okamžiku by se pĜenos dat stal mnohem nároþnČjším, razantnČ by se zvýšil jejich objem, který by bylo nutné pĜenést. Tento simulaþní program byl testován na vývojové desce, která již mČla implementovaný teplotní senzor a v prĤbČhu testování byla zmČĜena spotĜeba. Omezením doby zapnutí vysílaþe a pravidelným pĜecházením do vypnutého režimu jsem dosáhl
- 24 -
Radek ěezníþek
Strana 25/44
odbČru necelých 2 mA, pĜiþemž v uspaném režimu mČl obvod vyšší spotĜebu, 800 μA. PĜi stálém zapnutí vysílaþe (nepĜerušovaném vysílání) má obvod nižší spotĜebu oproti údaji v datasheetu.
7.1 Experiment ve fyziologickém roztoku Navržená deska zmínČná v kapitole 6.4 byla použita k experimentálnímu pĜenosu mezi dvČma stanicemi, pĜiþemž jedna z nich byla ponoĜena do roztoku simulujícího lidskou tkáĖ. Roztok tvoĜila destilovaná voda s 5 g NaCl na ½ litru vody, což pĜibližnČ odpovídá elektrickým vlastnostem tkánČ. Nejedná se sice o vícevrství model, nicménČ pro mĤj experiment pĜedstavuje dostaþující pĜiblížení chování vysílaþe implantovaného v lidské tkáni. Program pro experiment ve fyziologickém roztoku se lišil od programu simulujícího þinnost vysílaþe v implantátu. Sloužil pĜedevším pro ovČĜení vzdálenosti od senzoru umístČném ve fyziologickém roztoku. Podmínky pĜi experimentu neumožĖovali pĜesnČji mČĜit odbČr proudu, a proto program neobsahoval detaily jako pĜechod do vypnutého režimu þi relevantní data, vysílal pouze generovaná þísla. Roztokem naplnČná plastová nádoba simulovala þást tkánČ, ve které bude implantována senzorická síĢ a vysílaþ s pĜijímaþem, realizován deskou popsanou v pĜedchozích kapitolách, komunikující s externí stanicí, kterou rovnČž simuluje deska tištČného obvodu. Na obou komunikujících stanicích byla použita anténa s rozdílovým vstupem sestavená podle konstrukce zobrazené na obr. 11. Sestavená anténa nebyla pĜesná, nebyla tištČna na desku spojĤ, jak je zvykem, byla sestavena ze spojených vodiþĤ kruhového prĤĜezu. NepĜesnosti v konstrukci antény tedy mohli znaþnČ ovlivnit výsledky experimentu, avšak výsledky první zkoušky (bez použití roztoku) pĜenosu byly dostaþující. Následující test simulující pĜenos dat z implantátu (fyziologického roztoku) do externí stanice byl taktéž úspČšný, deska simulující externí stanici byla schopna zachytit vysílání implantátu na vzdálenost pĜibližnČ 100 mm od nádoby roztoku, ve vČtší vzdálenosti (200 mm) již nebylo možné zajistit trvalý pĜenos mezi deskami s rozdílovou anténou a rychlost klesla na 1 kb/s.
- 25 -
Radek ěezníþek
Strana 26/44
Obr. 14 Ilustraþní fotografie experimentu
8
ZávČr
Navrhovaný systém je použitelný pro komunikaci implantátu a vnČjší stanice i pĜes nČkolik nedostatkĤ, splĖuje nČkteré parametry uvádČné v normČ MICS. Výhodami jsou nízká cena celé realizace pĜi možnostech obvodu (A/D pĜevod) a jednoduchá modifikace programu. Nevýhodami jsou nesplnČní MISC radiového pásma a vČtší spotĜeba. Provedené mČĜení a experiment pĜesnČ neodpovídají podmínkám, v nichž se bude komunikace realizovat, pĜesto je pravdČpodobné, že malé zmČny nebudou mít zásadní vliv na možnost využití navrženého Ĝešení, naopak lepším pĜizpĤsobením parametrĤm (délka komunikace, struktura antény) se mĤže docílit znatelného zlepšení. Návrh zahrnuje pouze sestavení základních komponent pro budoucí aplikaci, další rozvoj mĤže vycházet ze získaných poznatkĤ a zahrnout další obvody a možnosti, které nabízejí. Bylo by dobré další sérií experimentĤ zjistit ideální typ a tvar antény, pĜiþemž externí stanice jich mĤže mít hned nČkolik pro zajištČní spolehlivČjšího pĜenosu. MĤže obsahovat i nČkolik rozdílných obvodĤ pro porovnání a zvolení nejvhodnČjšího k použití ve výsledné realizaci. Další vývoj þeká i napájení, které bylo použito pro úþely experimentu. Baterie by mČla být v budoucnu nahrazena jiným zdrojem energie, nejspíše superkondenzátorem. Tento zdroj energie by mohl být nabíjen pĜes induktivní spojení, které mĤže postupnČ nahradit i RF komunikaci, jelikož se dá pĜenášená energie modulovat užiteþnou informací, kterou je možno extrahovat.
- 26 -
Radek ěezníþek
Strana 27/44
Seznam zkratek ADC
A/D conversion (convertor)– analogovČ digitální pĜevodník nebo (pĜevod)
AM
Transceiver address match – bit detekující shodu adres v pĜijímaþi
ASK
amplitude shift keying – amplitudové klíþování (modulace pro pĜenos)
CD
Transceiver carrier detect – bit detekující nosnou frekvenci v pĜijímaþi
CMOS
Complementary Metal–Oxide–Semiconductor – typ implementace kĜemíkových þipĤ
CPU
central processor unit – centrální procesorová jednotka
CRC
Cyclic redundancy check – bezpeþnostní kódování
dB/dek
decibelĤ na dekádu (sklon kĜivky)
dBm
decibely na miliwat (jednotka)
DCO
digital control oscillator – digitálnČ Ĝízený oscilátor
DR
Transceiver data ready – bit detekující pĜipravenost dat k odeslání (k pĜedání z pĜijímaþe ke zpracování)
EEPROM Electrically Erasable Programmable Read-Only Memory – elektricky mazatelná pamČĢ EPR
Equivalent Radio Power – ekvivalentní vysílaný výkon
ESR
equivalent serial resistance – ekvivalentní sériový odpor
ETSI
The European Telecommunications Standards Institute
FSK
frequency shift keying – frekvenþní klíþování (modulace pro pĜenos)
HI
logická úroveĖ „1“
IMD
implantable medical device – implantovatelné medicínské zaĜízení
ISM
the industrial, scientific and medical – prĤmyslová vČdecká a medicínská (pásma)
LAN
local area network – lokální síĢ
LBT
listen before talk – naslouchání pĜed vysíláním
LED
Light-emitting diode – svČtlo emitující dioda
LNA
Low Noise Amplifier – zesilovaþ s malým šumem
LO
logická úroveĖ „0“
LSK
load shift keying – pĜenos pomocí zmČny zátČže (modulace pro pĜenos)
M
vzájemná indukþnost
MEMS micro-electro-mechanical systems – bezdrátové mikroelektronické mechanické systémy MICS
Medical Implant Communication System
MIE
medical implant event – událost detekovaná implantátem
- 27 -
Radek ěezníþek maximální pĜípustná expozice
MPE OOK
Strana 28/44
on/off keying – klíþování zapnutím/vypnutím – typ ASK (modulace pro pĜenos)
PC
Personal computer – poþítaþ
PCB
Printed Circuit Board – tištČný spoj (deska tištČného spoje)
PIFA
Planar Inverted F-Antenna – konstrukþní typ antény (flíþkové)
PWR_UP
Power Up – zapnutí napájení (bit mikropoþítaþe urþující napájení)
Q
kvalita (parametr cívky, kondenzátoru)
RFID
Radio Frequency Identification – identifikace na rádiové frekvenci
RTC
real time clock – þasovaþ v reálného þasu
SAR
specific absorption rate – specifikovaná míra absorpce (záĜení)
SPI
serial peripheral interface – sériové periferní rozhraní
SRR
super regenerative reciever – rychle se regenerující pĜijímaþ
TX_EN
Transceiver transmit/receive selection – bit mikropoþítaþe pro výbČr funkce vysílaþ/pĜijímaþ
TRX_CE transceiver enable receiver function – bit mikropoþítaþe povolující funkci pĜijímaþe napájecí napČtí
UDD UART
Universal asynchronous receiver/transmitter – univerzální asynchronní vysílaþ pĜijímaþ (komunikace po sériové lince)
USB
universal serial bus
Witricity
wirelles electricity – bezdrátový rozvod
Literatura [1] Louise M. O. at al: „An impedimetric sensor for monitoring the growth of Staphylococcus epidermidis“. Proceedings of the 28th IEEE EMBS Annual International Conference New York City, USA, 30. 8. – 3. 9. ,2006. [2] Baddour LM, Wilson WR, Bayer AS, et al.: Infective endocarditis. Diagnosis, antimicrobial therapy, and management of complications. AHA scientific statement. Circulation 2005; 111: e394-e433. [3] 433/868/915MHz RF Transceiver with, Embedded 8051 Compatible, Microcontroller and 4 Input, 10 Bit ADC [online]. Tiller, Norsko : [s.n.], 1. 2005 [cit. 2010-04-25]. Dostupné z WWW: <www.nordicsemi.com>. [4] JOHANSSON, A.: Wireless Communication with Medical Implants: Antennas and Propagation. PhD thesis; June 2004; Lund; Lund University; www.semcad.com/simulation/publications/Johannsson2004.pdf [5] Multimediální uþebnice [online]. 2010 [cit. 2010-05-22]. Elektromagnetické vlny Mikrovlnná technika. Dostupné z WWW:
.
- 28 -
Radek ěezníþek
Strana 29/44
[6] Application note nAN400-04, “Small loop antennas”, Nordic VLSI ASA. [7] Sysala [online]. 1999 [cit. 2010-05-22]. Bezdrátový modul pro pásma 433MHz a 868MHz. Dostupné z WWW: . [8] SANDQUIST K. A.: Design of a wirelles power and data link for a cranially implanted neural prosthesis. Manhattan, Kansas, 2004. 70 s. Diplomová práce. Kansas State University, Department of Electrical and Computer Engineering. [9] DE MEY M. at al: Design concepts for wireless communication in implantable medical applications. Analog Circuit Design; Springer Netherlands; 2006, 2003, s. 331– 343. [10] GHOVANLOO M.; NAJAFI K.: A Wideband Frequency-Shift Keying Wireless Link for Inductively Powered Biomedical Implants. WIDEBAND FSK WIRELESS LINK: IEEE TRANSACTIONS ON CIRCUITS AND SYSTEMS. 12. 2004, 51, 12, s. 23732383. [11] CHUNG D. W., LOU A. S., HU Arthur A Sheng : 2-MHz Bi-Directional Wireless Transceiver System for Implantable Glucose Sensors. 2009, 978-1-4244-3828-0, s. 646648. [12] BOHORQUEZ J. L. ; DAWSON J. L. ; CHANDRAKASAN A. P. : CMOS MSK Transmitter : A 350ȝW CMOS MSK Transmitter and 400ȝW OOK Super-Regenerative Receiver for Medical Implant Communications. Symposium on VLSI Circuits Digest of Technical Papers. 2008, 978-1-4244-1805-3, s. 32-33. [13] Yao, N., Lee, H.-N., Sclabassi, R.J., Sun, M.: Low Power Digital Communication in Implantable Devices Using Volume Conduction of Biological Tissues. EMBS '06. 28th Annual International Conference of the IEEE, pp.6249-6252, Aug. 30 2006-Sept. 3 2006. [14] European Telecommunications Standards Institute, ETSI EN 301 839-1 Electromagnetic compatibility and Radio spectrum Matters (ERM);Radioequipment in the frequency range 402 MHz to 405 MHz for Ultra LowPower Active Medical Implants and Accessories;Part 1: Technical characteristics,including electromagnetic compatibility requirements, and test methods., 2002. [15]ANTHES J.: OOK, ASK and FSK Modulation in the Presence of an Interfering signal. RF monolitics. Dallas, Texas. s. 19. [16] GUO H., SOBOT R.: RF POWER HARVESTING ANALOG FRONT-END CIRCUIT FOR IMPLANTS. London ON, Canada, 2009. 4 s. Referát. University of Western Ontario. [17] LIES B., MOHAMED M., NOUREDDINE D.: Attenuation in Transferred RF Power to a Biomedical Implant due to the Misalignment Coils. [s.l.], 10 2005. 5 s. Referát. World Academy of Science, Engineering and Technology. [18] SUN M., SCLABASSI R.J., ZHANG F., LIU X. a HACKWORTH S.A.: Wireless Energy Delivery and Data Communication for Biomedical Sensors and Implantable devices. Pittsburgh, USA, 2009. 2 s. Referát. University of Pittsburgh, Pittsburgh, USA. [19] SAWAN M., HU Y., COULOMBE J.: Wirelessly Powered and Bidirectional Data Exchanged in Smart Medical Microsystems. Montréal, Québec, Canada, 2005. 8 s. Referát. CUSTOM INTEGRATED CIRCUITS CONFERENCE, Proceedings of IEEE 2005, pp 5-12, 18-21 9. 2005
- 29 -
Radek ěezníþek
Strana 30/44
[20] FABIAN, Josef: AKTIVNÍ PRVEK ZESILUJÍCÍ ELEKTROMAGNETICKOU VLNU. ýR, Praha, 2009. 73 s. Diplomová práce. ýESKÉ VYSOKÉ UýENÍ TECHNICKÉ V PRAZE.
- 30 -
A. Osazovací a výrobní data Deska plošných spojĤ,osazovací data, assemblytop, pohled shora, mČĜítko 3:1
Deska plošných spojĤ,osazovací data, assemblybottom, pohled shora, mČĜítko 3:1
I
Deska plošných spojĤ,výrobní data, top, pohled shora, mČĜítko 3.1
Deska plošných spojĤ,výrobní data, bottom, pohled shora, mČĜítko 3:1
II
Schéma zapojení desky
III
Seznam souþástek
Integrované obvody
Typ
U1
QFN32
nRF9E5
U2
MSOP8
LT1763
U3
SOIC8
25LC320
SMD 0603
56kOhm
Odpory R1 R2
33kOhm
R3 R4 R5,R8 R6,R9 R7 Kapacitory C1
Tantalový SMD size A
22uF
C2,C4,C15
Keramický SMD 0603
100nF
C3,C11,C19
10nF
C5
Tantalový SMD size A
10uF
C10,C12,C16
Keramický SMD 0603
33pF
C13
4,7nF
C14
1nF
C17,C18
15pF
IV
B. Zdrojové kódy Skript pro Matlab pro výpoþet parametrĤ antény function [Cp,R] = pcb_antenna_circ(a,b,Q,rho,f0) % circular antenna and cicular wire %parametrs a=radius of antenna % b=radius of wire, rho=conductivity of wire, Q=antenna quality % constants c0=3e8 lambda=c0/f0 mu0=pi*4e-7 % equivalent quadratic sides a % loop area A=pi*a^2 %circular radius of wire b La=mu0*a/pi*(log(8*a/b)-0.774) Li=mu0*a/2 Rr=31171*((A^2)/(lambda^4)) % a1+a2 nahrazeno obvodem anteny % b1+b2 nahrazeno obdovem prurezu vodice %loss resistance of inductor Rl=sqrt(pi*f0*mu0/rho) * (2*pi*a)/(2*pi*b); Rl=sqrt(pi*f0*mu0/rho) * (a)/(b) Rx=(2*pi*f0*(La+Li)/Q)-Rr-Rl %capacitor Cp Cp=(La+Li)/((Rr+Rl+Rx)^2+(2*pi*f0*(La+Li))^2) %antenna efficiency n=Rr/(Rr+Rl+Rx) n=Q*Rr/(2*pi*f0*(La+Li)) %losses in space S=0.05012e-12; Prf=10e-5; %communication range R=lambda/(4*pi*sqrt(S/(n^2*Prf))) end
V
C. Obsah pĜiloženého CD Software – obsahuje software pro podporu programování KITu Datasheets – obsahuje manuály a návody pro elektronické prvky Hardware – soubory pro výrobu PC desky Programs – zdrojové soubory programĤ urþené pro vývojovou desku Pictures – obrázky bakalarskaprace.pdf – vlastní bakaláĜská práce
VI
