带无线通信的医疗植入物的制作方法

本发明涉及一种布置成用于从人体内进行无线通信的医疗植入物，并且涉及一种用于与植入物通信的系统，以及相关方法。医疗植入物用于收集关于人体的信息，并且用于在各种情形下与人体相互作用。例如，胶囊内窥镜用于收集消化系统内的图像并用于获取样品或递送药物，神经假体系统将大脑与外部装置相联系并与大脑交换电信号，心脏起搏器或心脏无引线起搏器用于使心跳同步，并且已经提出了各种其它装置，这些装置依赖于保持在人体内或通过人体。对于所有这些医疗植入物装置来说，如果能够与人体内外的其它装置进行无线通信，它将提供优势。这可以用于植入物的无线控制或编程，用于发射来自诸如照相机、温度传感器、血液监测传感器等传感器的数据，以及其它目的。下表阐述了典型的数据传递速率和植入物在人体表面下的深度。为了实现植入物的完全无线操作，这些范围内的无线数据发射是非常理想的。事实上，对于某些应用来说，从人体外部到植入物的有线连接是不可能的，而且很难也不方便有线连接到离人体表面较近的单独的所植入发射器装置(如在神经假肢的一些情况下所使用的)。应用所需数据速率范围胶囊内窥镜(视频流)1-100mbps30-150mm心脏监测40-200kbps100mm神经监测512个传感器，430mbps20-30mm对于从人体外部到植入物装置位置的完全无线连接，会因为对最小数据传递速率的需要和人体组织的深度而产生挑战。现有技术中已经提出了带无线通信能力以及无线电力传递的植入物装置。例如，us2013/0215979描述了一种用于从人体外部向植入物装置供电并同时进行数据传递的方法。植入物装置上的电路用于从外部rf信号收集电力，并且可能存在从植入物到外部装置的反向散射通信。提出了用于将数据信号发射回到外部装置的负载调制。充电rf信号的一部分用于反向散射通信，且其余部分用于无线电力传递。us2014/0055088描述了一种用于对植入物装置进行无线充电的方法。来自通信线圈的反向散射用于指示进行有效充电的最佳频率。因此，外部发射器可以使用反向散射信息基于基本反馈机制来调整它用于无线电力传递的频率。us2014/0084855论述了到植入物(从外部到植入物)的无线电力传递和数据发射。反向散射信号在外部系统中接收并进行处理，以便控制植入物阻抗匹配单元或改变外部装置的频率。在这两种情况下，这样做都是为了获得最大无线电力传递。这些现有装置都不能完全满足理想的数据传递速率要求，也不能充分地深入人体。需要一种更有效的方式来与医疗植入物进行通信，尤其是增加可以进行有效通信的人体组织的可能深度，同时避免过度使用植入物装置的内部电源。与在人体内部较深位置的植入物装置可靠通信的能力将大大提高医疗植入物的无线数据发射的效用。从第一方面看，本发明提供一种在人体内使用的植入物装置，所述植入物装置包括：数据源；以及非自谐振天线，其用于与外部通信系统进行反向散射通信，所述非自谐振天线包括至少两个电极，所述至少两个电极包含布置成当所述植入物装置在使用中时间隔开的两个导电贴片；其中所述植入物装置布置成控制所述非自谐振天线的反向散射属性，以便将数据从所述数据源发射到所述外部通信系统；并且其中所述植入物装置布置成使得所述非自谐振天线的所述反向散射属性受一个或多个电开关控制，所述一个或多个电开关包含布置成通过在经由人体组织耦合所述至少两个电极和经由导电路径耦合所述至少两个电极之间切换来改变所述非自谐振天线的阻抗的电开关。通过这样组合特征，非自谐振天线可以用植入物装置所需的极低功率来控制，并且有可能对天线阻抗产生极大改变，从而实现与外部发射器/接收器系统的有效反向散射通信，所述外部发射器/接收器系统一般包含在人体外部的天线。使用非自谐振天线实现了较大的雷达散射截面(rcs)，并且因此实现了高效的反向散射性能。开关通过改变周围人体组织对天线的有效阻抗的影响程度来改变非自谐振天线的阻抗。因此，开关可以打开，使得人体组织成为天线电路内的耦合的主要部分，或者开关可以关闭，使得所述两个贴片通过导电路径耦合，并且人体组织具有最小影响，因为它只在天线电路内与导电路径“平行”。应了解，通过此方法以及对之间具有间隔的两个贴片天线的使用，有可能在植入物装置使用最少电力的情况下使反向散射属性产生显著变化。第一方面的天线是非自谐振天线。在此情形下，自谐振意味着天线结构和几何形状以一种提供谐振的方式设计(如共用天线方法中所使用的)。在非自谐振(例如电极天线)的情况下，天线自身没有谐振，但是天线周围的介质的阻抗可以提供谐振。对于非自谐振天线的操作来说，谐振可能是不必要的，实际上，天线的操作可基于阻抗变化。在示例实施例中，当在包括生物组织的导电介质中使用非自谐振天线时，可以在导电介质内部的天线的两个电极之间产生电流路径。电流路径延伸到生物环境，并在生物介质中产生具有电流分布的较大区域。所述区域的大小比天线的物理大小大得多。这使得天线具有较大的虚拟大小，并因此实现高效。在使用自谐振天线的现有技术中，天线效率限于天线几何形状的物理大小，而在例如第一方面中的非自谐振天线，天线效率可以使用天线的较大虚拟大小来增加。非自谐振天线和电开关有利地利用人体组织的阻抗来影响非自谐振天线的反向散射属性，其中两部分天线具有布置成间隔开且在使用时与人体组织接触的两个电极。电极之间的间隔可为例如从5mm到35mm。非自谐振天线使用两个导电贴片作为电极，它们可形成非自谐振天线的主要组件。可以使用金属贴片。所述两个电极可以布置成与人体组织接触，例如经由组织与贴片的导电材料直接接触，或者与薄的生物相容性不导电涂层的中间层接触，所述涂层例如是聚合物涂层。生物相容性不导电材料层可允许天线与人体组织的耦合中存在间隙，这可以增强天线的操作。所述层可以经由壳体提供，例如放置在天线和植入物装置的其它部分周围的外壳。壳体或涂层可包封植入物装置并将其密封，以防内部零件直接暴露于人体组织和体液。这还可增强装置的安全性和/或减少对装置的其余部分的生物相容性材料的需要。例如，所述层可具有1mm或更小的厚度，例如约0.5mm的厚度。在一些实例中，可以使用具有0.1mm或更小的厚度的涂层。非自谐振天线的反向散射属性受电开关控制，所述电开关布置成通过在经由生物介质(例如，人体组织)耦合所述两个电极和经由导电路径耦合所述两个电极之间切换来改变非自谐振天线的阻抗。因此，实际上当开关打开时，因为经由生物组织的耦合而提供高阻抗，当开关关闭时，经由通过开关的导电路径而提供低(名义上为零)阻抗。阻抗的较大变化可以通过位于人体表面上或皮肤下的接收天线来识别。反射的高效因为较大rcs、装置的较大带宽和较大阻抗变化而实现。这可使用较低/中等发射器功率在高达18cm的深度处产生较大读取范围。已经测量出12mbps的高数据速率，并且预期可以实现70mbps的潜力。示例天线使用提供天线的两个电极的两个导电贴片，并且这些贴片选择性地经由开关来耦合。导电贴片可采用各种形式。它们可以被视为贴片天线，因此不同于其它天线，例如线圈天线或环形天线。在一个简单的实例中，导电贴片可以是布置成用于附接到人体组织的贴片，其中附接到人体组织是为了固定贴片，贴片与人体组织之间具有间隔。接着，开关可以连接或断开贴片之间的导电路径，使得人体组织的阻抗对天线的有效阻抗产生更小或更大的影响。导电贴片可以通过安装到植入物的一部分上而间隔开，例如安装到人体或植入物的壳体，其中这两个贴片在沿着植入物长度的不同点处。在一些实例中，植入物具有管状形式，例如圆柱形管或具有任何其它棱柱形形状的管，并且所述两个导电贴片安装到管上，且沿着管的长度间隔开。管的形式便于植入物装置用于各种目的，例如用于胶囊内窥镜检查。一个或两个导电贴片可具有大体上二维形式，例如矩形或圆盘形。一个或两个导电贴片可具有三维形式，例如管、球体的一部分(例如，半球)或某一其它三维表面形状，如曲线旋转表面。在一个实例中，植入物装置包括两个管形导电贴片，它们可有利地位于植入物的管上，例如位于植入物的管状主体上。在另一实例中，植入物装置包括一个管形导电贴片和一个具有不同形状的贴片，例如圆盘形或非管状三维形式(例如，球体的一部分，如半球)。通过这种布置，管状导电贴片和非管状导电贴片可以位于植入物的管上，例如圆盘在管的平坦端部上，或半球或其它三维形式在管的圆形端部上。导电贴片可采用导电材料管的形式，例如圆柱形管或环。此类管的制造和处理简单明了，并且它们可易于以各种方式插入到人体组织中。另外，易于将两个导电管(或环)放在更大的不导电管上，以便使人体内的管之间达到所需距离，并且留出能够容纳开关组件且有可能还容纳植入物装置的其它元件的空间。如上文所论述，这一方法可以与安装在管上的两个具有另一形状的导电贴片一起使用。在示例实施例中，所述两个导电贴片之间的距离(例如，两个管之间的距离)限于50mm或以下，任选地35mm或以下。导电管之间的距离可至少为5mm，并且它可以在5-35mm的范围内，如上文所提到。可以使用圆柱形管，例如环。圆柱形管的直径可为至少3mm，任选地至少4mm，并且在一些实例中，直径在3mm到15mm的范围内。导电管沿着它们轴线的长度可为至少1mm，任选地至少3mm，并且在一些实例中，在3mm到6mm的范围内。植入物装置使用一个或多个开关装置来控制反向散射属性，并且这些开关装置可以是低功率的电开关装置，例如晶体管。例如，可以使用场效应晶体管(fet)，例如cmosfet。在一个实例中，晶体管是有利地可以超低功率操作的cmosmmic装置。晶体管的使用提供了一种用低功率改变天线的反向散射属性的方式。植入物装置的内部电源可用于控制电开关，同时还为数据源供电。这一内部电源可以是电池，或者任选地，它可以是无线电力传递系统，此系统可使用与用于反向散射通信的天线相同的天线。优选的是，植入物装置在反向散射通信期间不从天线获取电力，这确保了天线可以针对最大反射进行优化，从而为与外部通信系统的反向散射通信提供最大范围。实际上，数据(0或1)的一个周期可用于电力收集，另一周期用于数据发射。可存在多个电开关和滤波器对天线的反向散射属性产生不同影响，并且因此允许反向散射信号具有超过两个不同状态。这可实现更复杂的数据传递和更高的数据速率。通过在多个频率中缩小高数据速率，方法变得类似于用于多频带数据通信的频分复用(fdm)。另外，开关和滤波器的组合可以分离用于无线电力传递和数据传递的路径。对于多个频率使用，外部装置应该在所关注的所述多个频率下进行发射。植入物装置优选的是医疗植入物装置，并且它可包含用于收集数据以供医疗使用的传感器，例如用于在医疗诊断方法中使用或用于医疗研究。传感器优选的是连接到数据源，以便提供用于产生从数据源发射到外部通信系统的数据的信息。植入物装置可另外包含额外数据处理装置，例如计算机处理器和/或用于数据存储的存储器。如上文所提到，现有技术中已经提出了组合反向散射通信与无线电力传递。使用无线电力传递减小了人体内的反向散射范围，因为天线必须吸收所发射能量中的一些，而这一些通常是所发射能量的大部分。在本发明天线的情况下，反向散射通信配置中的天线设计是为了最大反射，并因此使吸收的能量最少，植入物装置优选的是布置成尽可能多地将入射到天线上的能量用于反向散射通信。植入物装置可布置成使得在经由天线进行数据通信期间不存在无线电力传递。任选地，从不进行任何无线电力传递，但是在一些情况下，当反向散射通信没有正在实施时，可能会单独地使用无线电力传递。植入物的数据源或传感器可具有它们自身的电池或单独的无线电力传递系统。数据源可布置成提供数据信号，用于控制天线的反向散射属性，由此将数据从数据源发射到外部通信系统。优选的是，这是低功率数据信号，从而确保植入物装置具有最大使用寿命。通过最小化植入物装置的功率要求，装置的使用寿命得以最大化，同时还实现了反向散射通信的高数据速率。植入物装置可用于与第二植入物装置通信，因此第一植入物装置和第二植入物装置之间可存在数据传递，其中第二植入物装置有利地向植入物装置发射电磁波且布置成从植入物装置接收反向散射信号。或者或另外，植入物装置可以与外部通信系统一起提供，外部通信系统与植入物装置相互作用以从植入物装置接收数据。例如，这可以出现在用于收集关于患者的医疗数据的系统的情形中。外部通信系统可布置成向植入物装置发射电磁波，并从植入物装置接收反向散射信号。这可以使用既充当发射器又充当接收器的单个天线来完成，但优选的是，外部通信系统包含单独的发射和接收天线。使用多个天线的一个原因是减少发射天线和接收天线之间的耦合以免接收器饱和。这允许接收器在其完整的动态范围中操作以接收相对较弱的反向散射信号。另外，在多径传播的情况下，使用双基地(双天线)或多基地(多天线)的性能要优于单基地(单天线)配置，因为这去除了深度信号衰减的可能性。电磁波可以是无线电波，具体地说，可以处于指定用于医疗植入物的频率。此类频率是基于它们在活组织中的可用性和损耗特性而选择的。工业、科学和医疗(ism)频带以及400、600、800和1400mhz下的医疗植入物通信服务(mics)用于与医疗植入物无线通信，因此外部通信系统可使用这些频率中的一个。由于非自谐振天线的特性，预期从dc到1500mhz的任何频率都可以实现从植入物到外部通信系统的通信。发射器可包括作为发射器天线的人体天线(onbodyantenna)，这可以是朝向植入物装置的任何有效辐射器的布置。可在多个位置处存在多个发射天线，它们一起起作用以便向植入物装置发射电磁波。在不同位置处使用多个天线可以最大化植入物装置处的信号强度，同时避免人体表面的电磁辐射过多，从而增加可能的反向散射通信范围，而不会超过患者暴露于辐射的极限。另外，人体表面上的多个天线可呈正交配置放置，以实施极化分集，使得接收到的信号对植入物定向的依赖性较小。这对于胶囊内窥镜检查等应用来说是强制性的，在这些应用中，胶囊在消化道中移动，并且相对于外部天线可具有不同定向。发射天线可以直接放置在人体上，并留有间隙，以免与皮肤直接接触。或者或另外，可以在天线和皮肤之间放置匹配层。匹配层可包括低损耗介电材料，例如水或水基介电材料。通过使用匹配层，可以减小人体的比吸收率(sar)，并且可以耗散由于辐射而产生的热。在一些实施方案中，外部通信系统可布置成通过使用多个发射器天线在接收器处形成空耦合信号来减少接收器天线处由于发射器天线而产生的耦合功率量。这意味着即使反向散射信号非常弱，也能在接收器处恢复。本发明进一步扩展到第一方面中的植入物装置的用途，例如为了收集关于患者的医疗信息或为了治疗患者。植入物装置可包含上文所论述的其它特征中的任一个。植入物装置的用法可包括：将植入物装置植入或插入到患者中；从在人体外部的外部通信系统向装置发射电磁波；控制天线的反向散射属性，以便使用来自天线的反向散射信号从数据源发射数据；以及在外部通信系统处接收反向散射信号。任选地，装置的用法可包含使用植入物装置收集患者体内的一个或多个位置处的医疗信息，然后通过与外部通信系统进行反向散射通信将此信息发射到人体外部。装置的用法可进一步包含控制天线属性反向散射属性，以借助如上文所描述的开关经由反向散射信号发射数据。现在将仅通过举例并参考附图来描述本发明的某些优选实施例，附图中：图1是针对一些生物组织的导电性与频率的关系曲线；图2示出作为非自谐振天线的电流电极(galvanicelectrodes)的布置；图3是表示图2中的开关操作的电路模型；图4a到4e示出了植入物装置的且具体地是提供天线的电极的导电贴片的各个布置；图5示出相对于频率绘制反向散射信号电平的测试结果；图6示出针对不同胶囊大小25、15和5mm在455mhz下反向散射信号电平与深度的关系；图7示出频谱分析仪处的反向散射信号，用于在植入物胶囊处于9cm深度时的所发射周期信号的测试；图8示出用于相同测试的usrp频谱分析仪测量结果；图9示出来自图8的测试的已解码数据信号；图10示出用于植入物胶囊处于17cm深度时的类似测试的频谱分析仪测量结果。优选实施例涉及一种具有用于反向散射通信的非自谐振天线的植入物装置，以及用于从所述植入物装置接收数据的外部通信系统。植入物装置产生一种新的用于医疗植入物通信的无线反向散射数据连接技术。所提出的人体反向散射通信(hbbc)适合用于导电介质，其中传统的反向散射通信和rfid技术因为组织的损耗和植入物天线的性能下降而受阻。类似于反向散射技术，我们的方法从植入物装置中去除了发射器，这可以节省植入物的功耗和物理空间。使用远程读取器来发射rf能量和读取通过植入物的数据源调制的信息信号。使用这种方法，由于使用开关电路而不是传统无线通信中的完整发射器链，用于通信的植入物功耗从几微瓦特减小到几毫微瓦特。因此，利用小型植入物装置就可保证高数据速率和长久连接。我们的独特技术是基于非谐振天线，它可以在导电介质中有效地发挥作用。与谐振天线比较，非谐振天线可在导电介质中提供超高效率及超宽带性能。因此，非谐振天线的链路预算的性能显著优于基于谐振的天线。我们在天线周围实施介质阻抗是为了进行天线阻抗调节，并且通过反向散射方法，使用植入物数据信号和开关来改变介质的阻抗。对于超过18cm的植入物深度，利用远程读取器的中等发射器功率电平(小于100微瓦特)可以实现从低速率到高速率(有可能达到70mbps)的可靠数据连接。因此，此系统可以实现较高的深度连接性。在我们的新方法中，植入物大小可减小到5mm，且对于短距离来说，它可以更小(1mm)。方法可用于植入物到植入物或植入物到人体外部的通信情形，这有可能应用于无线心脏起搏器、无线胶囊内窥镜(wce)和体内无线传感器网络。常规的无线反向散射通信和rfid技术在自由空间中使用，在自由空间中，远程读取器发射em波，并且利用标签装置的谐振天线结构接收到的信号进行调制，且信号在波传播通道中重新发射。标签装置中的开关电路执行信号调制。远程读取器解调波反射以用于数据检测。在标签谐振下操作对于增加天线雷达散射截面(rcs)和提供适当的反向散射链路预算来说至关重要。标签天线的大小对系统的性能起着关键作用，通过根据谐振长度(λ/4)减小天线的电气大小，使该方案的效率降低。出于感测目的，使用传统的反向散射和rfid方法对于表面医疗植入物通信来说是可行的。在此应用中，通信范围较小(1-3cm)，数据速率限于几kbps。主要限制是应该较小(<30mm)的植入物大小和随着频率而增加的生物组织的频率依赖型损耗。这要求使用mhz频率范围(＜1500mhz)。因此，归一化的天线大小变小(<λ/10)，导致天线效率降低。此外，由于比较小，天线反应场(近场)变得非常强，它被组织周围的天线吸收并产生进一步降低总天线效率的比吸收率(sar)。谐振天线的这些固有限制限制了rfid在生物医学植入物通信中的应用。使用利用较大rcs的天线并调节植入物天线谐振可有助于增加植入物装置的通信范围。但是，由于植入天线的低效以及对所施加的读取器的功率的限制(由于rf吸收和sar)，早期谐振天线的通信范围被限制在约8cm，所施加的功率为100微瓦特。并且，植入物天线的谐振频率会因为对反向散射性能起关键作用的不同组织的负载而发生偏移。应该使用复杂的系统找到用于反向散射的最佳频率。此外，可以利用小谐振天线递送的数据速率受到限制。当前提出的方法是基于反向散射机制，它适用于导电或有损耗的介质，例如生物环境。我们使用带介质阻抗调制的非自谐振天线来实现人体反向散射通信(hbbc)。新天线的效率不受类似于谐振天线有损耗的材料影响。非自谐振天线可利用环境的损耗而在导电介质中提供适当的阻抗，以用于匹配。天线应该与生物组织直接接触，或者它可以作为涂层与周围材料保持微小间隙(<0.5mm)。因为天线是非自谐振结构，所以效率不是天线电长度的因素。因此，天线可保持极小大小，同时具有高效。与谐振结构比较，非自谐振天线的近场不强，因此在天线周围消散的功率极低。这引入了较小的比吸收率(sar)。所有这些特征为hbbc应用提供了一个可靠的与远程读取器的通信链路，这是传统的rfid和自谐振技术无法实现的。植入物介质定义了所提出的非自谐振天线的阻抗，而不是由天线结构本身定义。由于介质阻抗可以假定为针对超过30％的中心频率保持恒定，因此我们可以将天线定义为与频率无关。结果就是天线变为超宽带，并且可在dc到数ghz频率范围内起作用。因此，同一天线可用于电流通信和辐射通信。并且由于带宽可用且失真小，系统的潜在数据速率变得极高。为了使用我们的非谐振天线实施反向散射调制，我们通过内部开关机构改变介质中植入物电极的两个位点(loci)之间的阻抗。因此，我们可以使用环境的阻抗并对其进行调制。因此，实现了有效反向散射性能。反向散射装置是超宽带的，因此可以使用各种频率(dc-1500mhz)来进行生物组织中的数据通信。并且，由于宽带特征可用，我们可以发射极高的数据速率(在450mhz中心频率下为70mbps)。我们注意到，在所有频率范围中的操作并不相似，也不是最优的。操作主要取决于天线的两个电极之间的间隔。较小间隔在更高频率下实现更好操作。所提出的设计用于植入物到植入物或植入物到人体接收器的通信，这可应用于无线起搏器和无线胶囊内窥镜(wce)。本文中的公开内容提供上述技术的设计和测量结果。我们描述了新hbbc装置的设计概念，和读取器的天线的布置以及系统实施方案。进行测量是为了为hbbc提供最优频率，测量了装置大小和通信深度的影响。针对两种可能的情形呈现hbbc：-电流通信情况下的针对低于30mhz的频率的植入物到植入物通信。-针对高于70mhz的频率的基于辐射耦合的植入物到人体通信。使用植入物装置的反向散射需要小于35mm的紧凑大小来实施。生物组织指示较小导电值(更少损耗)的频率范围低于1500mhz(见图1，针对一些生物组织的导电性与频率的关系曲线)。因此，植入天线的电大小变得小于小型天线类别中的λ/10。小型天线指示具有高q因子和狭窄带宽的强近场。利用有损耗的生物组织负载较小天线，例如植入物情形，会使大部分倏逝波消散到组织周围的天线，并且因此降低天线效率，且q因子下降。因此，对于医疗植入物应用来说，使用谐振天线结构是有问题的。这是植入物应用中任何小型天线的固有特征，并且指示低效。图2和3示出了考虑用于生物导电介质的设计，具体地是用于反向散射通信的设计。天线12包含两个金属电极16，电极16之间具有较小距离。远程读取器18经由反向散射通信从天线12接收信号。自由空间中的天线12示出了所述两个电极16之间的无限阻抗。但是，如果天线浸没在导电介质中，那么装置阻抗由所述两个电极16之间的材料特性和电极16的间隔指定。电极16和人体组织之间的间隙也具有影响，例如由下文相对于图4b、4c和4d论述的任选的外壳24提供的间隙22。并且，因为生物组织的材料是频率依赖型的，所以电极16之间的阻抗也变为频率依赖型的。图1中的曲线示出了在低于500mhz的频率下，对于约30％的带宽，导电性可以被认为是几乎平坦的。所提出的具有两个电极16的天线12可用作具有适当阻抗匹配的广泛频率范围(dc-1000mhz)下的有源发射器或接收器。对于大于5mm的胶囊大小的天线阻抗在可以进行有效调节以供宽带使用的范围中。使用天线作为直接发射器的主要问题是所述两个电极16之间的电阻，并且根据电极16之间的组织，此电阻可能较小。低电阻消耗了发射器的功率并且降低了发射器效率。出于反向散射目的，天线电极16与两个电极16之间的开关电路14之间使用导线连接。通过控制开关操作，所述两个电极16之间的介质的阻抗可以在零欧姆(对于接通)和由介质的导电性(σs/m)与电极16之间的间隔定义的介质阻抗(对于断开)之间进行调制。通过减小导电性(例如，在脂肪组织处)，电极16之间的阻抗增加，且在高导电组织(血液、肌肉)中，阻抗减小。因此，与谐振天线相反，天线易于在有损耗的介质处实施。因此，如果远程读取器在所述两个电极16之间提供介质的电压差，那么开关改变等效电路中可以通过读取器恢复的电流。利用植入物数据源控制开关14表示读取器侧18处的信号调制。如可见，环境阻抗切换是我们的反向散射通信的基础，而不是装置的自阻抗。因此，出于感测目的，可以使用可在所述两个电极16之间提供适当的电压差的任何信号和频率。电极16可以由在图2中用侧视图示出的导电材料的圆柱形管(或环)提供，尺寸w是管沿着圆柱的轴线的长度/宽度，且尺寸d是管的直径。尺寸l示出所述两个电极16之间的间隔。我们提出了对于dc-1000mhz范围内的所有频率用于最优链路性能的电极16之间的距离(5mm<l<35mm)，并且提出了电极16的直径(d>4mm)和带材宽度(管长度)(w>1mm)。但是，我们可以使用更小的l、d和w，但是系统性能会出现一些损耗。图4a到4e示出了植入物装置的且具体地是提供天线的电极的导电贴片的各个布置。这些植入物装置可以制造用于hbbc测量。图4a示出了天线电极的两个导电贴片16的使用，其中这些贴片附接到人体组织18上。开关电路14经由导线20连接到所述两个贴片16。贴片到人体组织18的附接用于以所需间隔固定它们。图4b到4e的实例不同于4a的实例，区别在于植入物装置12的主体用于支撑贴片16，并因此提供贴片之间的间隔。这些实例中的植入物装置12具有管状形式，它以横截面示出。开关电路14以及导电路径(20，未示出)在植入物装置12的主体内。形成天线电极的贴片16放置在植入物装置12的外部部分处。在图4b中，贴片16采用在植入物装置12的两端处的两个管的形式。在图4c中，植入物装置12使用一个管形贴片16和一个圆盘形贴片16。圆盘形贴片16在管状形式的植入物装置的一端。图4d的实例使用植入物装置12的圆形端部，且贴片16中的一个是管，而另一贴片16是安装到圆形端部中的一个的弯曲表面。例如，这可以是球体的一部分。任选地，贴片16(即，电极)和人体组织之间存在间隙22，其中此间隙22由外壳24提供。间隙22用作电容元件。以此方式使用间隙22可用于高频(例如，高于70mhz)的反向散射应用。植入物装置12可包含相机(未示出)或其它传感器。通过使用相机，可以将它放在装置中不存在贴片16的端部处，例如图4d的植入物装置12的左端。对于一些应用，具有导电外壳26可能是有用的，如图4e中所示。在此情况下，所述两个贴片16可以是一个端部处的圆盘形贴片16和另一端部处的管形贴片16，它们应通过绝缘材料28与导电外壳26隔离。相关应用包含其中出于生物相容性和/或植入物装置12的长使用寿命的原因而需要使用金属的那些应用。它的一个实例是无引线心脏起搏器。在读取器频率(rf)中反向散射电极16应该与罩壳隔离。电极16可以与周围介质或耦合间隙接触。在验证所提出的概念的实验中，已经制造出不同的植入物胶囊，并在填充有模拟人体组织的体模材料(例如，4％的盐水)的体模内部进行测量。50x30x30cm3的水容器用作我们的测试体模，并且填充有流体。将人体天线放在容器表面上。例如使用如图4b所示的天线配置的胶囊天线12浸没在液体中，位于读取器天线前面并且与读取器的天线表面平行。在读取器天线前面的宽视角范围可提供与植入物胶囊12的数据连接。为了在胶囊装置12的位置和定向未知的情形下覆盖完整区域，提出具有用于提供连接性的选择机制的多天线使用。测量结果已在确认性能与液体均质体模相似的活体动物实验中得到验证。在第一个测量设置中，我们定义了适合于hbbc应用的频率范围。我们考虑了导电链路和辐射链路两个不同的情形。在辐射链路中，人体天线放到容器表面上并留有间隙。源功率为0dbm(1微瓦特)，在深度＝80mm处记录胶囊的反向散射信号电平。测量过程中使用的胶囊大小为25mm。图5示出了反向散射信号电平与频率的关系。如图所示，420-550mhz的频率范围示出了高反向散射信号电平。90和180mhz下的其它频率提供了良好信号电平。对于300mhz频带下的频率，信号电平下降。此处，我们关注的是402mhz和450mhz下的mics和rfid频带。我们注意到，发射信号未进行调制，因此用于未调制信号的规定适用于我们的系统。接收到的信号进行调制并且具有宽带属性，但是信号电平小于-85dbm。由于调制信号电平过小，所以它可以被针对发射的法规标准接受。举例来说，信号电平低于-80dbm的uwb发射是未经许可的频带。因此，微弱的反射信号不存在任何带宽限制。在hbbc的第二次测量中，测量读取器天线在液体体模内部的相同情形。读取器天线与介质直接接触。正如期望，高频分量由于与有损耗的介质直接接触而出现衰减。但是，低频带(电流耦合)主要用于低于30mhz的频率，其中反向散射信号很明显。因此，电流部分可用于低频。可用带宽在较低频率中受到限制。该带宽将足以满足hbbc连接的需要，低速率要求约为发射器频率的30％。相同设置可用于高数据速率连接，其中以低频发射并以较高频率接收反向散射信号(上变频反射)。例如，通过在前向路径中以几khz的频率发射，我们可以在后向路径中以更高的子载波速率(1-10mhz)调制反向散射信号，以获得更大的数据带宽。在此情况下，读取器在tx和rx中具有不同频率。这一方法适用于无线起搏器。并且，我们可以考虑电流耦合用于前向路径，辐射用于后向路径。通过使用这一通信方式，发射信号以khz为单位，反射信号处于高频(mics频带)。要求是必须操作后向频率下的快速切换。考虑到辐射hbbc的频率范围为420-550mhz，我们测量了不同胶囊大小情况下的数据连接性。在此测量情形中，sdr用作发射器和接收器装置。我们施加50微瓦特的功率电平来测量深度内的连接性，并记录反向散射信号质量。图6示出针对不同胶囊大小25、15和5mm在455mhz下反向散射信号电平与深度的关系。25mm大小的胶囊的性能优于更小的胶囊，因为电极端部处具有更高的可用感生电压，且通过阻抗开关提供的差分rcs更大。5mm大小的胶囊的性能大约比25mm的胶囊差15db。使超过25mm的胶囊大小增加将不会明显增强反向散射信号。这一发现表明依据适用深度，我们可以将胶囊大小减小到5mm或更小。对于所有胶囊，455mhz频带下的反向散射路径损耗约为5db/cm。由于读取器的可用近场，损耗衰减在距离读取器较近处较小。使用所施加的50微瓦特的功率，我们可以提供高达18cm的深度连接性，信号电平为-95dbm。5mm大小的胶囊可用于大约13cm的深度。这些系统的数据速率约为12mbps。系统可在单个通道中提供高达70mbps的高数据速率，且失真较小。频分复用(fdm)可用于提高接收器性能。在650mhz的频率下操作可以将5mm大小的小型胶囊的链路性能增加10db。因此，我们应该在植入物胶囊的频率和大小之间进行权衡。小尺寸胶囊在高频下提供改进的反向散射。这些测量是在使用全身麻醉的猪的活体动物实验中进行的。高数据速率连接示出用于动物腹部和胸部的深度(12-18cm)应用，用于无线胶囊内窥镜和无线起搏器应用。利用电流胶囊的反向散射测量表明单向连接的信号损耗最大为1.5db/cm，而辐射链路的信号损耗为2.5db/cm。针对25mm的胶囊大小，人体和胶囊天线之间的耦合的效率是-10db。完全匹配的耦合提供了在8cm处具有30db损耗的链路。这意味着通过发射100微瓦特，胶囊接收到的功率是100微瓦特。考虑到整流器电路的效率为35％，我们可以在400mhz频带下为植入物递送35微瓦特的功率。我们期望在使用非谐振天线的导电情形中有更多的电力传递，因为在较低的频率下，8cm的损耗小了约8db。因此，所提出的非自谐振天线12可用于wpt。在另一实例中，使用sdr在450mhz频带下进行测量。usrpn210用作读取器系统，tx频率设置为450mhz，且功率是0dbm。在9cm深度处使用25mm的胶囊大小(l)，并且以1mbps切换胶囊。测量频谱分析仪处的反向散射信号，如图7中所示。类似地，频谱在usrp频谱分析仪上进行测量，并在图8中示出，并且解码数据信号，如图9中所示。还针对17cm的深度进行测量，其中tx功率增加到15dbm(30微瓦特)，rx增益为15db，我们可以检测到1mbps的数据信号。基于20mhz的usrp带宽，可以针对高达10mbps的数据速率实现相同性能。在图10中示出17cm深度的频谱，其中bs电平为-88.6dbm。读取器天线和胶囊天线12的相对旋转可因为极化不匹配而导致信号衰减。对于45度的相对极化角度，信号损耗是5db，对于60度的相对旋转，信号损耗增加到10db。对于高于60度的旋转角度，信号进一步减小。因此，应该调整读取器天线的布置，以通过多天线配置补偿相对旋转。提出了一种适用于导电介质并允许使用低功率进行有效反向散射通信的可植入物装置。所引入的天线12是具有两个导电电极16的非自谐振结构，此结构在天线操作期间利用人体组织的阻抗。因为天线12是非谐振装置，所以在小型谐振天线中，与近场相关联的损耗不是限制因素。非自谐振天线12不受频率影响，且具有随频率变化的极宽范围的稳定阻抗。因此，天线12可以获得超宽带性能。对于反向散射操作，开关机构14用于改变所述两个电极16之间的系统阻抗。介质阻抗的调制用于表示数据和反向散射连接性。所提出的系统可在中心频率为450mhz、深度超过18cm的情况下提供70mbps的极高数据速率连接。该系统针对5、15、25毫米的不同胶囊大小进行了测试，在施加50微瓦特的功率时，数据连接性可达到12mbps，深度为12-18cm。依据使用和应用情形，从dc到1500mhz的频率范围可用于反向散射连接。由于在植入物中使用的是开关板而不是完整的发射器，植入物装置的功耗从几微瓦特减少到几毫瓦特。此技术适合用于wce和起搏器或植入物无线传感器网络连接。所提出的技术还可在变容器二极管用作开关而不是开关电路14的情况下为植入物装置提供模拟数据连接。原因在于我们使用的是介质阻抗调制，而不是可以减小天线的rcs的天线阻抗。因此，通过使用具有介质阻抗调制的数据传递的概念，我们可以为非常深的植入物装置提供数据连接，同时对介质施加的功率很小。造成这种情况的一个原因是系统并非基于天线谐振，在天线谐振中，组织负载减小了小型天线的高q值。并且，反向散射数据传递可以覆盖从dc到数ghz的所有频率范围。可提供植入物装置的所述两个电极16之间的电压差的任何方法可用于反向散射感测。考虑了两个频率范围，用于产生导电介质中的两个位点之间的电压差。1-低频(低于30mhz)，其中导电是介质中信号发射的主要方式。2-高频(高于80mhz的频率)，其基于rf场到导电介质的辐射。为了进行导电，电极16和导电介质之间的直接接触至关重要。但是，对于辐射耦合，需要读取器20和介质之间的间隙在环境中感生电场。并且，辐射情形中的植入物装置可以容纳间隔物或不导电涂层。通过广泛的测量发现，可以在生物组织内提供高穿透性并在植入物电极16之间提供更大电压差的不同频带。特征和发现的概述如下：·一种使用具有两个电极16的非自谐振天线12的植入物装置可用于从dc到ghz的所有频率范围的反向散射数据连接。较低频带限于几十khz，以防发生离子移动和生物细胞损伤。较高频带名义上被生物组织的材料损耗限制在低于1000mhz。·反向散射方法是基于介质阻抗调制，而不是在传统的rfid和自由空间反向散射中使用的天线阻抗调制。·植入物辐射器没有谐振天线。因此，装置大小和q因子不是导电介质中反向散射的判据。·介质阻抗调制方法可以集成到任何形状的植入物装置中，例如圆柱形或平坦结构。唯一的要求是在植入物装置的电极16之间具有足够的间隔，使得电极16之间具有相当大的阻抗。·装置的两个电极16之间的间隔定义了系统阻抗和性能。间隔取决于植入物的可用空间。25-35mm之间的长度是最优的。但是，它可以减小到约15mm，但是性能会发生一些损耗。大约5mm的较小大小是可能的，但是建议在较高频率下操作。·装置的厚度或直径不是关键因素。电极表面可以是大约几mm2(例如，2x2mm2)。·通过使用读取器考虑两种能量传递到植入物装置的方式：电流耦合和辐射耦合。·对于dc到30mhz的频率范围，为植入物到植入物通信提出用于电流传导的最优频带。·如果人体周围的波辐射不允许的话，电流hbbc可用于植入物到外部装置的通信。·在体模中测量了辐射耦合的频率范围，并得到最佳操作频率：即，区分出了三个频带：90、180和450mhz。我们可以定义650mhz的频率范围，用于与5mm大小的小型植入物进行通信。类似的结果已经使用活体动物实验得到证实。·对于电流方法，外部电极16和人体之间需要进行导电接触。我们可以使用导电胶来提供连接。在mhz范围中，脂肪组织对链路性能损耗的影响较小。·因为植入物系统是不受频率影响的装置，所以由于反向散射现象的性质，超宽带宽可用于数据发射。带宽主要受反向散射信号振幅弥散的限制。通过匹配滤波器可以轻松解决此问题。对于辐射耦合机构，在450mhz中心频率下，可用带宽超过70mhz。·发射器是单音调信号发射器，并且遵循有关发射器功率的相关规定。例如，在450mhz下，它可高达300微瓦特。进行调制的反向散射信号低于-80dbm，并且在未经许可的频带中，可被视为uwb频谱。·使用电流方法，带宽限于约20％，而不具有振幅弥散。如果使用匹配滤波器，那么带宽可以增加。·通过在植入物装置的切换路径中施加rf滤波器，将多频率用于多胶囊实施方案是可能的。·针对8cm的深度和1微瓦特的发射功率，展示了利用25mm的胶囊和12mbps的数据速率进行的反向散射。50微瓦特的额定功率可以在450mhz的中心频率下提供到18cm深度的连接。·利用电流方法可以实现类似的通信连接和深度。但是，由于带宽有限，数据速率受到限制。当前第1页12