植入式小動物無線監(jiān)測系統(tǒng)的研究

王云光，鮑明澤，范 煦，章宏旭，巫熹子

(1.上海理工大學 醫(yī)療器械與食品學院，上海200093;2.上海醫(yī)療器械高等?？茖W校，上海200093)

0 引 言

動物實驗不僅是藥物開發(fā)必經的過程，也是研究人體生理、病理、藥理的重要工具［1］。植入式無線監(jiān)測系統(tǒng)可以實時監(jiān)測小動物的各項生理參數(shù)。植入部分可直接埋植于小動物體內，實現(xiàn)了生命體無拘束自然狀態(tài)下的、體內的直接測量和控制。用這種方式得到的信號干擾少、質量高，且被測動物可以自由活動，適合進行長期監(jiān)測［2］。

20 世紀80 年代，用于動物模型研究的植入式監(jiān)測系統(tǒng)已經開始出現(xiàn)［1］。在過去的30 多年當中，植入式監(jiān)測系統(tǒng)得到了長足的發(fā)展，從單純的測量生理參數(shù)到完成基本的診斷和治療某些疾病的功能，甚至代替某些功能也已喪失的器官［2］。本文主要介紹一種針對小動物心電和體溫信號檢測的植入式無線監(jiān)測系統(tǒng)。

1 檢測原理

植入式小動物無線監(jiān)測系統(tǒng)由兩部分組成:體內植入式模塊和體外接收模塊，如圖1 所示。體內部分是直接植入到小動物體內的，傳感器用于采集小動物的心電和體溫信號，調理電路將采集到的生理信號進行放大、濾波等處理，脈沖位置調制(pulse position modulation，PPM)將處理后的生理信號進行調制編碼，最后發(fā)射電路將調制后的信號發(fā)射出去。整個體內部分由紐扣電池供電。體外部分一般置于小動物籠子周圍，接收電路用于接收體內部分發(fā)射出來的信號，調理電路對接收到的信號進行放大、濾波、檢波等處理，調理好的信號一路直接輸入單片機，即是采集到的小動物的各項生理參數(shù);另外一路通過活動度檢測電路后再輸入單片機，活動度檢測電路可以檢測小動物在籠子內的活動量。

2 植入式模塊設計

植入式模塊是通過手術直接埋植于小動物腹腔或皮下，術后要求小動物能自由活動，因此，植入式模塊的設計要滿足以下四方面的要求:a.體積小，不能超過動物體積的1 0%，且越小越好;b.功耗低，以延長使用壽命，減少二次手術風險［3］;c.發(fā)射距離遠，術后動物是在籠子內自由活動的，因此，發(fā)射距離必須能覆蓋整個籠子;d.生物相容性好，避免動物術后產生排異反應、炎癥。

圖1 植入式無線監(jiān)測系統(tǒng)框圖Fig 1 Block diagram of implantable wireless monitoring system

植入式小動物無線監(jiān)測系統(tǒng)的供電方式主要有2 種:射頻無線供電和電池供電。射頻無線供電即通過體外與體內2 個線圈之間的電磁耦合輸送電能［4］。但這種供電方式需要在植入式部分中設計復雜的接收電路，增加了植入式部分的體積，且在能量傳輸期間無法監(jiān)測小動物生理參數(shù)。電池供電時直接采用紐扣電池給植入式部分供電，這種供電方式簡單易行，但要合理的設計電路，選用低功耗的元器件以達到低功耗的要求。

植入式無線監(jiān)測系統(tǒng)一般選用數(shù)字調制方式，幅度鍵控(amplitude shift keying，ASK)調制是比較常用的數(shù)字調制方式，其實現(xiàn)簡單［5］，但功耗太大，不能滿足本文要求。為了進一步降低功耗，本文選用PPM 方式。PPM 方式既能滿足功耗要求又能滿足發(fā)射距離要求。

2.1 總體結構

植入式模塊的總體設計如圖2 所示。心電電極/溫度傳感器將信號輸入系統(tǒng);調理電路對信號進行濾波、放大等處理;PPM 電路對信號進行調制、編碼;最后心電采集電路、溫度采集電路、PPM 電路經線或后由發(fā)射電路發(fā)出。

圖2 植入式部分框圖Fig 2 Block diagram of the implantable part

2.2 PPM 原理

PPM 原理如圖3 所示。標準脈沖發(fā)生模塊用比較器A和放大器組成一個頻率為250 Hz 的標準方波-三角波發(fā)生器，方波作為PPM 的標準信號，三角波作為比較信號輸入到比較器B 的負輸入端。有效信號部分中，心電/體溫信號經過調理后輸入到比較器B 的正輸入端。比較器B 將輸出經過標準方波調制后的有效方波，有效方波上升沿與標準方波上升沿的時間差(t1，t2，t3，…)代表了信號的強度。有效方波和標準方波經過線或后由發(fā)射電路發(fā)出，接收電路對此信號進行反向編碼即可得到被測生理信號的實時波形。

圖3 PPM 原理Fig 3 PPM principle

2.3 發(fā)射電路設計

發(fā)射電路如圖4 所示，采用E 類功率放大電路。由于小動物生理信號的頻率較低，不適合直接進行無線傳輸，因此，本文選用500 kHz 作為發(fā)射頻率。由公式(1)可知，只要適當選擇LC 的參數(shù)即可達到要求

方波信號經過C1，R1微分電路后變?yōu)檎撁}沖信號，二極管將負脈沖信號截止，正向脈沖經過三極管放大后產生很多頻率的信號，這些信號經發(fā)射電感線圈和C2組成的LC 并聯(lián)回路后選出500 kHz 的信號發(fā)射出去。標準方波和有效方波是經線或后輸入到發(fā)射電路的，因此，只要有一個上升沿，發(fā)射電路就會發(fā)射一個脈沖信號。

圖4 發(fā)射電路Fig 4 Transmission circuit

3 體外接收模塊設計

體外接收模塊的系統(tǒng)框圖如圖5 所示。接收線圈用于接收射頻信號;檢波電路將接收到的射頻信號進行放大、濾波、包絡檢測等處理;OPA 放大電路將檢出的包絡信號進行放大后傳送給單片機;自動增益控制(automatic gain control ，AGC)電路使放大電路的增益自動地隨信號強度的變化而調整，使單片機接收到的信號不隨信號強度的變化而大幅變化;活動度檢測電路用于監(jiān)測小動物的活動量;單片機將接收到的包絡信號進行反編碼，同時記錄小動物的活動情況。

圖5 體外接收部分原理圖Fig 5 Principle diagram of in vitro receiving part

3.1 接收電路設計

體外接收模塊通常安放在籠子周圍，以均勻接收發(fā)射信號為原則［3］，因此，體外接收模塊中接收電路的設計尤為重要。

本文設計的體內模塊只用來發(fā)射生理信號，不受體外模塊程控，因此，體內發(fā)射線圈選用空心電感線圈;體外模塊主要用于接收信號，選用磁芯電感線圈。

圖6 為系統(tǒng)諧振電磁耦合電路模型，圖中L1，L2分別為發(fā)射、接收線圈自感;C1，C2分別為發(fā)射、接收調諧電容;R1為包括發(fā)射線圈繞組、發(fā)射電路的電阻;R2為接收線圈繞組;RL為等效負載電阻。為了簡化分析過程，采用正弦激勵源V1代替實際采用的方波激勵源進行分析。以此電路模型來驗證通信距離與耦合面積、諧振頻率之間的關系。

圖6 系統(tǒng)電磁耦合電路模型Fig 6 Model of electromagnetic coupling circuit of system

圖7 中方案一為在發(fā)射頻率、信號強度相同的條件下，發(fā)射線圈軸心與接收線圈軸芯置于同一直線上，發(fā)射線圈以30°為步進角順時針自轉時，測量接收信號下降至20 mV時的通信距離;方案二為在發(fā)射頻率、信號強度相同的條件下，發(fā)射線圈軸心與接收線圈軸心平行，發(fā)射線圈以30°為步進角順時針繞接收線圈中心旋轉時，測量接收信號下降至20 mV 時的通信距離;方案三為在發(fā)射頻率、信號強度相同的條件下，發(fā)射線圈軸心與接收線圈軸心呈60°，發(fā)射線圈以30°為步進角順時針自轉時，測量接收信號下降至20 mV時的通信距離。由圖7 分析可知，當發(fā)射頻率、信號強度等其他條件不變時，接收線圈和發(fā)射線圈的耦合面積越大有效通信距離就越遠。

在天線尺寸、發(fā)射強度、耦合面積等條件都不變的情況下，在不同諧振頻率下測試結果如表1 所示。表1 的結果表明采用發(fā)射電路和接收電路諧振頻率接近的方法可明顯提高通信距離。

圖7 通信距離與耦合面積關系Fig 7 Relation between communication distance and coupling area

表1 諧振頻率與通信距離的關系Tab 1 Relation between resonant frequency and communication distance

根據(jù)測試結果，本文最終選用磁芯電感線圈作為接收線圈。為了使小動物在籠內各個部位時都能得到較強的信號，本文將2 個磁芯電感線圈設計成“T”型擺放在籠子底部中央，有效地增加了不同位置處的耦合面積。2 路接收線圈接收到的信號疊加后再進行后續(xù)處理。

3.2 其他電路設計

檢波電路選用ZN414Z 芯片來進行包絡檢測;放大器選用OPA491;單片機選用C8051F040，它可直接采集方波脈沖的上升沿。自動增益控制(AGC)電路是通過一個正向導通的電壓跟隨器將放大器(OPA)放大后的直流分量截取出來再反饋給OPA 來實現(xiàn)的。同時，AGC 截取的直流分量經過活動度檢測電路后傳送給單片機。

4 實驗結果

本文采用信號發(fā)生器產生正弦波來模擬小動物的心電信號:輸入信號幅度為0.2 mV，頻率為180 次/min(3 Hz)。信號由植入式模塊發(fā)射，體外接收模塊接收到信號并做相應處理后得到如圖8 所示結果。結果證明系統(tǒng)能夠較好地監(jiān)測正弦信號。

對溫度信號的驗證方法如下:將溫度傳感器置入不同溫度的水中，可以看到輸出信號有明顯的變化，由此可驗證系統(tǒng)可以監(jiān)測溫度信號。

5 結束語

圖8 模擬實驗數(shù)據(jù)Fig 8 Datas of simulation experiment

本文介紹了一種針對小動物實驗的植入式無線監(jiān)測系統(tǒng)，植入式模塊采用模擬電路和電池供電大大地降低了系統(tǒng)的體積和功耗，體外接收模塊采用模擬電路作為接收電路明顯提高了有效通信距離。通過模擬實驗驗證了系統(tǒng)能夠進行心電和溫度監(jiān)測。

系統(tǒng)目前只進行了模擬驗證實驗，還需進行實際的動物實驗來充分驗證其可行性。參考文獻:

［1］ Meindl J D，F(xiàn)ord A J.Implantable telemetry in biomedical research［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，1984，31(12);817 －823.

［2］ 謝 翔，張 春，王志華.生物醫(yī)學中的植入式電子系統(tǒng)的現(xiàn)狀與發(fā)展［J］.電子學報，2004，32(3):462 －467.

［3］ 陳衛(wèi)紅，楊益民，葉樹明.小動物監(jiān)測的植入式低功耗無線系統(tǒng)研究［J］.傳感器與微系統(tǒng)，2012，32(4):60 －62.

［4］ 陳 亮，王慧楠，鐘 元.醫(yī)療植入式電子系統(tǒng)供電方式的研究進展［J］.生物醫(yī)學工程研究，2006，25:285 －289.

［5］ 王偉明，馬伯志，郝紅偉，等.用于植入式醫(yī)療儀器的無線通信系統(tǒng)研究［J］.中國生物醫(yī)學工程學報，2009，28(3):408 －414.

［6］ Yu Hong，Bashirullah R.A low power ASK clock and data recovery circuit for wireless implantable electronics［C］∥Proc of IEEE 2006 Custom Integrated Circuits Conference (CICC)，2006:249 －252.

［7］ Donaldson N N，Perkins T A.Analysis of resonant coupled coils in the design of radio frequency transcutaneous links［J］.Med ＆Biol Eng ＆ Comput，1983，12:612 －627.

［8］ Mohammed O A，Batina W P，Gipson L H.Electromagnetic field modeling of implantable telemetry systems［J］.IEEE Transactions on Megnetics，1985，21(5):2068 － 2070.