Текущие проблемы и проблемы типичных приложений модуляции этих технологий иллюстрируются краткими предложениями и обсуждением прогресса исследований имплантированных устройств в будущем. Этот обзор, мы надеемся, приведет к активизации усилий по разработке низкомощных, высокоэффективных, высокоскоростных и надежных имплантированных устройств.

Биомедицинские имплантируемые устройства доступны более шестидесяти лет. Исследования на имплантированных устройствах были сфокусированы на наиболее важных проблемах биомедицинских имплантатов, которые представляют собой безопасность и комфорт пациентов. Этого можно добиться за счет снижения энергопотребления и обеспечения эффективной передачи энергии имплантированным устройствам. Поэтому беспроводная передача энергии является важной проблемой для имплантированных устройств.

Имплантированные медицинские устройства - это электронные устройства, которые контролируют и диагностируют электромиографию, электрокардиограмму, электроретиограмму и электроокуляцию пациента и отправляют ток в различные части тела пациента. Внешняя часть используется для питания комбинации и отправки данных во внешний мир. Имплантируемые устройства представляют собой самодействующие устройства, которые регулируют их работу в зависимости от состояния пациента. Эти устройства не полагаются на внешние источники энергии.

Таким образом, низкое энергопотребление и высокая скорость передачи данных являются основными требованиями для медицинских имплантатов. Чтобы минимизировать затраты, травму пациента и риск, связанный с повторными операциями, необходимо увеличить срок службы имплантированных батарей, экономя энергию на каждом этапе работы устройства. Существует множество способов экономии энергии и уменьшения помех в соседней электронике путем выбора подходящей модуляции и подходящей конструкции модулятора и демодулятора.

Во многих обзорах обсуждались детали модуляции и демодуляции беспроводной телеметрии и имплантированных устройств, таких как манипуляция с амплитудным сдвигом, манипуляция частотой и фазовая манипуляция. Однако все еще есть много недостатков в системах связи существующих разработанных и разработанных устройств. В области беспроводной низкомощной электроники есть много документов, таких как оптическое биомедицинское зондирование, кохлеарные имплантаты, биомедицинские беспроводные сенсорные сети, интеллектуальные биомедицинские устройства и датчики тела.

Цель этого обзора - обсудить и классифицировать все типы цифровой модуляции, используемые в биоустройствах беспроводной телеметрии и биомедицинских имплантированных устройствах, чтобы обеспечить хороший фон по проблемам и проблемам, с которыми приходится сталкиваться, и разработать соответствующие решения.

В общем, беспроводные телеметрические биоустройства и биомедицинские имплантированные устройства в основном состоят из двух частей: внешней, расположенной вне человеческого тела и внутренней части, расположенной внутри человеческого тела. Подробная информация о передаче данных между частями показана на рисунке 1. Технологии питания, используемые в вышеупомянутых устройствах, можно классифицировать в соответствии с приложениями имплантированных устройств. Как правило, имплантированные устройства могут питаться от батарей, таких как кардиостимуляторы, кохлеарные имплантаты, протез сетчатки, имплантаты мозга и т.д. однако ограниченный срок службы имплантированных батарей приводит к множеству проблем для улучшения их долговечности.

Технологии беспроводной связи для имплантируемых устройств

Другой источник собранной энергии используется для питания имплантированных устройств, таких как имплантаты колена, которые используют вибрацию пьезоэлектрических материалов или движения тела. Типы классификации наиболее распространенной пассивной и активной беспроводной связи показаны на рисунке 2.

Характеристики имплантируемых устройств

Низкое энергопотребление: низкое энергопотребление является основным требованием для медицинских имплантатов, где большая рассеиваемая мощность увеличивает вероятность повреждения мягких тканей в организме человека. Смена или зарядка батарей может быть неудобной, сложной, дорогостоящей и даже рискованной для пациента; все имплантируемые медицинские устройства должны потреблять как можно меньше энергии. Высокая надежность: отказ имплантируемого медицинского устройства может привести к неудобствам, болью, повреждению или даже смерти для пациента. Это не всегда означает, что площадь кремния должна быть как можно меньше, поскольку увеличение площади кремния для минимизации внешних компонентов может уменьшить общий размер. Обслуживание также дорого и рискованно. . Цифровые методы модуляции влияют на цифровой сигнал на несущий сигнал для передачи данных.

Последовательность цифровых данных используется для изменения параметра высокочастотного сигнала несущей. Таким образом, передача сигнала происходит путем модуляции различных параметров, таких как амплитуда, фаза и частота сигнала. Тем не менее, существует ряд компромиссов в цифровой модуляции, таких как сложность проектирования сложных структурированных, недостатков аналоговых аналогов и размера полосы. На рисунке 3 показана наиболее распространенная модуляция, используемая в биомедицинских устройствах.

Схемы модуляции выбираются или разрабатываются в соответствии с характеристиками канала, чтобы оптимизировать их работу. Каналы можно классифицировать как аддитивные белые гауссовские шумовые каналы, полосы с ограниченным каналом и каналы замирания. Ограниченный канал ограничен, если он меньше ширины полосы сигнала. Канал замирания происходит, когда амплитуда и фаза быстро изменяются в течение короткого периода времени.

В этих типах модуляции во время передачи не используется несущая, которая минимизирует энергопотребление модулятора. Когерентный метод использует информацию фазы несущей для обнаружения. Этот метод использует детектор продукта и генератор частоты частоты фазовой синхронизации для обнаружения. В некогерентных методах фаза несущей не используется для обнаружения на основе фильтрации энергии сигнала в выделенных спектрах и детекторах огибающей.

Однако его реализация страдает от неточной синхронизации сигналов часов и данных. Этот демодулятор может обрабатывать входной ток с очень малой глубиной модуляции и преобразуется в импульсы напряжения для управления состоянием ступени выхода. Однако размер демодулятора является одной из проблем. В этой системе требуемое значение напряжения генерируется адаптивно для покрытия большого диапазона скоростей передачи данных.

Сигналы широтно-импульсной модуляции с петлями с задержкой используются для восстановления и повторной синхронизации часов и данных системы. Тем не менее, расходы на увеличенную площадь и накладные расходы являются проблемами в этой системе. Однако размеры демодуляторов все еще не соответствуют требуемому уровню.

Эти демодуляторы улучшают запас шума, а также уменьшают количество транзисторов. Индекс и скорость модуляции разработаны как. Частота модуляции = несущая скорость передачи данных × 100%. Скорость передачи данных - это скорость передачи информации, а рабочая несущая является подходящей рабочей частотой в скорости модуляции или скорости передачи, что способствует передаче скорости передачи данных с высокой эффективностью. Он состоит из выпрямителя, детектора огибающей, цифрового формирователя и драйвера нагрузки.

Этот тип может быть сгенерирован путем переключения выходной линии модулятора между двумя различными генераторами. Как правило, медсестра обычно находится рядом с пациентом все время для наблюдения и наблюдения за состоянием пациента. Чтобы избежать этой ситуации, разработан новый вид системы мониторинга низкой стоимости, который состоит из передатчика и приемника. Передатчик расположен рядом с пациентом или может быть прикреплен к нему, а приемник, расположенный в комнате для наблюдения, должен наблюдаться и контролироваться врачом и медсестрами.

Однако система страдает от взаимодействия между сигналами и шумом. Много исследований было сфокусировано на различных типах устройств биомедицинских имплантатов. Однако это устройство имеет относительное высокое энергопотребление. Схема демодулятора системы разработана с частотой передачи данных до отношения несущей частоты до 67%, чтобы потребовать значительно меньшую потребляемую мощность 38 мВт.

Потребляемая мощность и площадь кристалла имплантированных устройств сравнительно меньше, чем у предыдущей системы. В этой статье был предложен новый маломощный модулятор для биомедицинских датчиков. Новая схема объединяет функциональность модуляции в сам генератор, используя сигнал данных для управления частотой колебаний, и схема может генерировать перестраиваемую несущую частоту для разных сигналов данных. Автор сравнил свою работу с другими работами, такими как Мохсени и др. который обеспечивал один кремниевый чип, который объединяет одноканальный и многоканальный каналы с меньшей рассеиваемостью.

Фазовая манипуляция представляет собой большой класс методов цифровой модуляции. Опорный сигнал генерируется схемой восстановления несущей, которая синхронна с принятым сигналом по частоте и фазе. Однако дифференциальный когерентный демодулятор является некогерентным в том смысле, что фазовые когерентные опорные сигналы не требуются, что используется для преодоления побочного эффекта случайной фазы в принятом сигнале.

Стимулятор - это агент, который возбуждает некоторую функциональную активность человеческого тела. Эти типы демодуляторов являются сложными функциями. Потребляемая мощность модуляторов и демодуляторов относительно низкая. Большинство имплантируемых устройств используют индуктивную связь для передачи как мощности, так и данных между катушками с использованием той же несущей частоты. Конфигурация системной схемы сложна. Этот метод упростил систему, уменьшив сложность схемы. Тем не менее, разработанная система имеет большие размеры и имеет более высокое энергопотребление по сравнению с другими системами.