隨著科學技術的進步，醫用植入裝置已經得到廣泛的臨床應用，它們被用于維持生命(如心臟起搏器)、提高生活質量(如人工耳蝸[1])、治療疾病(如植入式給藥裝置)和監測生理指標(如植入式無線顱內壓測量儀[2]、無線血糖傳感器[3])等目的。
    醫用植入裝置有多種類型，其中一類由植入體和體外部分組成，如圖1(a)所示。植入體通過外科手術植入人體內部，與體外部分完全獨立，沒有“實體”性質的連接，二者的聯系“紐帶”是無形的電磁波。系統運行時體外部分發送電磁波，植入體從該電磁波獲得能量；同時二者之間也通過該電磁波進行信息通信。前面提到的人工耳蝸、植入式無線顱內壓測量儀、無線血糖傳感器等都是其代表。如果從“供電”和“通信”的角度看，它們也是技術上最為復雜的一個類型。本文討論的“醫用植入裝置”特指此種類型在此類醫用植入裝置中，射頻系統的設計既關系到能量傳輸的效率，也影響通信的性能。
    射頻識別是一種新興的自動識別技術，它最典型的應用就是無線IC卡。無線IC卡系統由一個讀卡器(PCD)和IC卡(PICC)構成，如圖1(b)所示，它們利用射頻方式進行非接觸雙向通信。

    對比本文關注的“醫用植入裝置”和“無線IC卡系統”可知，二者具有很大的相似性：PICC相當于“植入體”，而PCD則相當于“體外部分”。由此，有可能利用RFID技術實現醫用植入裝置的通信。這樣做具有顯而易見的好處：以往的醫用植入裝置的設計往往采用專用集成電路，因而具有較高的成本和較長的研發周期。而RFID技術成熟、應用廣泛、器件豐富，若能夠將RFID技術應用于醫用植入裝置，醫用植入裝置中的通信環節即可以“商用現貨”的形式實現，進而大大降低成本和研發周期。
    本文的核心就是基于對醫用植入裝置特殊技術要求和無線IC卡系統現有技術特點的分析，提出對RFID技術進行裁剪和擴展方案，成功地實現了RFID技術在醫用植入裝置上的應用。
1 技術分析
    不同的醫用植入裝置對射頻通信系統的要求也各不相同，這主要體現在傳輸能量的大小、通信方向、是否雙工通信及通信速率上。下面以人工耳蝸作為應用實例，提出對射頻通信系統的具體要求。
    一個完整的人工耳蝸系統包括植入體（包含刺激器與電極）和體外語音處理器，它們之間射頻通信的技術要求是：體外語音處理器需通過電磁波連續不斷地向植入體提供工作能量；體外語音處理器與植入體之間需要具有非雙工的雙向數據通信能力；為了具有較高的“刺激速率”，下行通信（體外語音處理器到植入體）速率應達到數百kb/s以上；上行通信（植入體到體外語音處理器）主要用于系統測試和參數調整，故通信速率達到幾十kb/s便可以滿足要求；考慮到實用性，整個系統必須是微小型化設計和超低功耗設計，電路應盡量簡潔和便于實現。
    目前的RFID主要應用在3個頻段上：低頻（典型為125 kHz)、高頻(13.56 MHz)和超高頻(860 MHz以上)。其中低頻段不能滿足數據通信速率的要求；而在超高頻段人體對電磁波的吸收比高頻段高1～2個數量級。因此綜合技術需求、能量效率和人體健康等各方面因素，確定采用13.56 MHz的工作頻率。而且目前該頻率的RFID技術成熟、應用廣泛，這對系統的設計和實現最為有利。
    13.56 MHz的RFID主要有2個被廣泛采納的標準：ISO 14443和ISO 15693[4]，其中ISO 14443又定義了TYPE A和TYPE B 2種類型。在這2種標準協議中，下行通信都采用了最簡單的直接ASK調制方式，區別主要是數據編碼和調制度的不同；系統的通信速率相對“較低”，最高只有106 kb/s，相對設計目標有比較大的差距；在上行通信中采用編碼數據調制副載波，然后再用已調副載波對13.56 MHz的載波進行負載調制，不同協議的區別在于數據編碼和副載波調制方式。
    通過以上分析可知，RFID現有標準協議不能完全滿足設計目標要求。一方面需要提高下行通信速率，另一方面為了使植入體部分的電路盡量簡單，期望不用副載波而是由數據直接對13.56 MHz的載波進行負載調制。因此需對RFID的“標準技術”進行裁剪和擴展，設計一種技術方案并尋求合適的器件，實現上述設計目標。
2 設計與實現
    系統整體框圖如圖2所示，全系統由體外語音處理器和植入體組成。

    由于人工耳蝸的體外語音處理器需要承擔計算量較大的語音信號處理任務，故選用了低功耗的DSP芯片TMS320VC5502作為核心處理和控制，但其射頻分系統的核心則是RFID芯片MLX90121，它負責產生射頻載波，為植入體提供能量；在下行通信時接收來自DSP的數據，對載波進行ASK調制；在上行通信時接收由植入體負載調制的載波，并進行解調將結果輸出到DSP。
    植入體內包括用于從射頻載波獲取電源的高頻整流、濾波和穩壓電路，用于恢復數據的ASK解調和數據解碼電路，用于上行通信的LSK電路，為耳蝸聽神經提供電流刺激的控制電路和電極。植入體的控制核心是一片微功耗單片機。
2.1 MLX90121的硬件連接和初始化設置
    MLX90121是完全支持ISO 14443和ISO 15693協議的RFID收發集成電路芯片，它還允許用戶以“直接模式”進行發送和接收，支持若干非RFID標準的工作模式，因而為擴展應用提供了可能。成功的應用取決于針對MLX90121正確的硬件和軟件設計。
    在本系統中，MLX90121關鍵外圍電路如圖3所示。MLX90121外接13.56 MHz晶振產生射頻載波。射頻信號經過功率放大后由TX引腳輸出，再經過阻抗匹配網絡傳輸到天線線圈；接收信號則經過適當的衰減后由RX引腳輸入；芯片內的模擬電路部分實現通信中的調制和解調；其中MOD引腳的電阻將影響ASK調制深度，為了最大限度保持為植入體提供穩定的能量，在保證可靠數據通信的前提下，盡量減小調制度。經過實際測試，系統在10%的調制度下即可正常工作。

    MLX90121具備可以直接與DSP接口的數字端口，在DSP的控制下運行。在系統中它與DSP的數字接口線共有5 個。其中MODE和RTB決定MLX90121的當前模式：
    MODE/RTB=0/0    配置模式
    MODE/RTB=0/1    保留
    MODE/RTB=1/0    發射模式
    MODE/RTB=1/1    接收模式
    CK提供向MLX90121寫入數據的時鐘，DIN和DOUT則分別為數據的輸入和輸出。
    使用MLX90121的第一步是初始化，這一過程在配置模式下通過寫入MLX90121的內部寄存器完成。關鍵寄存器有3個：
    模擬配置寄存器       AnalogConfig    地址0 H
    電源狀態寄存器       PowerState        地址1 H
    數字配置寄存器       DigitalConfig    地址3 H
    具體步驟是：首先通過設置MODE/RTB=0/0進入配置模式，而后通過DIN在CK的配合下寫入數據，每個數據幀為12 bit，包括4 bit的寄存器地址和8 bit的配置數據[5]。
    在本系統的設計中將要使用MLX90121的直接發射和接收模式，而且已經確定了下行通信采用非100%的ASK調制，上行通信采用無副載波的LSK調制，于是對MLX90121的初始化配置如下[5]：
    模擬配置寄存器       AnalogConfig=83 H
    電源狀態寄存器       PowerState=01 H
    數字配置寄存器       DigitalConfig=00 H
    正確初始化以后，MLX90121即會有13.56 MHz的等幅載波輸出。此后如果進入發射模式，通過DIN寫入數據即可實現下行通信；若進入接收模式，則接收并經過解調的信號由DOUT輸出。
2.2 下行通信
    下行通信時，首先通過設置MODE/RTB=1/0使得MLX90121進入發射模式，這時只要保持CK=0，MLX90121便處于直接發送模式，輸出的射頻信號直接由DIN引腳輸入的數據實施ASK調制。調制度由模擬配置寄存器和引腳MOD所連接的電阻共同決定。通信的數據率則完全取決于DSP向DIN寫入數據的速度，其上限僅受MLX90121時序和接收端解調電路性能的限制，與RFID的技術標準無關。通過這種方式，大大提高了下行通信的數據率。本系統設計通信速率為678 kb/s，測試結果表明該速率仍有進一步提高的空間。
    系統下行通信采用曼徹斯特碼，這是因為曼徹斯特碼具有0和1碼元數量相等的特性，調制后的載波具有穩定的能量；另一方面曼徹斯特碼的解碼電路非常簡單，容易實現。圖4是完整的下行通信過程中各階段的波形示意圖。系統對單穩態電路的要求是可以雙向觸發但不可重復觸發，其暫態時間τ滿足：T/2≤τ≤T，其中T為一個數據位的寬度。

    植入體在接收下行通信數據時，首先需要提取射頻信號的包絡并整形，整形之后的信號再經過單穩態解碼電路恢復原始數據。連續不斷的下行數據傳送至單片機，單片機根據數據協議解釋后執行，控制相關電路完成對耳蝸聽覺神經的電流刺激。
2.3 上行通信
    上行通信時，首先通過設置MODE/RTB=1/1使得MLX90121進入接收模式，并保持CK=0和DIN=1不變，則在給定的初始化設置下MLX90121處于一種特殊的直接接收模式[6]。此時，MLX90121的TX引腳輸出等幅載波，植入體以LSK方式對該載波進行調制，已調載波由MLX90121的RX引腳接收，其內部的模擬前端電路實現對載波信號幅度變化的邊緣檢測，并在每次載波幅度跳變時在DOUT引腳輸出一個窄脈沖，如圖5所示。

    經過分析發現，MLX90121引腳DOUT的輸出脈沖指示了經LSK調制后載波幅度變化邊沿的位置，但沒有直接解調出調制信號的包絡。為了能從解調輸出的脈沖流序列中恢復出數據，需要采用某種編碼機制。對該編碼機制的要求是：無論數據為0還是1，在編碼后必須在碼內有“跳變”存在，且根據跳變出現的位置間的關系可以確定是0還是1。顯然曼徹斯特碼可以滿足上述要求。它在每個碼內都存在一個跳變，只要確定了前一個碼元的內容，即可依次根據跳變邊緣的時間信息對后續碼元做出判決。因此在系統的上行通信中也采用了曼徹斯特編碼。
    MLX90121是面向RFID標準協議設計的芯片，在擴展應用中會有帶寬或碼率的限制，從而決定了上行通信的速率。按照給定的初始配置參數，經實際試驗發現可以實現穩定“解調”的平均數據率為100 kb/s，能保持穩定的范圍約為70～120 kb/s。當數據率變化時，DOUT引腳輸出脈沖的寬度也會隨之改變，但若超出上述范圍，輸出脈沖將會重疊或分裂，從而使得輸出脈沖的信息發生模糊，無法從中恢復原始數據。為此，本系統設計上行通信的調制速率為100 kb/s。由于采用曼徹斯特編碼的緣故，實際有效信息的數據率為50 kb/s。按照上述設計，DOUT引腳輸出脈沖之間的間隔只可能出現10 μs和20 μs兩種情況。DSP根據這一特征，并結合適當的同步頭和數據協議設計，即可通過軟件算法解碼出原始數據。
    植入體的單片機通過ADC獲得數據（人工耳蝸所需的監測、測量數據），根據數據協議增加同步頭等數據位，再進行曼徹斯特編碼形成發送數據幀，最后進行LSK調制。單片機只需通過一個I/O引腳控制的MOS管開關的通斷以改變接收線圈回路的負載即可實現LSK調制。
    本文以RFID芯片MLX90121為核心設計，實現了人工耳蝸體外語音處理器與植入體之間的半雙工高速通信。系統的無線能量傳輸穩定可靠，下行通信速率為678 kb/s，上行通信速率為100 kb/s。本系統的實現證明了基于商用RFID技術及其器件實現醫用植入裝置的雙向通信是可行的。相對使用ASIC技術的產品，極大地節約了研發成本、縮短了研發周期并且具有很強的可移植性。
參考文獻
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[3] 劉娟，王尚奇，簡水生.血糖濃度檢測技術的最新進展[J]. 激光生物學報，2005，14(5)：393-396.
[4] 耿力.ISO/IEC的RFID空中接口標準比較分析[J].信息技術與標準化，2006，7：25-29.
[5] Melexis.MLX90121 data sheet[EB/OL].Belgium：Melexis，2005.http：//www.melexis.com/.
[6] Melexis. MLX90121 application note[EB/OL].Belgium：Melexis，2006.http：//www.melexis.com/.