本發(fā)明涉及使用液狀介質(zhì)作為通信介質(zhì)的通信系統(tǒng)，尤其涉及小型化寬頻帶過身體超聲通信系統(tǒng)。

背景技術：

經(jīng)常期望與定位于人體內(nèi)部的設備通信。例如，可能期望從諸如起搏器或植入式心臟除顫器的植入式設備接收信息。醫(yī)師可能想要知曉設備的狀態(tài)，例如電池充電或脈沖遞送信息。也可能期望將信息從身體外部發(fā)送到植入式設備，例如用于對設備進行重新編程或改變設備的設置。也可能期望在導管被定位于患者的血管系統(tǒng)中時(例如在通過導管放置支架期間)與導管進行通信。例如，可能需要在程序期間將圖像或測量結(jié)果提供給主治醫(yī)師。也可能期望在活檢或消融程序期間接收來自針的端部的信息。要被傳達給醫(yī)師的信息可以包括關于針放置或周圍材料的狀態(tài)有關的數(shù)據(jù)。在消融程序中，對溫度和組織密度信息的接收對于確定程序的進展而言是重要的。盡管該信息有時可能通過導管中的導絲、活檢針或消融設備來傳達，但導管、針或消融設備的小尺寸常常僅為通信線路提供有限的空間，尤其是在還需要為設備自身的功能布線時。在這樣的情形中，無線通信將消除對穿過設備的通信導體的需要。但諸如r.f.通信的常用無線技術通常受限于通信必須發(fā)生于其中的環(huán)境。電傳輸或電磁傳輸可能被身體高度衰減，并且可能遭遇來自其他醫(yī)療設備(例如磁共振系統(tǒng)和起搏器)的干擾，這些其他醫(yī)療設備會創(chuàng)建過身體r.f.通信的噪聲環(huán)境。此外，r.f.通信和電磁通信在穿過組織操作時可能是帶限的(band limited)。根據(jù)WO 2008/011570已知一種使用kHz頻率范圍的超聲換能器用于無線通信的可植入設備。這樣的設備的數(shù)據(jù)傳送速率是受限的。因此期望的是提供一種能夠從身體內(nèi)有效操作并且是非帶限的無線過身體通信系統(tǒng)。

技術實現(xiàn)要素：

根據(jù)本發(fā)明的原理，描述了一種寬帶過身體通信系統(tǒng)，其以超聲的方式過身體傳送數(shù)據(jù)。在有用頻率帶內(nèi)的超聲能夠穿透諸如組織的液狀介質(zhì)，而沒有過身體的r.f.通信和電磁通信遇到的限制和約束。用于該通信的優(yōu)選的超聲換能器為MEMS或電容式微電子超聲換能器(CMUT)，其能夠在制造和實施期間被控制以展示寬帶寬(例如大于80％)的工作頻率。最優(yōu)選地，CMUT設備以塌陷模式運行，其中，其靈敏度和工作帶通過針對設備選擇合適的偏置電壓來設定。對于發(fā)射，通過帶有放大器/驅(qū)動器以及任選的數(shù)據(jù)編碼器的微電子發(fā)射電路來操作微電子CMUT設備。對于接收，微電子電路被耦合到CMUT以提供對接收到的信號的放大及任選的解碼。優(yōu)選地，與微電子通信電路在相同的模具上制造一個或多個CMUT設備。組件能夠是專用的發(fā)射器或接收器或收發(fā)器。在構(gòu)建的實施例中，這樣的組件已經(jīng)通信高達80cm通過(例如人體組織提供的)液狀介質(zhì)。

本發(fā)明提供CMUT換能器性能(例如寬帶寬和不同的工作頻率)與微電子電路編碼功能的獨特組合。根據(jù)本發(fā)明的寬帶過身體通信系統(tǒng)的數(shù)據(jù)傳送速率可以高達Mb/秒。

附圖說明

在附圖中：

圖1圖示本發(fā)明的超聲通信系統(tǒng)能夠穿過諸如人體的液狀身體進行通信的幾種方式。

圖2圖示根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的過身體超聲發(fā)射系統(tǒng)。

圖3圖示根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的過身體超聲接收系統(tǒng)。

圖4為典型的CMUT換能器單元的橫截面視圖。

圖5為對典型的CMUT單元的電氣連接的示意性圖示，包括施加的偏壓。

圖6為對根據(jù)本發(fā)明的原理針對塌陷模式操作構(gòu)建的CMUT單元的橫截面視圖。

圖7圖示在被偏置成塌陷狀態(tài)時圖6的CMUT單元。

圖8圖示了在單元膜通過裝配在單元頂上的透鏡被保持在塌陷狀態(tài)時圖6的CMUT單元。

圖9圖示了本發(fā)明的超聲CMUT通信系統(tǒng)的典型寬帶響應特性。

圖10為適合在本發(fā)明的超聲CMUT通信系統(tǒng)中使用的微電子收發(fā)器的方框圖。

具體實施方式

隨著可植入醫(yī)療設備的數(shù)量和功能越來越多，對可靠的高通量且安全的過身體通信系統(tǒng)的需要是顯然的。有幾種能夠滿足該需要的技術選擇，例如r.f.磁通信或超聲通信。這些方法的適用性是通過針對各自類型信號的通信信道(人體)的性質(zhì)、所需要的實現(xiàn)尺寸以及可達到的功率/性能比來判斷的。另外，針對每種信號類型，存在針對能夠在身體里使用的信號幅度和占空比的安全性限制。給定這些考慮，超聲通信針對小的形狀因子和能量消耗提供最優(yōu)的信號傳播。

超聲通信在性質(zhì)上是機械的。驅(qū)動聲學換能器(被稱作CMUT)的電信號引起膜的機械移動，該機械移動繼而將壓力波傳播穿過周圍介質(zhì)。傳播性質(zhì)取決于聲波在壓力、頻率方面的性質(zhì)并且取決于傳播介質(zhì)的性質(zhì)。在過身體傳播的情況中，不同的組織以不同的方式傳播、反射和吸收超聲波。需要下文描述的有效傳輸原則以確保恰當?shù)慕邮?。超聲換能器能夠生成并接收調(diào)制的超聲數(shù)據(jù)信號。超聲換能器通常具有某個共振頻率，該共振頻率取決于它們的物理尺寸和實現(xiàn)方式。合乎期望的CMUT實現(xiàn)方式能夠利用4至8MHz的中心頻率、大于80％或100％的帶寬(有效工作頻率范圍與中心頻率的比率)發(fā)射。這與常規(guī)的壓電換能器不同，壓電換能器具有10％至50％的典型帶寬。利用CMUT換能器可達到的寬帶寬允許發(fā)射寬帶數(shù)字信號。

身體的超聲傳輸特性位于約100kHz直到約40kHz的頻率范圍內(nèi)。利用較低超聲頻率(例如100kHz以下)的通信將遭受(因超聲波衍射造成的)差的空間分辨率以及增大的CMUT換能器的尺寸。在較高頻率，信號的衰減增大，并且因此利用低功率設備能夠達到的最大通信距離減小。在本文描述的超聲過身體通信中，信號經(jīng)由被放置在身體內(nèi)或與身體的表面良好聲學接觸的超聲換能器來傳輸。如圖1中所示，能夠關于收發(fā)器相對于通信介質(zhì)的物理位置定義幾種應用模態(tài)。在圖1a)中，在液狀身體50內(nèi)的超聲過身體通信設備52正發(fā)射穿過該介質(zhì)到在身體50之外并且與身體聲學接觸的另一超聲過身體通信設備54。在圖1b)中，在液狀身體50之外的超聲過身體通信設備52與身體介質(zhì)聲學接觸并且正發(fā)射穿過身體介質(zhì)到在身體50之外并且與身體聲學接觸的另一超聲過身體通信設備54。在圖1c)中，在液狀身體50之內(nèi)的超聲過身體通信設備52正發(fā)射穿過該介質(zhì)到也在液狀身體50之內(nèi)的另一超聲過身體通信設備54。圖1中所示的超聲過身體通信設備僅表示帶有超聲換能器作為天線的有源發(fā)射器/接收器/收發(fā)器。在實踐中，通信設備能夠為獨立式的、電池供電的設備，或者能夠被附接到將它們與外部設備連接起來的導管或其他儀器。大體上，利用本發(fā)明的設備，能夠?qū)?shù)據(jù)從在身體之外的設備傳送到身體之內(nèi)的設備，從身體之內(nèi)傳送到身體之外，或穿過身體從在身體之外的設備和/或從身體之內(nèi)的設備之間彼此傳送。數(shù)據(jù)通信不限于從單個換能器向單個接收器發(fā)送，而是還能夠從多個換能器發(fā)送數(shù)據(jù)并且能夠由多個接收器接收數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)的類型取決于具體應用。在大多數(shù)實現(xiàn)方式中，數(shù)據(jù)涉及數(shù)字信息。

圖2和圖3圖示了描述基于CMUT的超聲通信信道的主要部件的方框圖，圖2中圖示了發(fā)射信道并且圖3中圖示了接收信道。信道的優(yōu)選工作頻率范圍在100kHz與40MHz之間。以下圖10圖示組合在收發(fā)器配置中的這些概念。如圖2中所示，由發(fā)射器62生成的數(shù)據(jù)首先被數(shù)據(jù)編碼器64編碼，數(shù)據(jù)編碼器64實現(xiàn)無DC編碼。曼徹斯特編碼是優(yōu)選的，以解決針對發(fā)射的CMUT的電容性質(zhì)，但也可以使用另一種類型的無DC編碼。在非無DC編碼方案中，編碼信號的DC值取決于正被發(fā)射的數(shù)據(jù)。因此，無DC編碼解決了CMUT換能器的電容性質(zhì)，這是因為任意額外的DC信號都可以增加到被施加到CMUT的偏壓，并且造成其工作頻率上不想要的改變。在該實現(xiàn)方式中，編碼的信號不能被直接應用到CMUT設備60。由于CMUT 60要求大的電壓激勵，以生成足夠大的聲學信號，因此編碼信號必須首先被放大。在構(gòu)建的實施例中，由發(fā)射器62生成的200mV(峰峰值)信號被50dB r.f.放大器(驅(qū)動器)放大。此外，還必須施加偏壓以在優(yōu)選的塌陷模式中運行CMUT設備。也可以在CMUT設備不在塌陷模式(即在未塌陷或掛起模式)運行時執(zhí)行通信。然而，未塌陷模式中的共振頻率一般比塌陷模式中的低，并且生成的低的聲學功率可能阻礙通信鏈路跨穿過身體的期望距離上的有效運行。在所構(gòu)建的實施例中，向CMUT設備提供為約100V的偏壓以將其偏置為在塌陷模式運行。實施偏壓T電路以同時提供偏壓和從換能器驅(qū)動器向CMUT設備60的交流驅(qū)動電壓。最終，必須恰當選擇阻抗匹配的、偏壓和驅(qū)動器/放大器方框66的輸出阻抗，以實現(xiàn)CMUT 60的期望運行。

在圖3中所示的接收側(cè)，CMUT設備60將所接收到的聲學信號變換成電信號。將阻抗匹配電路和偏壓72施加到接收CMUT設備60，類似于發(fā)射側(cè)。在所構(gòu)建的實施例中，偏壓T電路向CMUT設備施加為約100V的偏壓，以將其靈敏度設置到期望的頻率范圍。由CMUT設備60拾取的超聲波因此被變換為電信號。由于該信號小，通常為幾十mV的峰-峰，因此在該信號被解碼之前低噪聲放大器(LNA)74首先對其進行放大。阻抗匹配是通過選擇具有適當大的輸入阻抗來完成的。然后將經(jīng)放大的信號提供到接收器70，其在該實施例中由以下元件組成。時鐘恢復電路78和數(shù)據(jù)關聯(lián)電路80被耦合以接收所接收到的通信信號并對時序生成器76進行響應。在以下圖10中描述該電路的詳細操作方式。然后將數(shù)據(jù)關聯(lián)電路的輸出提供到解碼器82，并且然后將接收到的數(shù)據(jù)傳遞到諸如處理器(未示出)的利用設備。

參考圖4，以橫截面示出了典型的未塌陷CMUT換能器單元10。CMUT換能器單元10連同多個相似的相鄰單元一起被制造在諸如硅的基底12上。可以由氮化硅制成的隔膜或膜14被絕緣支撐體16支撐在基底之上，絕緣支撐體16可以由氧化硅或氮化硅制成。在膜與基底之間的腔體18可以為空氣或氣體填充的或為完全或部分排空的。諸如金的導電膜或?qū)?0形成隔膜上的電極，并且類似的膜或?qū)?2形成基底上的電極。被介電腔體18分開的這兩個電極形成電容。當聲學信號引起膜14振動時，能夠探測到電容的變化，由此將聲波轉(zhuǎn)換成相應的電信號。相反，被施加到電極20、22的交流信號將調(diào)制該電容，引起膜移動并由此發(fā)射聲學信號。

圖5為對圖4的CMUT 10的運行的電氣原理圖。DC偏壓VB被施加到偏壓端子24并且通過對交流信號造成高阻抗Z的路徑(例如電感阻抗)被耦合到膜電極20。交流信號從信號端26被電容耦合到膜電極以用從膜電極被耦合。膜14上的正電荷因其被吸引到基底12上的負電荷而引起膜擴張。已發(fā)現(xiàn)，CMUT在膜擴張為使得電容設備的兩個帶相反電荷的板盡可能靠近一起時最靈敏。兩個板的緊密貼近將引起聲學信號與電信號能量之間被CMUT的更大耦合。因此合乎期望的是，增大偏壓VB直到膜14與基底12之間的介電間距32如在操作信號條件下能夠維持地盡可能地小。在構(gòu)建的實施例中，該間距一般在一微米或更小的量級。

參考圖6，描繪了適用于以塌陷模式運行的CMUT元件5的示意性橫截面。CMUT元件5包括基底層12、電極22、膜層14、以及膜電極環(huán)28。在該范例中，電極22被圓形地配置并且被嵌入基底層12中。此外，膜層14被相對于基底層12的頂面固定，并且被配置/設計尺寸為限定在膜層14與基底層12之間的球形或圓柱形腔體18。單元及其腔體18可以限定備選的幾何形狀。例如，腔體18能夠限定矩形和/或方形橫截面、六邊形橫截面、橢圓形橫截面，或不規(guī)則橫截面。

底電極22通常在其面向腔體的表面上與額外的層(未繪出)絕緣。優(yōu)選的絕緣層為形成在基底電極之上并且在膜電極之下的氧氮氧(ONO)介電層。ONO介電層有利地減小了電極上的電荷積聚，電荷積聚會導致設備不穩(wěn)定和漂移以及聲學輸出壓力的減小。在Klootwijk等人于2008年9月16日遞交的題為“Capacitive micromachined ultrasound transducer”的歐洲專利申請no.08305553.3中詳細討論了ONO介電層在CMUT上的制造。ONO介電層的使用對塌陷模式CMUT是合乎期望的，塌陷模式的CMUT比未塌陷設備對電荷保持能力更敏感。所公開的部件可以由CMOS相容性材料制造，例如Al、Ti、氮化物(例如，氮化硅)、氧化物(各種級別)、四乙基硅氧烷(TEOS)、多晶硅等等。例如，在CMOS加工中，可以通過化學氣相沉積形成氧化物和氮化物層，并且通過濺射過程鋪下金屬化(電極)層。合適的CMOS過程為LPCVD和PECVD，后者具有小于400℃的相對低的工作溫度。

用于產(chǎn)生所公開的腔體18的示范性技術涉及在增加膜層14的頂面之前在膜層14的初始部分中限定腔體?？梢栽诿绹鴮＠?328697(Fraser)中找到其他制造細節(jié)。在圖6中描繪的示范性實施例中，圓柱形腔體18的直徑大于圓形配置的電極板22的直徑。電極環(huán)28可以具有與圓形配置的電極板22相同的外徑，但是并不要求這樣的適形。因此，在本發(fā)明的示范性實施例中，電極環(huán)28相對于膜層14的頂面固定，以與下面的電極板22對齊。

圖7示出在被偏置到塌陷前狀態(tài)時圖5的CMUT單元，其中，膜14與腔體18的底接觸。這是通過向兩個電極施加DC偏壓來實現(xiàn)的，如由被施加到電極環(huán)28的電壓VB和被施加到基底電極22的參考電位(地)所指示的。而電極環(huán)28也可以被形成為中心沒有孔的連續(xù)的盤，圖7圖示了為什么這不是必須的。當膜14被偏置到如在該圖中所示的其塌陷前狀態(tài)時，膜的中心與腔體18的底接觸。這樣，膜14的中心在CMUT的運行期間不移動。而是相反，移動的是膜14的外周區(qū)域，該區(qū)域在腔體18的剩余開放空隙之上并且在盤或環(huán)電極之下。通過將膜電極28形成為環(huán)，當CMUT作為換能器運行時，設備的電容的上板的電荷被定位在CMUT的呈現(xiàn)運動和電容變化的區(qū)域之上。因此，改善了CMUT設備的耦合系數(shù)。在塌陷模式，CMUT單元的共振頻率隨著偏置電路提供的偏壓的增大而增大。

可以通過施加需要的偏壓——其通常在50-100伏特的范圍內(nèi)，將膜14帶到其與腔體18的底(如在36處指示的)接觸的塌陷前狀態(tài)。隨著電壓增大，利用電容計監(jiān)測CMUT的電容。電容的突然改變指示膜已塌陷到腔體的底。能夠向下偏置膜，直到其剛剛觸到腔體的底，如在36處指示的，或者能夠?qū)⑵溥M一步向下偏置到超越最小接觸的增大的塌陷。塌陷運行模式的優(yōu)點在于，能夠隨著偏壓變化CMUT單元(換能器)的工作頻率。

圖8圖示用于將膜14偏置到塌陷前狀態(tài)的另一種技術，該技術借助于保持件40。在膜14在電學上被偏置到如圖7中所示的其塌陷前狀態(tài)時，將保持件40放置或形成在膜之上，保持件40以物理方式將膜保持在其塌陷前狀態(tài)。在針對執(zhí)行成像的超聲換能器的優(yōu)選的實施例中，該結(jié)構(gòu)形成換能器的透鏡。換能器透鏡一般滿足三個要求。一個在于，透鏡提供了容許耐受在換能器探頭的使用期間產(chǎn)生的摩擦接觸造成的磨損的結(jié)構(gòu)。實際上，透鏡提供物理覆蓋，其保護下面的包括超聲換能器的換能器陣列免受物理磨損。第二，透鏡為非電導性的，并且由此提供在換能器的電學元件與患者之間的電絕緣。這是諸如本發(fā)明的設備的體內(nèi)通信設備的重要特性。第三，透鏡能夠為探頭提供聚焦性質(zhì)。在圖8的范例中，保持件40提供第四個益處，其為以物理方式將膜14保持在其塌陷前狀態(tài)。

針對保持件可以使用各種材料。針對CMUT的唯一要求在于材料具有足夠的硬度以在移除偏壓之后將膜保持在其塌陷狀態(tài)。一種合適的材料為聚二甲基硅氧烷(PDMS或RTV橡膠)。在偏壓VB將膜保持在其期望的塌陷狀態(tài)的同時將RTV材料澆鑄在CMUT上。在RTV聚合并且足夠硬以物理地將膜保持在其塌陷前狀態(tài)之后，能夠移除偏壓并且在設備被偏置用于運行之前不需要重新施加偏壓。優(yōu)選地，保持件被結(jié)合到CMUT陣列的每個膜周圍的區(qū)域?？梢赃m用于保持件40的其他材料包括聚氨酯橡膠、乙烯基塑料膠，以及熱塑性彈性體。

通過物理地將膜保持在其塌陷前狀態(tài)，在設備的使用期間施加工作偏壓之前不需要偏置來維持塌陷前條件。這意味著，CMUT能夠在較低電壓工作，這對諸如體內(nèi)通信設備的小型設備而言是有利的。此外能夠消除因制造中的可變性和材料特性造成的負面影響，例如批次間膜尺寸、硬度或腔體深度的變化。這些可變性可能意味著，需要或大或小的偏壓來將CMUT帶至其塌陷前狀態(tài)。相應地調(diào)節(jié)偏壓到期望的塌陷程度，并且然后保持件將膜保持在該狀態(tài)。因此即使存在這些容差變化，也能夠?qū)⒚總€CMUT陣列設置為具有相同的性能特性或定制其耦合。能夠達到探頭在諸如工作電壓范圍、聲學阻抗、電容和耦合系數(shù)的特性方面更大的均勻性。

圖9為諸如在圖7和圖8中所示的塌陷模式CMUT換能器的典型寬帶性能的繪圖。針對施加的或接收到的脈沖92，典型的塌陷模式CMUT換能器將呈現(xiàn)如由曲線90所示的頻率響應。如該曲線的3dB點圖示的，針對在4至8MHz范圍內(nèi)的頻率，塌陷模式CMUT換能器的帶寬接近或超過100％，使其對寬帶通信系統(tǒng)而言是理想的。

圖10圖示了用于本發(fā)明的過身體超聲通信系統(tǒng)的收發(fā)器系統(tǒng)。收發(fā)器的發(fā)射器子系統(tǒng)TX包括編碼器或編碼電路(C)120，其根據(jù)選定的展寬代碼并且根據(jù)對每個發(fā)射位(發(fā)射周期)擁有至少一個信號發(fā)射的要求，來對要在另一數(shù)字位流中發(fā)射的TX位的位流BS進行編碼。然后經(jīng)由數(shù)字緩沖器110將該位流耦合到身體，數(shù)字緩沖器110也可以將信號提升到隨后的CMUT驅(qū)動器需要的水平。如果需要，數(shù)字緩沖器110也能夠提供帶寬限制。

在接收器子系統(tǒng)中，輸入放大器(例如，低噪聲放大器(LNA))214被DC解耦到CMUT電極22、28。然后將CMUT(或多個CMUT)的放大信號饋送到被用于數(shù)據(jù)探測和同步的兩個關聯(lián)器電路。在所圖示的范例中，兩個關聯(lián)器均通過利用各自數(shù)據(jù)或同步倍增器216、218中的進入信號來對數(shù)字模板的模擬倍增來實施(即，1-位模板“同步模板”作為用于同步的同步模式，并且1-位模板“數(shù)據(jù)模板”作為用于數(shù)據(jù)探測的參考信號)。當同步模板為“1”時，放大信號被同步倍增器218倍增“1”(即，正的固定倍增因數(shù))。當同步模板為“0”，則放大信號被同步倍增器218倍增“-1”(即，負的固定倍增因數(shù))。然后在各自的數(shù)據(jù)或同步積分器220、222中在接收周期(例如芯片周期)上積分倍增的結(jié)果，以實際上計算各自的數(shù)據(jù)或同步關聯(lián)度。積分輸出對應于期望的數(shù)據(jù)和同步信息。

為了關閉在虛線框中示出的芯片級同步回路，在積分周期結(jié)束時由采樣及脈沖幅度調(diào)制(PAM)電路(S/PAM)224對同步模板與進入信號之間的關聯(lián)進行采樣。關聯(lián)器的積分的輸出是對進入信號頻率與局部模板之間的差異的度量。輸出越小(即，關聯(lián)性越好)，同步誤差越小。在誤差低于靈敏度閾值之后，接收被認為是同步的并且第二次數(shù)據(jù)關聯(lián)開始。現(xiàn)在能夠在另外的倍增器246中根據(jù)探測到的數(shù)據(jù)(“芯片”)的極性來倍增經(jīng)采樣的PAM值“+1”或“-1”，以根據(jù)進入數(shù)據(jù)確保正確的極性。在同步序列期間，能夠通過使用與由發(fā)射器子系統(tǒng)生成的同步序列相容的固定同步模式執(zhí)行極性選擇。另外的倍增期246因此充當極性控制元件，其根據(jù)探測到的數(shù)據(jù)(即，解碼信號)的極性來控制第二關聯(lián)器的輸出值的極性。在回路濾波器234中對來自倍增器246的信號進行濾波并然后將其饋送到壓控振蕩器(VCO)236，壓控振蕩器236基于其輸入來生成內(nèi)時鐘(int.時鐘)，該內(nèi)時鐘被用作針對由數(shù)字控制器238生成控制和模板信號的時間基準或時間參考。因此通過生成正比于采樣信號的脈沖(PAM信號)并然后通過回路濾波器234對脈沖濾波，執(zhí)行對同步信息的濾波。

在數(shù)據(jù)探測分支中，在數(shù)據(jù)關聯(lián)器處的關聯(lián)是在芯片級執(zhí)行的，并且能夠通過使用比較器或閾值電路226首先被轉(zhuǎn)換到數(shù)字位流(“芯片”)并被饋送到執(zhí)行符號級同步并提供正確且同步化代碼序列(“展寬代碼”)的數(shù)字關聯(lián)器232，用于由數(shù)字控制器238的模版生成。如果出于可靠性，元件也要求符號級的模擬關聯(lián)，則能夠由模擬累加器228在符號長度上進一步積分芯片級關聯(lián)器的模擬輸出，并且數(shù)字關聯(lián)器232能夠通過生成模擬關聯(lián)器重設信號并將其供應到模擬累加器228來控制在符號上的累加時間。然后通過使用比較器或閾值電路230將符號級關聯(lián)轉(zhuǎn)換到數(shù)字，以提供期望的位流RX位。如果可靠性不是問題，則能夠省略模擬累加器并且數(shù)字關聯(lián)器能夠被用于符號級關聯(lián)。

作為額外的選項，來自模擬符號級關聯(lián)器的輸出位流RX位與由數(shù)字關聯(lián)器生成的預期位流之間的比較，能夠被用作對進入信號的品質(zhì)的度量，其能夠被呈現(xiàn)為芯片誤碼率信號CER。

圖10的收發(fā)器還包括超低功率喚醒探測器，其能夠感測空閑模式中的信道。這允許關掉消耗功率的主接收器方框。當在信道中探測到通信時，主接收器方塊被接通以開始接收數(shù)據(jù)。環(huán)形探測器包括(低噪聲)放大器輸入級250繼之以被設置到通信帶的窄帶通濾波器252、能量累加器25、以及比較器或閾值電路256。喚醒探測器，在探測接收到的信號時，利用被耦合到處理器(“控制”)的喚醒中斷激活主接收器，處理器操作收發(fā)器并處理其產(chǎn)生的信息信號。

值得注意的是，可以對該結(jié)構(gòu)做出幾種增加。作為范例，能夠增加旋轉(zhuǎn)式頻率探測器，其對芯片級模擬校正器(一個針對數(shù)據(jù)分支并且一個針對同步分支)的輸出應用一位模數(shù)轉(zhuǎn)換。所獲得的二位信息能夠被用于通過監(jiān)測其隨時間的演變，探測在接收側(cè)與發(fā)射側(cè)之間的頻率差的跡象。該信息能夠被用于增大同步系統(tǒng)的同步引入范圍，并因此允許即使在沒有準確時間基準(例如晶體振蕩器等等)時的同步。

本發(fā)明的過身體超聲通信設備能夠呈現(xiàn)以下優(yōu)點：

1)由于寬帶換能器(CMUT)與寬帶收發(fā)器架構(gòu)組合的使用，本發(fā)明的超聲通信鏈路能夠?qū)崿F(xiàn)高數(shù)據(jù)通量。

2)能夠使用小尺寸收發(fā)元件。當使用諸如CMUT的MEMS設備時，CMUT收發(fā)元件能夠被集成在與微電子收發(fā)器電路相同的模具上。因此，能夠達到幾平方毫米的形狀因子。

3)在軟組織中弱的聲散射實現(xiàn)了能夠被用于數(shù)據(jù)通信的穩(wěn)健的信號傳播。如在水中，超聲穿過身體的傳播比r.f.或電磁波好得多。因此，本發(fā)明的通信鏈路能夠以非常低的能量消耗和身體里低的能量引入，達到Mb/秒的數(shù)據(jù)傳送速率。

4)本發(fā)明的超聲過身體通信設備避免了與電氣醫(yī)療系統(tǒng)(例如，磁共振成像、起搏器等等)的干擾，并且它們對聲學噪聲和干擾的高免疫提供了在存在同時使用的其他醫(yī)療設備(例如用于成像)時的穩(wěn)健性。一般不需要在工作頻率內(nèi)或接近工作頻率的干擾抑制。

5)本發(fā)明的實現(xiàn)方式提供了對噪聲和干擾的高免疫，并且因此實現(xiàn)了具有非常低信號水平的通信。能夠在特定方向上朝向接收器發(fā)射超聲。如果超聲過身體通信設備包括陣列中的幾個CMUT換能器?？讖侥軌虮簧婕盀楫a(chǎn)生具有特定寬度和角度的聲束(類似于超聲成像)。這能夠被用于向(幾個中)特定的收發(fā)發(fā)射數(shù)據(jù)。同樣，接收器能夠被調(diào)諧為監(jiān)聽特定的或多個發(fā)射器。另一選項為以多個角度發(fā)射/接收超聲。這改善了通信鏈路的能量效率和穩(wěn)健性。

6)與現(xiàn)有技術的設備相比，本發(fā)明的實現(xiàn)方式允許在兩個或更多個過身體通信設備之間的通信，并且還允許在這樣的設備的兩個超聲換能器之間的雙向通信。

7)通過針對接收器的使用喚醒電路，能量消耗得以最小化。

上文描述的所構(gòu)建的實施例已證實過身體超聲通信在至少30cm距離上是可能的。

本發(fā)明的過身體通信設備可以被用于以下應用中，以及其他應用。

A.起搏器

超聲收發(fā)器，如在圖10中所示通常采用被連接到寬帶通信收發(fā)器的CMUT設備，能夠被實施在起搏器中。因此能夠?qū)崿F(xiàn)幾種功能，例如在起搏器被植入患者之后配置起搏器。另一功能是使得起搏器能夠提供關于其當前狀態(tài)(例如，其內(nèi)部電池和啟動的脈搏率的狀態(tài))的信息。因此，提供了檢查起搏器的正確運行的容易的方式。

此外，如較早提及的，在被并入起搏器中的超聲收發(fā)器與外部應用的身體上超聲收發(fā)器之間的通信鏈路不受來自其他電子醫(yī)療系統(tǒng)(例如磁共振成像系統(tǒng))的干擾影響。因此，也可以實現(xiàn)醫(yī)院環(huán)境中穩(wěn)健的通信鏈路。

在起搏器中實施的超聲通信設備能夠被設計為使得其在低偏壓運行。鋰離子電池通常被用在諸如起搏器的植入物中。該類型的電池提供通常在1-5伏特范圍內(nèi)的供給電壓。因此，集成在植入物中的CMUT設備必須能夠在這樣低的交流電壓正確運行；亦即，其必須能夠生成在合適頻率帶寬(即，收發(fā)器的頻率帶寬)內(nèi)的足夠的聲學能量。如在國際專利公開WO2010097919A1中描述的，能夠在設計CMUT設備時設置這些特性(頻率帶寬、偏壓等等)。備選地，能夠利用增壓器以電子方式實現(xiàn)偏壓到幾十伏特的局部增大。

起搏器實施例由這樣的超聲過身體通信系統(tǒng)構(gòu)成，該超聲過身體通信系統(tǒng)包括：

起搏器，其被植入身體里的；

超聲過身體通信設備，其被并入起搏器中，并且包括：

超聲換能器，其將被編碼在超聲波中的數(shù)據(jù)發(fā)射穿過身體或穿過身體接收；

換能器驅(qū)動器和放大器，其被耦合到所述超聲換能器；以及

收發(fā)器，其被耦合到換能器驅(qū)動器、放大器和起搏器；

其中，超聲過身體通信設備將數(shù)據(jù)發(fā)射穿過起搏器周圍的身體以及穿過起搏器周圍的身體接收數(shù)據(jù)。

在該實施例中，超聲換能器還可以包括CMUT換能器。超聲過身體通信系統(tǒng)還包括電池，所述電池提供在1-5伏特范圍內(nèi)的電壓以為超聲過身體通信設備供電。此外，數(shù)據(jù)還包括起搏器配置數(shù)據(jù)和電池狀態(tài)數(shù)據(jù)中的一種。

B.血管內(nèi)導管

本發(fā)明的設備的另一種用途在于腔內(nèi)超聲成像領域，尤其是血管內(nèi)超聲(IVUS)，其中帶有小型超聲換能器陣列的導管被用于對血管的內(nèi)壁進行成像。

超聲成像系統(tǒng)包括被耦合到實現(xiàn)超聲波束成形功能的積分電路的超聲換能器的陣列。IVUS導管通常被用于支架放置程序中。IVUS導管需要盡可能地薄，以能夠到達窄的靜脈并且越細的導管帶來應用和程序的更寬的范圍。

在IVUS導管中，由超聲換能器捕獲的成像數(shù)據(jù)被穿過導管的電線以電子方式傳輸并到成像系統(tǒng)，在成像系統(tǒng)處，其被處理并被顯示。換能器擁有的元件越多，超聲圖像能夠越好。由于每個超聲元件的數(shù)據(jù)都需要被處理并通過導管被發(fā)送，因此，在穿過導管的電線的量與在將數(shù)據(jù)發(fā)送通過導管之前導管尖端處數(shù)據(jù)的多路復用之間做出權衡。然而，導管中的多路復用因熱生成和尺寸限制而受限。超聲通信鏈路用于將成像數(shù)據(jù)發(fā)射到在身體之外的接收器的應用提供了用于在仍提供良好圖像質(zhì)量的同時限制導管中電線的量的有吸引力的方法。超聲成像通常是在從1MHz直到40MHz的超聲頻率范圍內(nèi)執(zhí)行的。因此，本發(fā)明允許通信系統(tǒng)在超聲成像系統(tǒng)中的實現(xiàn)方式，使得陣列中被用于超聲成像的相同CMUT元件也能夠被用作數(shù)據(jù)通信換能器。在該實施例中，以時間交錯的方式執(zhí)行成像和通信。其他實現(xiàn)方式包括同時使用幾個元件成像并且其他元件通信，以及使用不同的頻率用于成像和通信。這樣的超聲系統(tǒng)的優(yōu)勢在于，本發(fā)明實現(xiàn)了CMUT元件的雙重功能：超聲成像和使用超聲的無線數(shù)據(jù)交換。能夠通過施加的偏壓來調(diào)諧元件的工作(或共振)頻率，擴大換能器的帶寬和靈敏度。

血管導管實施例包括超聲過身體通信系統(tǒng)，其包括：

導管，其借助于身體的血管系統(tǒng)而被引入到身體中；以及

超聲過身體通信設備，其被并入導管中，并且包括：

CMUT換能器，其將被編碼在超聲波中的數(shù)據(jù)發(fā)射穿過身體或穿過身體接收；

換能器驅(qū)動器，其被耦合到超聲換能器；以及

發(fā)射器，其被耦合到換能器驅(qū)動器和導管；

其中，超聲過身體通信設備將數(shù)據(jù)發(fā)射穿過導管周圍的身體。

在又另一實施例中，導管還包括超聲成像換能器，

其中，超聲過身體通信設備的超聲換能器還包括導管的超聲成像換能器。

此外，數(shù)據(jù)還可以包括由超聲成像換能器對導管采集的超聲圖像數(shù)據(jù)。

C.介入程序

本發(fā)明的設備的另一用途是在采用被暫時插入人體用于提取生物物質(zhì)(例如活檢程序)，用于施用醫(yī)療物質(zhì)(如麻醉和藥物遞送)，或執(zhí)行熱消融的介入程序中。這些設備可能極其小(例如，針)并且要求非常高的定位準確度，使得物質(zhì)能夠被提取或施用到身體中非常小的目標區(qū)域。能夠通過確定針尖端或消融器在身體里的位置以及周邊環(huán)境的性質(zhì)(例如其溫度或組織密度)的技術，輔助這些過程。另外，這些設備能夠得益于能夠調(diào)節(jié)它們的功能的控制信號。由于針可能太小而不能并入線纜，那些系統(tǒng)能夠得益于適用于體內(nèi)操作的無線通信，如由本發(fā)明的超聲通信提供的。由于利用CMUT的超聲通信能夠用非常小的形狀因子來實現(xiàn)，因此這樣的通信設備能夠被集成在被暫時插入身體的針或另一設備中。該通信能夠被用作定位信標、設置轉(zhuǎn)移或被用于發(fā)射環(huán)境的局部參數(shù)。

介入實施例包括超聲過身體通信系統(tǒng)，所述超聲過身體通信系統(tǒng)包括：

介入設備，其被引入到身體中；以及

超聲過身體通信設備，其被并入到介入設備，并且包括：

超聲換能器，其將被編碼在超聲波中的數(shù)據(jù)發(fā)射穿過身體；

換能器驅(qū)動器，其被耦合到超聲換能器；以及

發(fā)射器，其被耦合到換能器驅(qū)動器和介入設備；

其中，超聲過身體通信設備將數(shù)據(jù)發(fā)射穿過介入設備周圍的身體，以及穿過介入設備周圍的身體接收數(shù)據(jù)。

在該實施例中介入設備還可以包括活檢針和/或消融設備；并且超聲換能器還可以包括CMUT換能器。