JPH0453329B2 - - Google Patents
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- JPH0453329B2 JPH0453329B2 JP60046327A JP4632785A JPH0453329B2 JP H0453329 B2 JPH0453329 B2 JP H0453329B2 JP 60046327 A JP60046327 A JP 60046327A JP 4632785 A JP4632785 A JP 4632785A JP H0453329 B2 JPH0453329 B2 JP H0453329B2
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- JP
- Japan
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- signal
- coupled
- dual antenna
- antenna
- antenna transceiver
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Classifications
-
- H04B5/48—
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06K—GRAPHICAL DATA READING; PRESENTATION OF DATA; RECORD CARRIERS; HANDLING RECORD CARRIERS
- G06K7/00—Methods or arrangements for sensing record carriers, e.g. for reading patterns
- G06K7/0008—General problems related to the reading of electronic memory record carriers, independent of its reading method, e.g. power transfer
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06K—GRAPHICAL DATA READING; PRESENTATION OF DATA; RECORD CARRIERS; HANDLING RECORD CARRIERS
- G06K7/00—Methods or arrangements for sensing record carriers, e.g. for reading patterns
- G06K7/10—Methods or arrangements for sensing record carriers, e.g. for reading patterns by electromagnetic radiation, e.g. optical sensing; by corpuscular radiation
- G06K7/10009—Methods or arrangements for sensing record carriers, e.g. for reading patterns by electromagnetic radiation, e.g. optical sensing; by corpuscular radiation sensing by radiation using wavelengths larger than 0.1 mm, e.g. radio-waves or microwaves
- G06K7/10316—Methods or arrangements for sensing record carriers, e.g. for reading patterns by electromagnetic radiation, e.g. optical sensing; by corpuscular radiation sensing by radiation using wavelengths larger than 0.1 mm, e.g. radio-waves or microwaves using at least one antenna particularly designed for interrogating the wireless record carriers
-
- H04B5/22—
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2250/0001—Means for transferring electromagnetic energy to implants
- A61F2250/0002—Means for transferring electromagnetic energy to implants for data transfer
-
- H04B5/26—
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、一般的には電磁干渉のある環境内で
動作しなければならない相互通信デバイスに関す
る。更に詳しく云うと、本発明は植込まれた医療
用デバイスと遠く離れて通信する外部トランシー
バ即ち、デユアル・アンテナ トランシーバに関
する。この相互通信リンクの一部分は、植込まれ
たデバイスの動作を変更するために外部デバイス
から植込まれたデバイスへ送信される制御信号又
はプログラミング信号からなる。このリンクの残
りの部分は、電流状態、バツテリレベル又は患者
のデータなどの情報を伝えるために植込まれたデ
バイスから外部デバイスへの低レベル遠隔計測送
信信号からなる。
動作しなければならない相互通信デバイスに関す
る。更に詳しく云うと、本発明は植込まれた医療
用デバイスと遠く離れて通信する外部トランシー
バ即ち、デユアル・アンテナ トランシーバに関
する。この相互通信リンクの一部分は、植込まれ
たデバイスの動作を変更するために外部デバイス
から植込まれたデバイスへ送信される制御信号又
はプログラミング信号からなる。このリンクの残
りの部分は、電流状態、バツテリレベル又は患者
のデータなどの情報を伝えるために植込まれたデ
バイスから外部デバイスへの低レベル遠隔計測送
信信号からなる。
植込まれた医療用デバイスを用いた相互通信
は、干渉が生じやすい環境下において、特に医療
用デバイスが生命機能の維持に絶対に必要な場合
に一層重大となる特別な問題の解決を迫つてい
る。必然的に植込まれた医療用デバイスは長寿命
バツテリからの超低電力レベルを必要とする。最
も一般的な植込み型遠隔計測システムは低レベル
遠隔計測信号を外部的に受信するために単一の多
巻数コイル(multi−turned coil)を用いる。こ
れらの単一コイル受信アンテナは、臨床環境下に
存在する電界、磁界及び電磁界源からの干渉にき
わめて敏感である。
は、干渉が生じやすい環境下において、特に医療
用デバイスが生命機能の維持に絶対に必要な場合
に一層重大となる特別な問題の解決を迫つてい
る。必然的に植込まれた医療用デバイスは長寿命
バツテリからの超低電力レベルを必要とする。最
も一般的な植込み型遠隔計測システムは低レベル
遠隔計測信号を外部的に受信するために単一の多
巻数コイル(multi−turned coil)を用いる。こ
れらの単一コイル受信アンテナは、臨床環境下に
存在する電界、磁界及び電磁界源からの干渉にき
わめて敏感である。
多数の植込み型遠隔計測システムは2つの別個
の外部コイルを用いており、1つのコイルは植込
まれたデバイスへ制御情報又はプログラミング情
報を送信するためのものであり、もう一方のコイ
ルは植込まれたデバイスから遠隔計測データを受
信するためのものである。この結果、外部トラン
シーバの受信回路と送信回路の同調は、これらの
2つのコイルがきわめて近接しているので相互依
存の関係にある。
の外部コイルを用いており、1つのコイルは植込
まれたデバイスへ制御情報又はプログラミング情
報を送信するためのものであり、もう一方のコイ
ルは植込まれたデバイスから遠隔計測データを受
信するためのものである。この結果、外部トラン
シーバの受信回路と送信回路の同調は、これらの
2つのコイルがきわめて近接しているので相互依
存の関係にある。
本発明は信号対雑音比を著しく改善する2つの
雑音消去アンテナコイル、及び相互作用する同調
問題を起こさずに、またスイツチ素子を用いずに
同じアンテナコイルネツトワークを介して信号の
送受信ができる1つの回路を用いている。この改
良された外部トランシーバ回路は、陰極線管およ
びビデオモニタのような一般的な干渉源にきわめ
て近接した(約5.08cm〜約60.96cm(2インチ〜
2フイート)程度)植込み型医療用デバイスを用
いた相互通信を可能にする。
雑音消去アンテナコイル、及び相互作用する同調
問題を起こさずに、またスイツチ素子を用いずに
同じアンテナコイルネツトワークを介して信号の
送受信ができる1つの回路を用いている。この改
良された外部トランシーバ回路は、陰極線管およ
びビデオモニタのような一般的な干渉源にきわめ
て近接した(約5.08cm〜約60.96cm(2インチ〜
2フイート)程度)植込み型医療用デバイスを用
いた相互通信を可能にする。
本発明の目的は、2つの雑音消去アンテナコイ
ルを用い、しかも相互作用する同調の問題を起こ
さずに、信号の送受信ができ、植込み型医療用デ
バイスを用いた相互通信を可能にする、信号対雑
音比が著しく改善されたデユアル・アンテナ ト
ランシーバを提供することにある。
ルを用い、しかも相互作用する同調の問題を起こ
さずに、信号の送受信ができ、植込み型医療用デ
バイスを用いた相互通信を可能にする、信号対雑
音比が著しく改善されたデユアル・アンテナ ト
ランシーバを提供することにある。
磁界雑音消去トランシーバがデユアルコイルア
ンテナ回路によつて提供されている。受信モード
では、直列対向に接続された2つの同一のコイル
22,24は両方のコイルに共通な雑音信号を消
去し、1つのコイルのみにある所望する信号を受
信する。直列対向コイル22,24と並列のキヤ
パシタンス30は受信器52、アンテナ回路の共
振周波数を設定する。受信モードでは、直列対向
に接続された2つのコイル22,24は、その
各々の対が各非隣接端子26,28上にあり、2
対の極が反対になつているダイオード34,3
6,38,40を介してそれらのコイル22,2
4の非隣接端子26,28を接地にクランプさせ
ている。コンデンサ14を介して2つのコイル2
2,24の接続点20に結合された送信器10の
信号は等しい電流を共通の接続点20に結合され
た送信器10の信号は等しい電流を共通の接続点
20から各コイル22,24へ流し、それぞれの
ダイオード接続点26,28へ流し、それぞれの
極が反対になつているダイオード対34,36,
38,40を介して接地へ流して付加磁界を発生
させる。送信器10の結合キヤパシタンス14お
よび2つのコイル22,24の並列組合せによつ
て直列共振が設けられる。送信器10の同調と受
信器52の同調は独立している。送信器10は受
信アンテナコイル22,24間のヌルポイント2
0に接続されているので、受信器52の同調は送
信器10の回路および結合キヤパシタンス14,
16によつて影響されない。ダイオード対34,
36,38,40は送信中に受信器52の入力の
両端に相対的短絡を提供するので、送信器10の
同調は受信器52の回路および受信器52側のキ
ヤパシタンス30,32,48,50によつて影
響されない。
ンテナ回路によつて提供されている。受信モード
では、直列対向に接続された2つの同一のコイル
22,24は両方のコイルに共通な雑音信号を消
去し、1つのコイルのみにある所望する信号を受
信する。直列対向コイル22,24と並列のキヤ
パシタンス30は受信器52、アンテナ回路の共
振周波数を設定する。受信モードでは、直列対向
に接続された2つのコイル22,24は、その
各々の対が各非隣接端子26,28上にあり、2
対の極が反対になつているダイオード34,3
6,38,40を介してそれらのコイル22,2
4の非隣接端子26,28を接地にクランプさせ
ている。コンデンサ14を介して2つのコイル2
2,24の接続点20に結合された送信器10の
信号は等しい電流を共通の接続点20に結合され
た送信器10の信号は等しい電流を共通の接続点
20から各コイル22,24へ流し、それぞれの
ダイオード接続点26,28へ流し、それぞれの
極が反対になつているダイオード対34,36,
38,40を介して接地へ流して付加磁界を発生
させる。送信器10の結合キヤパシタンス14お
よび2つのコイル22,24の並列組合せによつ
て直列共振が設けられる。送信器10の同調と受
信器52の同調は独立している。送信器10は受
信アンテナコイル22,24間のヌルポイント2
0に接続されているので、受信器52の同調は送
信器10の回路および結合キヤパシタンス14,
16によつて影響されない。ダイオード対34,
36,38,40は送信中に受信器52の入力の
両端に相対的短絡を提供するので、送信器10の
同調は受信器52の回路および受信器52側のキ
ヤパシタンス30,32,48,50によつて影
響されない。
本発明の構成は以下に示す通りである。即ち、
本発明は受信手段52と、 送信手段10と、 第1端及び第2端を有する第1誘導手段22
と、第1端及び第2端を有する第2誘導手段24
であり、前記第1誘導手段22の前記第1端は、
接続点20を形成するように前記第2誘導手段の
前記第1端と向かいあつて直列に結合され、前記
第1誘導手段22の前記第2端は、第1出力点2
6に結合され、前記第2誘導手段24の前記第2
端は第2出力点28に結合されている、第1及び
第2誘導手段と、 前記送信手段10と前記接続点20との間に結
合された第1容量性手段であり、前記第1及び第
2誘導手段と前記第1容量性手段とは、前記送信
手段10の送信周波数で共振周波数を有する直列
共振周波数回路を形成する、第1容量性手段と、 第1端及び第2端を有する第2容量性手段であ
り、前記第2容量性手段の前記第1端は前記第1
出力点26に結合され、前記第2容量性手段の前
記第2端は、前記受信手段52の受信周波数で共
振周波数を有する前記第1及び第2誘導手段とと
もに並列共振回路を形成するように、前記第2出
力点28に結合される、第2容量性手段と、から
構成されることを特徴とするデユアル・アンテナ
トランシーバ(第1図)としての構成を有す
る。
本発明は受信手段52と、 送信手段10と、 第1端及び第2端を有する第1誘導手段22
と、第1端及び第2端を有する第2誘導手段24
であり、前記第1誘導手段22の前記第1端は、
接続点20を形成するように前記第2誘導手段の
前記第1端と向かいあつて直列に結合され、前記
第1誘導手段22の前記第2端は、第1出力点2
6に結合され、前記第2誘導手段24の前記第2
端は第2出力点28に結合されている、第1及び
第2誘導手段と、 前記送信手段10と前記接続点20との間に結
合された第1容量性手段であり、前記第1及び第
2誘導手段と前記第1容量性手段とは、前記送信
手段10の送信周波数で共振周波数を有する直列
共振周波数回路を形成する、第1容量性手段と、 第1端及び第2端を有する第2容量性手段であ
り、前記第2容量性手段の前記第1端は前記第1
出力点26に結合され、前記第2容量性手段の前
記第2端は、前記受信手段52の受信周波数で共
振周波数を有する前記第1及び第2誘導手段とと
もに並列共振回路を形成するように、前記第2出
力点28に結合される、第2容量性手段と、から
構成されることを特徴とするデユアル・アンテナ
トランシーバ(第1図)としての構成を有す
る。
或いはまた、第1および第2出力点26,28
に結合され、信号が極性に関係なく所定の最大値
を超えるのを制限する信号制限手段34,36,
38,40を更に含むデユアル・アンテナ トラ
ンシーバ(第1図)としての構成を有する。
に結合され、信号が極性に関係なく所定の最大値
を超えるのを制限する信号制限手段34,36,
38,40を更に含むデユアル・アンテナ トラ
ンシーバ(第1図)としての構成を有する。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は、電圧制限手段であるデユアル・アン
テナ トランシーバ(第1図)としての構成を有
する。
8,40は、電圧制限手段であるデユアル・アン
テナ トランシーバ(第1図)としての構成を有
する。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は整流器であるデユアル・アンテナ ト
ランシーバ(第1図)としての構成を有する。
8,40は整流器であるデユアル・アンテナ ト
ランシーバ(第1図)としての構成を有する。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は、極性が反対になつているダイオード
CR1,CR2,CR3,CR4を具えるデユアル・
アンテナ トランシーバ(第1図)としての構成
を有する。
8,40は、極性が反対になつているダイオード
CR1,CR2,CR3,CR4を具えるデユアル・
アンテナ トランシーバ(第1図)としての構成
を有する。
或いはまた、受信手段52は、第1及び第2出
力点26,28における信号を受信し差動増幅す
るように結合され差動入力手段を具えるデユア
ル・アンテナ トランシーバ(第1図)としての
構成を有する。
力点26,28における信号を受信し差動増幅す
るように結合され差動入力手段を具えるデユア
ル・アンテナ トランシーバ(第1図)としての
構成を有する。
或いはまた、前記第1および第2出力点26,
28に結合され、極性に関係なく信号が所定の最
大値を超えるのを制限する信号制限手段34,3
6,38,40を更に含むデユアル・アンテナ
トランシーバ(第1図)としての構成を有する。
28に結合され、極性に関係なく信号が所定の最
大値を超えるのを制限する信号制限手段34,3
6,38,40を更に含むデユアル・アンテナ
トランシーバ(第1図)としての構成を有する。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は、電圧制限手段であるデユアル・アン
テナ トランシーバ(第1図)としての構成を有
する。
8,40は、電圧制限手段であるデユアル・アン
テナ トランシーバ(第1図)としての構成を有
する。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は、整流器手段であるデユアル・アンテ
ナ トランシーバ(第1図)としての構成を有す
る。
8,40は、整流器手段であるデユアル・アンテ
ナ トランシーバ(第1図)としての構成を有す
る。
或いはまた、前記信号制限手段34,36,3
8,40は、極性が反対になつているダイオード
CR1,CR2,CR3,CR4を含むデユアル・ア
ンテナ トランシーバ(第1図)としての構成を
有する。
8,40は、極性が反対になつているダイオード
CR1,CR2,CR3,CR4を含むデユアル・ア
ンテナ トランシーバ(第1図)としての構成を
有する。
本発明のデユアル・アンテナ トランシーバの
概略図を第1図に示す。
概略図を第1図に示す。
本発明のデユアル・アンテナ トランシーバの
設計は、超低電力による植込型医療用デバイスと
ともに動作する相互通信システム(two−way
communication system)を提供する。このアン
テナ及びトランシーバの制御設計を用いると、ア
ナログデータ及びデジタルデータの両方を例えば
パルス間隔変調(pulse−interval modulation)
を用いることによつて植込まれたデバイスから遠
隔計測することができる。同様な方法によりプロ
グラミングデータおよび指令(コマンド)を外部
装置から植込まれたデバイスへ送信することがで
きる。一般にこの型のシステムは有効なシステム
を提供するためには克服しなければならない多数
の重要な問題に直面する。それらの問題には下記
ようなものがある。
設計は、超低電力による植込型医療用デバイスと
ともに動作する相互通信システム(two−way
communication system)を提供する。このアン
テナ及びトランシーバの制御設計を用いると、ア
ナログデータ及びデジタルデータの両方を例えば
パルス間隔変調(pulse−interval modulation)
を用いることによつて植込まれたデバイスから遠
隔計測することができる。同様な方法によりプロ
グラミングデータおよび指令(コマンド)を外部
装置から植込まれたデバイスへ送信することがで
きる。一般にこの型のシステムは有効なシステム
を提供するためには克服しなければならない多数
の重要な問題に直面する。それらの問題には下記
ようなものがある。
A 植込まれたデバイスからの弱い遠隔計測信号
植込まれた医療用デバイスは長年の間1個のバ
ツテリ源から電力の供給をうけなければならない
ので、植込まれた医療用デバイス内の送信器10
は通常超低電力の制約を有する。更に、生物学的
適合性は近代的な植込み型デバイスにおいてはレ
ーザで溶接したチタンケースを用いることによつ
て達成されるが、このチタンケースは植込まれた
デバイスから放射される信号を更に減衰させる。
電力の制約とケースによる減衰の結果、外部的に
弱い遠隔計測信号を検出するには非常に敏感な遠
隔計測受信器が必要とされる。
ツテリ源から電力の供給をうけなければならない
ので、植込まれた医療用デバイス内の送信器10
は通常超低電力の制約を有する。更に、生物学的
適合性は近代的な植込み型デバイスにおいてはレ
ーザで溶接したチタンケースを用いることによつ
て達成されるが、このチタンケースは植込まれた
デバイスから放射される信号を更に減衰させる。
電力の制約とケースによる減衰の結果、外部的に
弱い遠隔計測信号を検出するには非常に敏感な遠
隔計測受信器が必要とされる。
B 病院環境下には多数の干渉源が存在する。
近代的な病院は普通に用いられる遠隔計測通過
帯域における磁界を放射することができる電子装
置を具えている。例えば、ある植込み型遠隔計測
システムは帯域幅25kHzをもつ中心周波数175kHz
を用いている。現在病院で用いられている陰極線
管、ビデオモニタ、及びその他の多数の種類の備
品のような装置は、遠隔計測受信器52から2フ
イートの近くで帯域内(in−band)干渉を発生
させる可能性がある。
帯域における磁界を放射することができる電子装
置を具えている。例えば、ある植込み型遠隔計測
システムは帯域幅25kHzをもつ中心周波数175kHz
を用いている。現在病院で用いられている陰極線
管、ビデオモニタ、及びその他の多数の種類の備
品のような装置は、遠隔計測受信器52から2フ
イートの近くで帯域内(in−band)干渉を発生
させる可能性がある。
C ランダム位相干渉は受信アンテナにおける遠
隔計測信号を消去するかもしれない。
隔計測信号を消去するかもしれない。
遠隔計測信号及び干渉信号はフエーズロツク
(位相同期)されていないので、干渉信号の振幅
及び極性は、受信アンテナにおける遠隔計測信号
電磁界(field)を消去する状態を周期的に設定
することができる。この状態は精巧な電子的フイ
ルタ及び信号処理によつても解除され得ない。な
ぜならば、遠隔計測信号が受信アンテナに到達す
る以前に、この遠隔計測信号は消去されるからで
ある。
(位相同期)されていないので、干渉信号の振幅
及び極性は、受信アンテナにおける遠隔計測信号
電磁界(field)を消去する状態を周期的に設定
することができる。この状態は精巧な電子的フイ
ルタ及び信号処理によつても解除され得ない。な
ぜならば、遠隔計測信号が受信アンテナに到達す
る以前に、この遠隔計測信号は消去されるからで
ある。
D 比較的強力なプログラミング信号が植込まれ
たプログラミングデバイスによつて要求され
る。
たプログラミングデバイスによつて要求され
る。
植込まれたデバイスをプログラミングする場合
の電磁干渉の問題を避けるために、かなり強力な
プログラミング信号を用いることによつて、又は
特別に設計された保安回路(security circuits)
によつて信頼できるプログラミングが行われる。
例えば、入力受信器52に電力を供給しデジタル
符号化アクセス及びプログラミング符号の受信を
可能にするために第1に磁気リードスイツチ
(magretic reed switch)を閉じなければならな
いプログラミング用保安システムが現在用いられ
ている。所望する時に信頼できる再プログラミン
グを確実に行うために、外部の送信器10は送信
アンテナから約7.62cm〜約10.16cm(3〜4イン
チ)のところに強力な磁界を発生することができ
なければならない。しかし、放射電磁界はまた容
認できる調整放出レベル(regulatory emission
levels)に一致しなければならない。
の電磁干渉の問題を避けるために、かなり強力な
プログラミング信号を用いることによつて、又は
特別に設計された保安回路(security circuits)
によつて信頼できるプログラミングが行われる。
例えば、入力受信器52に電力を供給しデジタル
符号化アクセス及びプログラミング符号の受信を
可能にするために第1に磁気リードスイツチ
(magretic reed switch)を閉じなければならな
いプログラミング用保安システムが現在用いられ
ている。所望する時に信頼できる再プログラミン
グを確実に行うために、外部の送信器10は送信
アンテナから約7.62cm〜約10.16cm(3〜4イン
チ)のところに強力な磁界を発生することができ
なければならない。しかし、放射電磁界はまた容
認できる調整放出レベル(regulatory emission
levels)に一致しなければならない。
E 受信器52の同調と送信器10の同調とは独
立しているべきである。
立しているべきである。
製造上の立場からも操作上の立場からも受信器
52の同調と送信器10の同調が完全に独立して
いることがきわめて望ましい。受信器52の同調
と送信器10の同調との間の相互依存性は初期校
正の期間中、またフイールドサービスの期間中に
困難を生じさせる。
52の同調と送信器10の同調が完全に独立して
いることがきわめて望ましい。受信器52の同調
と送信器10の同調との間の相互依存性は初期校
正の期間中、またフイールドサービスの期間中に
困難を生じさせる。
本発明のデユアル・アンテナ トランシーバを
添付の第1図を参照して説明するが、この図面に
おいてトランシーバの送信器10はその出力を固
定共振コンデンサ16と調節可能な共振コンデン
サ14との並列組合せに接続させており、この組
み合わせは送信器10の周波数でアンテナを共振
させるのに用いられる。並列接続された共振コン
デンサ14,16は送信器10の回路と接続点2
0との間に接続されている。接続点20は2つの
直列接続されたアンテナコイル22及び24の間
にある。接続的A26及びB28の近くにある2
つの小さな黒点はアンテナコイル22および24
の巻線の極性を示す。巻線の極性はこれらのコイ
ルが直列対向(series−oddosition)になるよう
になつている。
添付の第1図を参照して説明するが、この図面に
おいてトランシーバの送信器10はその出力を固
定共振コンデンサ16と調節可能な共振コンデン
サ14との並列組合せに接続させており、この組
み合わせは送信器10の周波数でアンテナを共振
させるのに用いられる。並列接続された共振コン
デンサ14,16は送信器10の回路と接続点2
0との間に接続されている。接続点20は2つの
直列接続されたアンテナコイル22及び24の間
にある。接続的A26及びB28の近くにある2
つの小さな黒点はアンテナコイル22および24
の巻線の極性を示す。巻線の極性はこれらのコイ
ルが直列対向(series−oddosition)になるよう
になつている。
コンデンサ30及び32は直列対向のアンテナ
コイル22及び24とともに並列共振回路を形成
するのに用いられる。コンデンサ30はこの共振
周波数を微同調する。
コイル22及び24とともに並列共振回路を形成
するのに用いられる。コンデンサ30はこの共振
周波数を微同調する。
トランシーバ回路には4つのダイオードが用い
られており、そのうちの2つのダイオードは電気
的接続点A26に電気的に結合されており、他の
2つのダイオードは接続点B28に結合されてい
る。ダイオード34はそのカソードを接続点A2
6に結合させ、そのアノードを接地させており、
一方ダイオード36はそのアノードを接続点A2
6に結合させており、そのカソードを接地させて
いる。同様に、ダイオード38はそのカソードを
接続点B28に接続させており、そのアノードを
接地させており、一方ダイオード40はそのアノ
ードを接続点B28に接続させ、そのカソードを
接地させている。従つて、ダイオード対34,3
6は又はダイオード対38,40の両端に生ずる
いかなる信号もその振幅はこれらのダイオード両
端に生じる電圧降下に制限される。
られており、そのうちの2つのダイオードは電気
的接続点A26に電気的に結合されており、他の
2つのダイオードは接続点B28に結合されてい
る。ダイオード34はそのカソードを接続点A2
6に結合させ、そのアノードを接地させており、
一方ダイオード36はそのアノードを接続点A2
6に結合させており、そのカソードを接地させて
いる。同様に、ダイオード38はそのカソードを
接続点B28に接続させており、そのアノードを
接地させており、一方ダイオード40はそのアノ
ードを接続点B28に接続させ、そのカソードを
接地させている。従つて、ダイオード対34,3
6は又はダイオード対38,40の両端に生ずる
いかなる信号もその振幅はこれらのダイオード両
端に生じる電圧降下に制限される。
ダイオード34のカソード及びダイオード36
のアノードはライン(線)42によつてアンテナ
負荷抵抗46の一方の端子に接続されている。従
つてダイオード34及び36は“極性が反対にな
つている”と云つてよいかもしれない。アンテナ
負荷抵抗46のもう一方の端子はライン(線)4
4によつてダイオード38のカソード及びダイオ
ード40のアノードに接続されている。
のアノードはライン(線)42によつてアンテナ
負荷抵抗46の一方の端子に接続されている。従
つてダイオード34及び36は“極性が反対にな
つている”と云つてよいかもしれない。アンテナ
負荷抵抗46のもう一方の端子はライン(線)4
4によつてダイオード38のカソード及びダイオ
ード40のアノードに接続されている。
負荷抵抗46両端に生じた電圧は結合コンデン
サ48及び50によつて受信器52に結合され
る。上述したように、植込まれた医療用デバイス
8からの磁界(field)9はアンテナコイル22
よりもアンテナコイル24に対してより強力な影
響を及ぼす。デバイスが受信モードにある時に
は、受信器52の入力にみられる信号は各個々の
アンテナコイル22,24の両端に生じた電圧間
の差である。受信器52はアンテナとシステム接
地との間の電圧差によるいかなる雑音導入をも回
避するために差動増幅器入力段を用いることが望
ましい。
サ48及び50によつて受信器52に結合され
る。上述したように、植込まれた医療用デバイス
8からの磁界(field)9はアンテナコイル22
よりもアンテナコイル24に対してより強力な影
響を及ぼす。デバイスが受信モードにある時に
は、受信器52の入力にみられる信号は各個々の
アンテナコイル22,24の両端に生じた電圧間
の差である。受信器52はアンテナとシステム接
地との間の電圧差によるいかなる雑音導入をも回
避するために差動増幅器入力段を用いることが望
ましい。
受信モードでは、植込まれた医療用デバイス8
に最も近いアンテナコイル24は、更に遠くはな
れて位置しているアンテナコイル22よりも著し
く大きな信号を受信する。例えば、植込まれた心
臓ペースメーカ等の医療用デバイス8は、それが
アンテナコイル24をアンテナコイル22よりも
著しく強力な信号に結びつける遠隔計測情報を送
信中である場合には磁界(field)9を作りだす。
他方、より遠くに位置している雑音源6はアンテ
ナコイル22及び24の両方を同じ磁界に結びつ
ける磁界7を与える。しかし、アンテナコイル2
2,24は直列対向で巻かれているので、雑音源
6からの雑音電界成分は消去され、主として受信
器52の出力における信号成分を残す。
に最も近いアンテナコイル24は、更に遠くはな
れて位置しているアンテナコイル22よりも著し
く大きな信号を受信する。例えば、植込まれた心
臓ペースメーカ等の医療用デバイス8は、それが
アンテナコイル24をアンテナコイル22よりも
著しく強力な信号に結びつける遠隔計測情報を送
信中である場合には磁界(field)9を作りだす。
他方、より遠くに位置している雑音源6はアンテ
ナコイル22及び24の両方を同じ磁界に結びつ
ける磁界7を与える。しかし、アンテナコイル2
2,24は直列対向で巻かれているので、雑音源
6からの雑音電界成分は消去され、主として受信
器52の出力における信号成分を残す。
遠隔計測受信の期間中は、一般にダイオード両
端に印加される低アンテナ信号電圧によつて、す
べてのダイオードは本来非導通状態になる。それ
らの電圧はピーク−ピークで一般に5mV以下で
あり、従つてダイオード34,36及び38,4
0は接地に対してきわめて高い抵抗値として有効
に動作する。アンテナコイル22,24を結びつ
ける干渉磁界は大きさは等しいが反対極性のアン
テナ電圧を発生させ、受信器52の入力において
合計されると等価的に消去される。しかも受信器
52の差動信号の共通モード排除もまた望ましく
ない電界ピツクアツプ(pick−up)を減衰させ
る。従つて、遠隔計測磁界はアンテナコイル22
及び24に等しくないアンテナ電圧を発生させ
る。従つて、遠隔計測信号は結合コンデンサ48
及び50を介して受信器52の入力に現われる。
受信動作モードの期間中に、送信器10の回路は
反対に巻かれたアンテナコイル22,24の間の
ヌルポイント20に効果的に接続され、従つて受
信器52の回路に明らかな影響を与えない。
端に印加される低アンテナ信号電圧によつて、す
べてのダイオードは本来非導通状態になる。それ
らの電圧はピーク−ピークで一般に5mV以下で
あり、従つてダイオード34,36及び38,4
0は接地に対してきわめて高い抵抗値として有効
に動作する。アンテナコイル22,24を結びつ
ける干渉磁界は大きさは等しいが反対極性のアン
テナ電圧を発生させ、受信器52の入力において
合計されると等価的に消去される。しかも受信器
52の差動信号の共通モード排除もまた望ましく
ない電界ピツクアツプ(pick−up)を減衰させ
る。従つて、遠隔計測磁界はアンテナコイル22
及び24に等しくないアンテナ電圧を発生させ
る。従つて、遠隔計測信号は結合コンデンサ48
及び50を介して受信器52の入力に現われる。
受信動作モードの期間中に、送信器10の回路は
反対に巻かれたアンテナコイル22,24の間の
ヌルポイント20に効果的に接続され、従つて受
信器52の回路に明らかな影響を与えない。
しかし、トランシーバが送信モードにある場合
には、250Vピーク−ピークの代表的なアンテナ
電圧は、ダイオード34,36及び38,40の
故に送信された信号の極性には関係なく接続点A
26,B28において接地への有効な短絡をつく
る。次に電流は並列接続されたコンデンサ30,
32を通つて流れ、アンテナコイル22,24を
通つて分割し、付加磁界を発生させる。という訳
はこれらの素子はこのように直列共振回路を形成
するからである。送信された大きなアンテナ信号
はバツテリから電力を供給されるドライブ回路
(drive circuitry)によつても生じることがある。
導通しているダイオード34,36及び38,4
0は回路が送信モードにある場合には、受信器5
2及び受信器52の同調コンデンサ32,30を
回路から有効に除去している。送信中の最大アン
テナ電圧に対しては、コンデンサ30及び32は
0.1%以下の損失係数をもつべきである。
には、250Vピーク−ピークの代表的なアンテナ
電圧は、ダイオード34,36及び38,40の
故に送信された信号の極性には関係なく接続点A
26,B28において接地への有効な短絡をつく
る。次に電流は並列接続されたコンデンサ30,
32を通つて流れ、アンテナコイル22,24を
通つて分割し、付加磁界を発生させる。という訳
はこれらの素子はこのように直列共振回路を形成
するからである。送信された大きなアンテナ信号
はバツテリから電力を供給されるドライブ回路
(drive circuitry)によつても生じることがある。
導通しているダイオード34,36及び38,4
0は回路が送信モードにある場合には、受信器5
2及び受信器52の同調コンデンサ32,30を
回路から有効に除去している。送信中の最大アン
テナ電圧に対しては、コンデンサ30及び32は
0.1%以下の損失係数をもつべきである。
ここに説明したデユアル・アンテナ トランシ
ーバは以前のアンテナ回路に優る多くの利点を提
供する。それらの利点としては下記のようなもの
がある。
ーバは以前のアンテナ回路に優る多くの利点を提
供する。それらの利点としては下記のようなもの
がある。
(1) アンテナから数フイート離れている発生源が
発生させる帯域内の、空間的に調整された
(spatially−aligned)干渉磁界に対して単一コ
イルアンテナよりも24−30db改良された雑音
排除を行なうことができる。
発生させる帯域内の、空間的に調整された
(spatially−aligned)干渉磁界に対して単一コ
イルアンテナよりも24−30db改良された雑音
排除を行なうことができる。
(2) 送信器及び受信器のアンテナ回路の同調が独
立している。
立している。
(3) 送信器及び受信器の独立した同調を達成する
のにスイツチを必要とせず、能動スイツチ素子
が用いられていないので部品点数が少なくてす
み、デバイスの信頼性を高める。
のにスイツチを必要とせず、能動スイツチ素子
が用いられていないので部品点数が少なくてす
み、デバイスの信頼性を高める。
(4) 能動スイツチ素子が発生させる切換え過渡状
態が避けられている。
態が避けられている。
(5) 干渉磁界をアンテナコイル軸に対して直角に
(normal)調整すると、更に30dbの干渉排除を
得ることができる。
(normal)調整すると、更に30dbの干渉排除を
得ることができる。
(6) 代表的な陰極線管又はビデオモニタの約
10.16cm〜約60.96cm(4インチ〜2フイート)
内で妥当な遠隔計測信号を受信できるが、これ
とは対照的に単一コイルアンテナは同じ信号レ
ベルで前記デバイスから約91.44cm〜約182.88
cm(3〜6フイート)離れていても干渉を検出
することがある。
10.16cm〜約60.96cm(4インチ〜2フイート)
内で妥当な遠隔計測信号を受信できるが、これ
とは対照的に単一コイルアンテナは同じ信号レ
ベルで前記デバイスから約91.44cm〜約182.88
cm(3〜6フイート)離れていても干渉を検出
することがある。
第1図はトランシーバの動作を示すために植込
み型医療用デバイスの近くに、そして外部雑音源
からはさらに離れて置かれているデユアル・アン
テナ トランシーバの概略図である。 6…雑音源、7,9…磁界、8…植込まれた医
療用デバイス、10…送信器、14…調節可能な
共振コンデンサ(C1)、16…固定共振コンデ
ンサ(C2)、20…ヌルポイント、22…アン
テナコイル(ANT1)、24…アンテナコイル
(ANT2)、26…接続点A、28…接続点B、
30…コンデンサC3、32…コンデンサC4、
34…ダイオードCR1、36…ダイオードCR
2、38…ダイオードCR3、40…ダイオード
CR4、42,44…ライン(線)、46…アンテ
ナ負荷抵抗R1、48…結合コンデンサC5、5
0…結合コンデンサC6、52…受信器。
み型医療用デバイスの近くに、そして外部雑音源
からはさらに離れて置かれているデユアル・アン
テナ トランシーバの概略図である。 6…雑音源、7,9…磁界、8…植込まれた医
療用デバイス、10…送信器、14…調節可能な
共振コンデンサ(C1)、16…固定共振コンデ
ンサ(C2)、20…ヌルポイント、22…アン
テナコイル(ANT1)、24…アンテナコイル
(ANT2)、26…接続点A、28…接続点B、
30…コンデンサC3、32…コンデンサC4、
34…ダイオードCR1、36…ダイオードCR
2、38…ダイオードCR3、40…ダイオード
CR4、42,44…ライン(線)、46…アンテ
ナ負荷抵抗R1、48…結合コンデンサC5、5
0…結合コンデンサC6、52…受信器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 受信手段と、 送信手段と、 第1端及び第2端を有する第1誘導手段と、第
1端及び第2端を有する第2誘導手段であり、前
記第1誘導手段の前記第1端は、接続点を形成す
るように前記第2誘導手段の前記第1端と向かい
あつて直列に結合され、前記第1誘導手段の前記
第2端は、第1出力点に結合され、前記第2誘導
手段の前記第2端は第2出力点に結合されてい
る、第1及び第2誘導手段と、 前記送信手段と前記接続点との間に結合された
第1容量性手段であり、前記第1及び第2誘導手
段と前記第1容量性手段とは、前記送信手段の送
信周波数で共振周波数を有する直列共振周波数回
路を形成する、第1容量性手段と、 第1端及び第2端を有する第2容量性手段であ
り、前記第2容量性手段の前記第1端は前記第1
出力点に結合され、前記第2容量性手段の前記第
2端は、前記受信手段の受信周波数で共振周波数
を有する前記第1及び第2誘導手段とともに並列
共振回路を形成するように、前記第2出力点に結
合される、第2容量性手段と、 から構成されることを特徴とするデユアル・ア
ンテナ トランシーバ。 2 第1及び第2出力点に結合され、信号が極性
に関係なく所定の最大値を超えるのを制限する信
号制限手段を更に含む特許請求の範囲第1項記載
のデユアル・アンテナ トランシーバ。 3 前記信号制限手段は、電圧制限手段である前
記特許請求の範囲第2項記載のデユアル・アンテ
ナ トランシーバ。 4 前記信号制限手段は整流器である前記特許請
求の範囲第3項記載のデユアル・アンテナ トラ
ンシーバ。 5 前記信号制限手段は、極性が反対になつてい
るダイオードを具える前記特許請求 範囲第4項
記載のデユアル・アンテナ トランシーバ。 6 受信手段は、第1及び第2出力点における信
号を受信し差動増幅するように結合された差動入
力手段を具える特許請求の範囲第1項記載のデユ
アル・アンテナ トランシーバ。 7 前記第1及び第2出力点に結合され、極性に
関係なく信号が所定の最大値を超えるのを制限す
る信号制限手段を更に含む前記特許請求の範囲第
6項記載のデユアル・アンテナ トランシーバ。 8 前記信号制限手段は、電圧制限手段である前
記特許請求の範囲第7項記載のデユアル・アンテ
ナ トランシーバ。 9 前記信号制限手段は、整流器手段である前記
特許請求の範囲第8項記載のデユアル・アンテナ
トランシーバ。 10 前記信号制限手段は、極性が反対になつて
いるダイオードを含む前記特許請求の範囲第9項
記載のデユアル・アンテナ トランシーバ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US587754 | 1984-03-09 | ||
US06/587,754 US4542532A (en) | 1984-03-09 | 1984-03-09 | Dual-antenna transceiver |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS60206332A JPS60206332A (ja) | 1985-10-17 |
JPH0453329B2 true JPH0453329B2 (ja) | 1992-08-26 |
Family
ID=24351073
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60046327A Granted JPS60206332A (ja) | 1984-03-09 | 1985-03-08 | デユアル・アンテナ トランシーバ |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4542532A (ja) |
EP (1) | EP0154563B1 (ja) |
JP (1) | JPS60206332A (ja) |
CA (1) | CA1208296A (ja) |
DE (1) | DE3578924D1 (ja) |
Families Citing this family (216)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6241704B1 (en) | 1901-11-22 | 2001-06-05 | Sims Deltec, Inc. | Drug pump systems and methods |
DE3520983A1 (de) * | 1985-06-12 | 1986-12-18 | Robert Bosch Gmbh, 7000 Stuttgart | Antenne fuer ein funksende- und -empfangsgeraet |
GB8602913D0 (en) * | 1986-02-06 | 1986-03-12 | Cotag International Ltd | Aerial systems |
JPS6385931U (ja) * | 1986-11-26 | 1988-06-04 | ||
US5024224A (en) * | 1988-09-01 | 1991-06-18 | Storz Instrument Company | Method of readout of implanted hearing aid device and apparatus therefor |
US4988333A (en) * | 1988-09-09 | 1991-01-29 | Storz Instrument Company | Implantable middle ear hearing aid system and acoustic coupler therefor |
US5085628A (en) * | 1988-09-09 | 1992-02-04 | Storz Instrument Company | Implantable hearing aid coupler device |
US4996484A (en) * | 1988-12-29 | 1991-02-26 | Atlantic Richfield Company | Method and apparatus for cancelling powerline noise in geophysical electromagnetic exploration |
US5168282A (en) * | 1989-06-22 | 1992-12-01 | Texas Instruments Deutschland Gmbh | Antenna resonant circuit |
DE3936547A1 (de) * | 1989-11-02 | 1991-05-08 | Siemens Ag | Anordnung zur telemetrischen kommunikation zwischen zwei geraeten mittels eines magnetischen nahfeldes |
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US5982764A (en) | 1995-05-18 | 1999-11-09 | Aura Communications, Inc. | Time-multiplexed short-range magnetic communications |
ATE255300T1 (de) | 1995-05-18 | 2003-12-15 | Aura Communications Inc | Magnetische kommunikationssystem mit geringer reichweite |
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US6820019B1 (en) | 1999-07-31 | 2004-11-16 | Medtronic, Inc. | Device and method for determining and communicating the remaining life of a battery in an implantable neurological tissue stimulating device |
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