基于感应链路的生物医学无线功率传输系统

摘要

一种使用感应链路的无线电源传输系统已经被演示用于植入式传感器的应用。该系统由两个主要模块组成:一个电感功率传输单元和一个反向数据通信单元。感应链路执行两个功能:从无线供电系统耦合所需的电源，从而实现无电池、长期的植入手术，并提供反向数据传输路径。反向数据通信单元通过感应链路，使用FSK调制方案将数据传输到外部阅读器。为了演示感应链路的操作，实现了一个板级设计，具有很高的链路效率。由定制集成电路和板级分立元件混合实现的传感器系统的测试结果显示，功率传输125mw，功率链路传输效率为12.5%。同时还观察到涉及高达10 kbps的数字脉冲速率的反向数据通信。

1.介绍

生物医学传感技术的最新进展和具有廉价信号处理系统的微纳制造设备的激增导致了各种生物医学传感器的发展。硅基微加工和微电子机械技术已成功用于制造大范围的生物医学传感器天然电化学生物医学传感器。这些制造工艺技术的进步使得最近的重要研究集中在连续生物传感器的研究上体内通过植入式传感器测量和监测各种生理变量[1.,2.]。例如监测血糖水平[3.–5.),连续体外监测血液或组织中的乳酸[6.]，以及血管和颅内隔室的微创压力监测[7.]．Coté等人对过去几年主要的新兴和商业化传感技术进行了总结。[8.]．

对于生物医学应用，植入电子设备正越来越多地用于实时患者监测、诊断，在某些情况下，还用于某些医疗条件的治疗。对于植入式传感器，为设备供电是最重要的问题之一。感应链路是植入生物医学电子设备无线供电和与外部世界进行数据通信的常用方法。以前，经皮电源电缆用于一些临床植入式应用[9]，但它们引入了一条重要的感染途径。经皮电源电缆的一种替代方法是使用植入电池，其提供的电源有限，可能超过植入物的尺寸和质量要求。此外，置换只能通过外科手术进行，长期植入会带来潜在的渗漏风险。或者，感应链路不受这些限制，因此产生更高的植入鲁棒性，如果实施得当，则提供足够的小型化。使用感应链路的无线电力传输和数据通信已被证明可用于各种生物医学应用，包括视觉假肢、耳蜗植入物、神经肌肉和神经刺激器、心脏起搏器/除颤器、脑深部刺激器、脊髓刺激器、脑机接口、，胃肠微系统和胶囊内窥镜检查[10–19]。许多已发表的研究工作利用使用低成本商用现货（COTS）组件实现的电路，从而实现感应链路系统的更快速原型设计和验证。Turgis和Puers报告了使用COTS组件进行胶囊内窥镜检查的无线电遥测概念的板级设计[20]Catrysse等人提出了一种使用COTS组件和双向数据传输系统的感应链路，用于生物医学应用 3兆瓦以上 700厘米时的距离 千赫[21]Ghovanloo和Najafi提出了一种片上系统（SOC）概念，将ASIC设计与用于生物医学应用的片外组件（LC槽；过滤器）相结合，可提供50%的性能 5兆瓦以上 5/10时的毫米距离 兆赫频率[22]Li和Bashirullah还演示了一种基于ASIC的方法，将感应线圈作为芯片外组件，提供6.15 4兆瓦 兆赫[23]．

在生物医学应用中，与无线功率传输相关的另外两个重要参数是操作频率和数据速率。联邦通讯委员会(FCC)规定电磁波以不同频率照射人体组织的时间和数量[24].除了人体组织兼容性外，基于无线的系统要求不干扰现有的通信系统。由于这些严格的要求，医疗无线电倾向于使用工业、科学和医疗（ISM）具有低数据速率操作的频带。根据应用情况，医疗无线电使用不同的数据速率和频率。例如，起搏器、心脏除颤器和模拟耳蜗处理器的数据带宽通常在8左右 kbps[25,26]，神经记录使用800 kbps[27，视网膜刺激器使用40 kbps [28]．

本文提出了一种基于COTS组件的感应供电和反向数据通信链路。通过使用一个板级的电源链路实现和一个由COTS组件组成的数据调制器单元，演示了具有反向数据通信的电感电源链路。感应连接能够以5 V输出125mw，整体输电效率相当可观。这是通过使用高效的E类开关功率放大器或驱动器来实现的。工作频率的选择是为了优化功率传输，同时最小化组织电磁场暴露。测试结果表明，该原型感应链路的传输距离为1.16 cm，链路整体效率为12.5%。今后的努力将着眼于进一步优化和缩小该系统。

2.感应链路设计

感应链路是使用COTS组件设计的，用于验证向后数据传输的感应供电概念。感应链路由两个同轴对齐的圆形线圈组成，作为弱耦合的空心变压器运行，其中一个线圈位于人体内，而另一个放在外部变压器中电源系统主要由两个单元组成：一个外部主电源系统单元（电源发射器）和一个内部辅助电源系统单元（电源接收器）.外部装置作为内部装置的电源，也作为内部装置的数据接收器，实现向后数据通信。内部装置从传感器信号调节电路接收处理后的传感器数据，并在转换为FSK调制信号后，将传感器数据发送回外部装置nal装置。这两个装置的概述以及用于驱动初级线圈的E类功率放大器的设计注意事项在以下章节中给出（见图1.).

2.1.设计考虑

2.1.1.线圈系统

圆线圈系统充当系统外部(主要)和内部(次要)部件之间的弱耦合空芯变压器，由两个具有合适几何、磁性和电气特性的手绕线圈组成。不同参数的选择是基于物理约束、性能和与其他系统元素的兼容性。

2.1.2.二次谐振的选择

据报道，在[21]可以采用串联或并联谐振来实现最佳耦合效率。对于给定的一组线圈质量因数()和低耦合系数（因此低效率链接），它已被证明[29]串联谐振拓扑需要非常大的次级线圈电感来实现最佳的链路效率。就实现而言，这些大电感值实际上可能是不可能的，因为在大多数应用（包括植入式生物医学传感器应用）中，内部次级线圈存在尺寸限制因此，低功率链路通常使用二次并联谐振，使LC油箱充当电压源。对于高功率、高耦合应用，Vandevoord和Puers已经证明了这一点[29]以类似的方式，两种共振方案实际上都是可实现的，并且也可以非常有效。

2.2.一次侧E级驱动器设计

一次单元中使用了E类功率放大器来驱动链路线圈（见图2.)，它是生物医学应用中广泛使用的拓扑结构。这是因为理论上E类放大器可以达到接近100%的功率效率[30,31]．操作频率选定为200千赫，符合国家辐射防护及测量委员会(NCRP)有关人体组织受射频电磁场最大照射的规例所设定的电流密度极限[32].E类功率放大器或驱动器设计中的主要设计因素之一是负载网络的品质因数().假设电流为正弦和只有当是无限的。此外，输出功率随着增加。因此，选择涉及到操作带宽(更宽和更低)之间的权衡)，输出功率的谐波含量（越低越高)以及负载网络电感器寄生电阻中的功率损耗和电容器（以较低的速度降低）) [33]．所提出的感应链路的目的不仅是为植入电子提供电源，而且也是一种从内部单元到外部单元的数据通信手段，因此具有很高的可靠性是不适合的。因此,已选择小于5。

参考文献[34]总结了针对给定负载电阻选择E类功率放大器负载网络元件值的设计方程和相关方法()，装载网络的质量因数()，以及工作频率().放大器看到的总负载电阻计算如下： 哪里是功率晶体管的导通电阻，以及是无功部件的有效串联电阻。

设计方程如下所示[31]： 通常情况下,被选为是否为未调整值的30倍或更多．

在本文的工作中，E类放大器不驱动简单的电阻负载；相反，它驱动一台装有一些电源管理模块的变压器，这些模块本质上大多是非线性的。然而，为了利用此处提到的设计方程，需要对荷载阻力进行估算()，由主要负载网络看到是必需的。应用变压器原理，一次侧反射二次负荷可由下列方程求得: 哪里=初级线圈电流（rms），以及是等效二次阻抗，计算为408.4 Ω.

从(5.)及(6.)，很明显，反射回初级侧的有效次级电阻取决于线圈之间的互感，因此取决于初级线圈的自感。同样，初级线圈电感的选择取决于以及驾驶员看到的总阻力(),其中是一部分。还存在影响初级线圈电感选择的其他考虑因素。因此，E类放大器负载网络的设计需要仔细考虑以下问题：(一) 的负荷网不应大于5，这就限制了/比;(ii) 应构成该项目的主要部分因此，放大器的漏极效率高，因此功率传输效率高。需要仔细选择低导通电阻功率器件和低ESR无功元件；(iii)主驱动电路电流可能很大（几百毫安），需要正确选择导线直径；(iv)线圈之间的互感、初级电流和工作频率的乘积应足够大，以便在次级油箱处提供所需的感应电压。

为了充分满足这些准则，线圈电感和负载网络参数的选择通常是一个迭代过程。

链路设计过程中最重要的优先事项之一是实现感应链路的高耦合系数。实现此目标的关键是在原型的物理限制范围内，在次级线圈中加入大量匝数。这相对容易，因为次级单元中的电流非常小，因此r、 允许使用更薄的（AWG编号30）导线。与初级线圈相比，次级线圈的ESR也放松。这允许次级线圈（267）具有足够的自感 μH） 以及在不需要在初级线圈中放置太多匝数的情况下获得高互感的规定。

初级线圈采用AWG编号18，电感值为5.8μH.为了更好地匹配计算的电感，，共形涂层电感器1.6 μ加上H，总电感为7.4 μH，ESR为0.29 200Ω kHz。将此值与和导致和．

大电流-选择聚丙烯电容器作为低ESR（~0.024）的主电路 Ω）。使用低导通电阻功率MOSFETΩ,(1.)产生

使用调整后的和,由重新计算(4.): 哪一个值是已加载数据的可接受值．

选择大电流、高电感环形射频扼流圈作为．对于这部分,μH.将该值与计算结果代入和进入(2.)及(3.)屈服nF和 nF。使用上述生成的值 Ω和 200Ω kHz工作频率。

2.3.线圈的设计

数字3.图示电感耦合电路的原理图。

互感()两个感应耦合线圈的平均值如下所示：(6.).共振条件下的最佳值最大效率的要求可以表示为[35]： 最佳效率计算为[35]： 主要设计目标是达到最大耦合系数()在给定几何约束条件下可能的。为了获得最大的耦合效率，初级线圈直径计算为 哪里是一次线圈的直径，是次级线圈的直径，并且是线圈之间的间距。次级线圈直径，，被选为7.12 cm，假设线圈周长将设置植入系统的大小。使用(11), cm。次级线圈电感和谐振槽电容由以下方程式计算：

表中给出了感应链路参数的汇总1.．

2.4.二次侧电源转换和管理

次级装置由一个谐振槽、一个整流器、一个低通滤波器、一个箝位电路和一个电压调节器组成（见图4.).电容器()被放置在次级线圈上()形成一个油箱电路，该电路在主驱动线圈的工作频率上共振。由于水箱的并联谐振，它对二次网络的其余部分起到交流电压源的作用。全波整流器和低通滤波器跟随谐振槽对二次槽中的感应交流电压进行整流，然后对整流信号进行滤波，将其转换为直流信号。齐纳二极管()的钳位电路之间的低通滤波器输出和稳压输入，以提供过压保护的稳压输入引脚。在供电系统的最后阶段使用电压调节器(LT1521-5)来提供稳压电源电压。

2．5．反向数据通信装置

传感器由电源发射器（或数据读取器）感应供电，并将数据传输回读取器。低功耗、低复杂度和中低数据速率是数据发射器设计的关键要求。振幅移位键控（ASK）是目前可用的最有效的低功耗数字调制方案，但易受噪声影响。为了获得更好的噪声性能，向后数据通信系统选择了FSK调制方案。FSK比ASK消耗更多的功率，但以较低的设计复杂度获得优异的噪声性能。调制该装置由一个VCO组成，其中VCO的输入是来自传感器信号调节电路的数字数据。由于VCO输出频率与其信号输入的幅度成理想比例，它为逻辑“0”（“空间”）和逻辑“1”（“标记”）生成两个不同的频率电平，其中分离量取决于VCO增益。

这项工作使用了德克萨斯仪器公司的CD4046B CMOS低功耗PLL芯片作为FSK调制器。该多功能IC由一个线性VCO和两个不同的相位比较器组成，两个相位比较器具有一个公共信号输入放大器和一个公共比较器输入，可在高达1.2的频率下工作 只有该芯片的VCO部分使用了适当的定时电阻和电容来产生FSK频率。

4046 PLL芯片不能驱动低阻抗无功负载，而数据信号不应干扰二次电源管理模块。出于这两个考虑，植入式装置中使用了增益级和合适的陷波网络，以促进与二次线圈的数据耦合。谐振槽电路t在谐振频率以下表现为电感器，在谐振频率以上表现为电容器。已发现并联次级油箱的感应电抗小于500 因此，在调制器（VCO）的输出端增加了一个简单的共源增益级（见图5.).增益设置电阻器被选择为1 kΩ，使放大器的电流不超过5Ω 我是5岁的妈妈 五、内部供应-沟道垂直MOSFET（ZVN0120A）被用作有源器件。共源放大器的输出通过一个称为串联陷波器的串联谐振网络连接到次级线圈，从而为FSK信号在其中心频率处提供低阻抗路径。并联陷波器包括和在次级线圈和并联谐振电容器之间使用，通过断开回路。该陷阱通过在标记和空间频率处提供高阻抗，将数据信号与电源恢复电路的其余部分隔离开来，从而使电源恢复单元的功效几乎不受影响。

然而，由于对无功分量值和附加寄生的耐受性差而导致的工作频率的微小偏差可能会改变谐振条件，并导致陷阱网络的性能差。因此，陷阱网络使用高精度元件实现，以将误差降至最低。

CD4046B PLL芯片也用于实现FSK解调器。解调器的设计包括定时电阻、电容器和环路滤波器元件的正确选择。从图1所示的解调器原理图中可以看出6.，滤波后的FSK信号与相位比较器的信号输入交流耦合。将VCO频率设置为与调制器相同的频率，将VCO输出连接到相位比较器。在相位比较器(PC)的输出和VCO输入之间，使用一个无源R-C低通滤波器来抑制PC输出的纹波。

3.测量及测试结果

感应供电和数据调制器系统的外部和内部单元在印刷电路板（PCB）上实现采用分立元件，在保持主电源电压恒定的情况下，改变设计参数。一次线圈和二次线圈都是通过将AWG 18号和30号导线以耦合系数缠绕几圈而形成的()非常接近0.453的值。使用HP 4192A LF阻抗分析仪测量线圈的电气参数，这些参数用于计算系统性能。进行测量以观察频率、线圈间距、横向偏差和t发射机和接收机线圈。还测量了线圈之间的数据遥测，所有测量结果如下所述。

3.1. 链路效率

数字7.显示了不同工作频率的不同效率图。从该图可以明显看出，链路效率（定义为传送到接收线圈的功率与初级线圈提供的功率之比）远高于总体系统效率。工作频率为206 kHz时，系统总效率为12.5%。

系统中的损耗由一次和二次装置电压调节器以及负载条件造成。表2.将感应链在不同工作频率下的转换和链效率制成表格。数字8.提供了在206khz工作频率下实现最大增益的链路的频率响应曲线。

如果基于感应链路的系统用于植入式生物医学应用中，线圈的未对准可能随时发生，从而导致系统的耦合效率降低。这些未对准通常可能是由于线圈间距、横向未对准或角度未对准的变化。在植入式系统中可能存在单个未对准或多个未对准。以下部分描述了这些未对准对建议的感应链路的影响。在进行实验时，只有一个未对准参数变化，而其他两个参数保持不变，以隔离每个未对准的影响。

３．２．线圈间距

发射机和接收机线圈连接到单独的有机玻璃板上，其平面相互平行。两个线圈的中心位于同一轴线上，如图所示9(一个)．线圈间距可以通过在沿轴移动接收器线圈的同时保持发射器线圈固定来改变。互感与电流成反比变化．对于这个实验,已从1变为4 厘米图形9 (b)显示为超过1的额定距离时增加 cm时，输出电压降低。

3.3. 横向失准效应

在这种情况下，线圈的中心在水平方向上发生位移（图10 ())，这被称为横向不对中().线圈的平面仍相互平行。线圈间距保持固定在1 厘米，而从0到4变化 厘米测量结果如图所示10 (b)显示增量导致输出电压下降。输出电压的下降是由于互感的减少，而互感与输出电压成反比[7.]．

3.4.角度偏差的影响

在这种情况下，两个线圈的中心沿同一轴保持()，但它们的平面倾斜形成一个角度（图11（a）)，称为角位移。线圈间距保持固定在1 厘米，而从0°到90°变化。观察如下当电压升高时，输出电压由于互感的减小而下降，这与电压成反比[7.].当线圈的平面相互正交时()，线圈之间完全没有互感，输出电压降为零。测试结果如图所示11（b）．

3.5.数据遥测

调制器单元产生121 逻辑“1”和113的kHz（标记） kHz（空间）用于逻辑“0”信号。1.5的数据信号 v_P-P由传感器电路产生。然后将数据信号与感应链系统耦合。为了驱动5 V锁相环集成电路，采用基于运算放大器的放大器对数据信号进行修改。数字12显示放大的数据信号和数据通信单元的FSK输出。脉冲信号的频率传递传感器电流电平的信息。

对于大多数生物医学应用，低数据速率足以满足系统要求[35].如链路测量所示，设计的反向数据通信系统的数据传输率高达10% kbps.图13显示解调器10分钟的测量输出 kbps数据信号。

4.结论

介绍了一种采用感应链路的无线功率传输和反向数据通信系统。感应链路的板级设计是使用COTS组件实现的。测量结果表明功率传输为125 兆瓦，功率链路传输效率为12.5%。这个功率足以驱动许多低功率电子电路。测量结果表明在不同频率下的效率和增益。试验结果还显示了线圈分离、横向偏差和角度偏差变化的影响。还证明了同步向后数据通信的数据速率为10 kbps。未来改善该系统在生物医学植入应用中的适用性的努力将涉及感应链路的进一步小型化和后向数据通信方案的改进。

工具书类

1. R.Carta，J.Thoné，G.Gosset和G.Cogels，“生物医学植入物的自调谐感应供电系统”，年欧洲传感器会议录XXV雅典，希腊，2011年9月。视图:谷歌学者
2. R.Bashirullah，“无线植入”IEEE微波杂志，第11卷，第7期，第S14-S23页，2010年。视图:出版商网站|谷歌学者
3. S. A. Jaffari和A. P. F. Turner，“用于体内监测的安培葡萄糖生物传感器的最新进展”，生理测量，第16卷，第1期，第1-15页，1995年。视图:出版商网站|谷歌学者
4. E. Renard，“用于糖尿病监测的植入式葡萄糖传感器”，微创治疗和相关技术，第13卷，第2期，第78-86页，2004年。视图:出版商网站|谷歌学者
5. M.Zhang、M.R.Haider、M.A.Huque、M.A.Adeeb、S.Rahman和S.K.Islam，“用于植入式生物传感器应用的低功耗传感器信号处理电路，”智能材料与结构，第16卷，第2期，第034条，第525-530页，2007年。视图:出版商网站|谷歌学者
6. D.A.Baker和D.A.Gough，“一种连续的植入式乳酸传感器，”分析化学，第67卷，第5期9，第1536-1540页，1995。视图:谷歌学者
7. C.Hierold，B.Clasbrummel，D.Behrend等人，“医疗应用的低功耗集成压力传感器系统，”传感器和执行器A，第73卷，第1-2号，第58-67页，1999年。视图:出版商网站|谷歌学者
8. G.L.Coté、R.M.Lec和M.V.Pishko，“新兴生物医学传感技术及其应用，”IEEE传感器杂志，第3卷，第2期。3，页251 - 266,2003。视图:出版商网站|谷歌学者
9. D. C. Galbraith, M. Soma，和R. L. White，“植入装置中的射频线圈:错位分析和设计程序，”生物医学工程汇刊，第34卷，第4期，第276-282页，1987年。视图:谷歌学者
10. 高文华、梁世平及冯志发，“植入仪器用射频线圈的设计，”医学和生物工程与计算，第15卷，第6期，第634-6401977页。视图:谷歌学者
11. W.J.Heetderks，“毫米和亚毫米大小神经修复植入物的射频供电，”生物医学工程汇刊，第35卷，第5期，第323-327页，1988年。视图:出版商网站|谷歌学者
12. C.M.Zierhofer，I.J.Hochmair Desoyer和E.S.Hochmair，“用于多通道高速脉冲刺激策略的耳蜗植入物的电子设计，”IEEE康复工程学报，第3卷，第1期，第112-116页，1995年。视图:出版商网站|谷歌学者
13. [J. H.舒尔曼，“可行的FES系统:电池驱动的BION刺激器”，IEEE会议录，第96卷，第1226-1239页，2008。视图:谷歌学者
14. W.Liu，K.Vichienchon，M.Clements等人，“用于视网膜修复装置的带遥测装置的神经刺激芯片，”IEEE固态电路杂志，第35卷，第10期，第1487-1497页，2000年。视图:出版商网站|谷歌学者
15. B.Lenaerts和R.Puers，“无线内窥镜的感应电源连接，”生物传感器与生物电子学第22卷第2期7, pp. 1390-1395, 2007。视图:出版商网站|谷歌学者
16. M.Guanying，Y.Guozheng和H.Xiu，“使用感应耦合的胃肠道微系统的功率传输，”生理测量，第28卷，第3期，第N9-N18页，2007年。视图:出版商网站|谷歌学者
17. S. Mandal, S. Zhak，和R. Sarpeshkar，《射频耳蜗电路》IEEE电路与系统国际研讨会论文集(ISCAS '06)，第2845-28482006页。视图:谷歌学者
18. C.Sauer、M.Stanaćević、G.Cauwenberghs和N.Thakor，“植入设备CMOS中的功率采集和遥测，”IEEE电路与系统学报I号，第52卷。12, pp. 2605-2613, 2005。视图:出版商网站|谷歌学者
19. M.Ghovanloo和K.Najafi，“用于感应供电生物医学植入物的宽带频移键控无线链路，”IEEE电路与系统学报I第51卷第1期12，页2374-2383,2004。视图:出版商网站|谷歌学者
20. D.Turgis和R.Puers，“一种低功率无线电遥测技术，在生物相容性频率下实现非常高的数据率”，在第四届固态传感器、致动器和微系统国际会议记录，第1931-1934页，2007年6月。视图:出版商网站|谷歌学者
21. M. Catrysse, B. Hermans，和R. Puers，“集成双向数据传输的感应电力系统”，传感器和执行器A，第115卷，第2-3号，第221-229页，2004年。视图:出版商网站|谷歌学者
22. M.Ghovanloo和K.Najafi，“具有模块化架构的无线植入式多通道微激励片上系统，”神经系统与康复工程学报，第15卷，第3期，第449-457页，2007年。视图:出版商网站|谷歌学者
23. P. Li和R. Bashirullah， "可充电电池操作的医用植入物的无线电源接口"IEEE电路与系统学报2，第54卷，第10期，第912-916页，2007年。视图:出版商网站|谷歌学者
24. 《射频辐射环境影响评估指南》联邦通信委员会（FCC）, 1996.视图:谷歌学者
25. L. S. y Wong, S. Hossain, A. Ta, J. Edvinsson, D. H. Rivas, H. Nääs，“用于植入起搏器的低功耗CMOS混合信号集成电路”，IEEE固态电路杂志第39卷第3期12，页2446-2456,2004。视图:出版商网站|谷歌学者
26. R.Sarpeshkar，C.Salthouse，J.J.Sit等人，“超低功耗可编程模拟仿生耳处理器，”生物医学工程汇刊，第52卷，第4期，第711-727页，2005年。视图:出版商网站|谷歌学者
27. K.D.Wise、D.J.Anderson、J.F.Hetke、D.R.Kipke和K.Najafi，“无线植入式微系统：神经系统的高密度电子接口，”IEEE会议录，第92卷，第1期，第76-972004页。视图:出版商网站|谷歌学者
28. 刘伟和胡马云，“视网膜假体”，年国际固态电路会议技术论文摘要，217-219页，2004。视图:谷歌学者
29. G.Vandevoorde和R.Puers，“独立系统的无线能量传输：低功率和高功率适用性之间的比较，”传感器和执行器A，第92卷，第2期1-3页，305-311页，2001。视图:出版商网站|谷歌学者
30. N.O.Sokal和A.D.Sokal，“E类，一种新型高效调谐单端开关功率放大器，”IEEE固态电路杂志，第SC-10卷，第3期，第168-176页，1975年。视图:谷歌学者
31. P.R.Troyk和M.A.K.Schwan，“微型植入物的闭环E级经皮电源和数据链路，”生物医学工程汇刊，第39卷，第6期，第589-599页，1992年。视图:出版商网站|谷歌学者
32. 国家辐射防护和测量委员会，“射频电磁场的生物效应和暴露标准”，NCRP报告86，ISBN 0-913392-80-4。视图:谷歌学者
33. R.Puers，M.Catrysse，G.Vandevoorde等人，“通过振动分析检测髋关节假体松动的遥测系统，”传感器和执行器A，第85卷，第1期，第42-47页，2000年。视图:出版商网站|谷歌学者
34. 电子工程师参考书，海伍德，伦敦，英国，第三版，1967年。
35. M.A.Adeeb，用于植入式传感器系统的具有向后数据通信的E类感应供电链路M.S.论文，田纳西大学，诺克斯维尔，十，美国，2006。

版权

版权所有©2012 M. A. Adeeb等。这是一篇发布在知识共享署名许可协议，允许在任何媒介上不受限制地使用、传播和复制，但必须正确引用原作。