Posterbeiträge A. Seeger et al.

Ein implantierbares Telemetriesystem zur Impedanzspektroskopie

Seeger A.1, Kertzscher U.1, Gerhäußer A.2, Krause F.3, Sommer G.3, Kolupa J.4, Schäfer H.4,Arnold R.5, Affeid K.1, Schaldach M.2, Scheel W.3, Orglmeister R.4 Manck O.5

1 Humboldt-Universität Berlin, Labor für Biofluidmechanik, Charite, Spandauer Damm 130, D-14050 Berlin2BIOTRONIK GmbH & Co., Woermannkehre l, D-12359 Berlin

3Fraunhofer Institut für Zuverlässigkeit und Mikrointegration, Gustav-Meier-Allee 25, Gebäude 17, D-13355 Berlin4TU-Berlin, Institut für Elektronik und Lichttechnik, Einsteinufer 17, D-10587 Berlin

5 TU-Berlin, Institut für Mikroelektronik und Festkörperphysik, Jebensstr. l, D-10623 Berlin

EINLEITUNGDie kontinuierliche Überwachung des intrakorporalenZustandes von Geweben beispielsweise zur Erkennungischämischer Vorgänge nach gefäßchirurgischen Ein-griffen oder im Rahmen der Rejektionsdiagnostik läßtsich durch bisher vorhandene Meßsysteme nur bedingterreichen. Speziell die direkte Erfassung sensitiverGewebeparameter über einen längeren Zeitraum ohneBelastung für den Patienten stellt in diesem Zusam-menhang ein Problem dar.In der nachfolgenden Arbeit wird das Konzept einesimplantierbaren Telemetriesystems vorgestellt, das dieBewertung des Gewebezustandes über die Messung derfrequenzabhängigen Bioimpedanz ermöglicht. BesondereBeachtung wird der Auslegung und Umsetzung dereinzelnen Systemkomponenten sowie der Vorstellungerster in vitro Messungen zur Evaluierung des Meß-systems geschenkt.

METHODEAls meßtechnisch erfaßbare Größe zur Beschreibung desGewebezustandes wird die frequenzabhängige elektrischeImpedanz herangezogen. Diese spiegelt in ihrem charak-teristischen Verlauf die strukturellen und dielektrischenEigenschaftendes Gewebes wider[l]. In einem einfachenModell läßt sich die Impedanz von Gewebe durch das inAbbildung l dargestellte elektrotechnische Ersatzschalt-bild annähern. Darin repräsentiert der ohmsche Wider-stand ReX die Eigenschaften der Elektrolytflüssigkeit desExtrazellulärraums. Die Serienschaltung aus dem„Constant-PhaseJilemenf CPE und dem ohmschenWiderstand Ri„ berücksichtigt das annähernd kapazitiveVerhalten der Zellmembran bzw. die Eigenschaften desintrazellulären Fluids. Ändert sich der strukturelle oderfunktionelle Zustand des Gewebes, so spiegeln sichdiese Änderungen ebenfalls in den Werten der einzelnenSchaltungselemente wider, wodurch der frequenz-abhängige Verlauf der Impedanz beeinflußt wird. Vorallem die Frequenzbereiche der sog. a- und ß-Disper-sion (0,1 Hz - 10 kHz bzw. 10 kHz - 100 MHz) werdenals sensitiv gegenüber solchen Zustandsveränderungendes Gewebes angesehen [2], da in diesen Bereichen die

Eigenschaften der Zellmembran bzw. die Kopplung desintra- und extrazellulären Raumes über die Zellmembranin der Impedanz dominiert. Durch die Ermittlung derintrakorporalen Impedanz ist es somit prinzipiellmöglich, Gewebeveränderungen zu delektieren und dieImpedanz als Indikator für Zustandsänderungen imzugrunde liegenden System heranzuziehen.

Z(co)

Abbildung 1: Ersatzschaltbild von GewebeZ ( ) : frequenzabhängige komplexe GewebeimpedanzRex : Widerstand des extrazellulären FluidsRin : Widerstand des intrazellulären FluidsCme : Kapazität der Zellmembrana : Konstante (0 < a < 1)

SYSTEMKONZEPTDie Umsetzung dieses Meßverfahrens in ein applizier-bares System wird über ein Implantat realisiert, das dieAufnahme der Gewebedaten vornimmt und welches übereine externe Basiseinheit gesteuert wird (Abbildung 2).Beide tauschen Daten über Telemetriemodule aus. Dieexterne Basiseinheit steht in Verbindung mit einemZentralcomputer im Krankenhaus.

Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3 · 1998 117Bereitgestellt von | Technische Universität BerlinAngemeldet

Heruntergeladen am | 13.11.18 11:12

A. Seeger et al. Posterbeiträge

Abbildung 2: Prinzipielles Systemkonzept

IMPLANTATDas Implantat besteht aus folgenden Elementen:• Energieversorgung• Meßelektroden• Meß- und Steuereinheit• TelemetrieeinheitBei der technischen Umsetzung finden erprobte Implan-tattechnologien Anwendung, um die Rahmenbedin-gungen hinsichtlich eines möglichst kleinen Volumensund geringem Gewichts des Implantats einzuhalten.Darüberhinaus bieten diese Technologien die Möglich-keit, hybride Materialkonzepte einzusetzen, so daß sichdie ebenfalls bestehenden Anforderungen einer herme-tischen Kapselung des Implantats bei gleichzeitigerAbschirmung der integrierten Elektronik gegenüber HF-Störungen und unter Beachtung der Biokompatibilitätder eingesetzten Materialien erreichen lassen.Die Realisierung des Meßprinzips und der Systemsteue-rung im Implantat erfolgt durch die Entwicklung einesapplikationsspezifischen integrierten Schaltkreises(ASIC). Dieser nimmt neben der eigentlichen Meßauf-gabe ebenfalls die Ansteuerung der Telemetriemodulczum Datenaustausch mit der externen Basiseinheit wahr.Bei der eigentlichen Messung wird ein Sinusstrom kon-stanter Amplitude und einer Frequenz zwischen 100 Hzund l MHz in das Gewebe eingeprägt. Dabei wird die

am Gewebe abfallende Wechselspannung in Amplitudeund Phase gemessen. Zur Bestimmung der einzelnenImpedanzkomponenten aus diesem Meßsignal kommtdas in Abbildung 3 dargestellte Verfehlen der Synchron-demodulation zum Einsatz. Der Real- und Imaginärteilder Impedanz werden ermittelt, indem die gemesseneSpannung mittels eines Signalmischers mit derIn-Phase- bzw. Quadratur-Komponente des eingeprägtenWechselstromes in Korrelation gesetzt und anschließendder Gleichariteil über einen Tiefpaß gefiltert wird.

Synchrondemodulator

Abbildung 3: Meßprinzip Synchrondemodulation

TELEMETRIEEINHEITDie Telemetrie büdet die Schnittstelle zwischen Im-plantat und externer Basiseinheit. Die tclcmetrischeDatenübertragung soll bidirektional erfolgen. Die Daten-übermittlung vom Implantat zur externen Basiseinheiterfolgt im RF-Bereich; die Datenübermittlung zum Im-plantat im LF-Bereich.

118 Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3 · 1998Bereitgestellt von | Technische Universität Berlin

AngemeldetHeruntergeladen am | 13.11.18 11:12

Posterbeiträge A. Seeger et al.

Folgende Parameter werden angestrebt:• niedriger Strom- und Volumeribedarf• raumrullende Übertragungsreichweite von 2-5 m (da-

von 0,5 m durch Körpergewebe)In der Entwurfsphase geeigneter Schaltungen sowie beider Entwicklung von Spulengeometrien und zur Fre-quenzauswahl sind die in Tabelle l aufgeführten Einflüs-se der Frequenz zu beachten.Ein wichtiger Punkt bei der Frequenzauswahl ist dieDämpfung im Körpergewebe. Dazu wurden Simulatio-nen durchgeführt, bei den die elektrischen Dämpfungs-eigenschaften von Muskel- und Körpergewebe analysiertwurdea Die Empfangsleistungen unter den beidenBedingungen sind in Tabelle 2 aufgeführt Die realenEmpfangsleistungen werden zwischen den Werten vonMuskelgewebe und Fettgewebe erwartet.

Prototypen ergaben die in Abbildung 5richtungsabhängigen Empfangs

Antenne

Ubertragungs-streckeSchaltung

Gesetzgeber

Frequenz f hoch: Sendeleistung so-wie Empfangsleistung steigenFrequenz f hoch: Dämpfung im Kör-persteigtFrequenz f hoch: Schaltungsaufwandund Stromverbrauch steigen402 MHz wird im neuen Frequenz-nutzungsplan (1998) für biomedizi-nische Anwendungen reserviert, nie-drige StörpegelLF-Frequenzen (< 150 kHz): offenzugänglich

Tabelle 1: Einflußfaktoren auf die Frequenzauswahl

MuskelgewebeFettgewebe

f= 100 MHzP = -164 dBmP = -84 dBm

f= lGHzP = -220 dBmP = -63 dBm

Tabelle 2: Frequenzabhängige Empfangsleistungunterschiedlicher GewebeartenWie bereits oben erwähnt, soll die Datenübertragungvon der externen Basiseinheit zum Implantat im LF-Bereich erfolgea Bei einer Frequenz von f = 135 kHzschreibt der Gesetzgeber Maximalfeldstärken von42 dBpA/m im Geräteabstand von 10m vor. Dies limi-tiert die maximale Sendeleistung der externen Basisein-heit. Tabelle 3 zeigt die Ergebnisse eines Versuchs, beidem es zu überprüfen galt, ob für die oben genannteFrequenz eine Reichweite von 5 m mit ausreichenderStörunempfindlichkeit realisiert werden kann. Beibeiden Versuchen wurde die Maximalfeldstärke einge-halten. Der Versuchsaufbau ist in Abbildung 4 darge-stellt. Es wurde herausgefunden, daß mit einerEmpfangsantenne mit einem Radius von 0,5 cm und 60Windungen und unter Berücksichtigung des Umge-bungsrauschens und der oben genannten Maximalfeld-stärke eine ausreichend große Empfangsspannung von31 delektiert werden kann.Für die Signalübertragung vom Implantat zur Patienten-einheit ist die vom Gesetzgeber reservierte Frequenz von402MHz (RF-Bereich) vorgesehea Die Daten werdenfrequenzmoduliert übertragen. Die Antenne wird außer-halb des Titangehäuses plaziert. Messungen an einem

pfangsantenne diente zur Referenz ein /2 Dipol.Als Em-

Empfangsspule

Abbildung 4: Testaufbau för ImplantatempfängerNr.12

Lende1A1 A

As5m3 m

IW

SldBuV39dBuV

Tabelle 3: Empfangsspannung bei 135kHz unterBerücksichtigung der maximal erlaubten Sendeleistung

Messung am /2-Dipol ---Empfangsspannung in mV

Abbildung 5: Empfangsspannung beim Senden desImplantatesMit den bisherigen Meßergebnissen zur telemetrischenDatenübertragung wurde das Konzept der Zweifrequenz-telemetrie als tragfähig bewertet. Zur Erhöhung derLeistungsfähigkeit der Telemetrie und damit zur zuver-lässigen Realisierung der Systemanforderungen mußnoch vorhandenes Optimierungspotential bezüglich derdämpfungsabhängigen Richtcharakteristik und desAntennendesigns in weiterführenden Arbeiten umgesetztwerden.

Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3 · 1998 119Bereitgestellt von | Technische Universität BerlinAngemeldet

Heruntergeladen am | 13.11.18 11:12

A. Seeger et al. Posterbeiträge

EXTERNE BASISEINHEITDie externe Basiseinheit stellt das Bindeglied zwischendem Implantat und dem zentralen Überwachungsrechnerim Krankenhaus oder einer Arztpraxis dar.Die Basiseinheit besteht aus folgenden Modulen:• HF-Empfänger• LF-Sender• optional LF-Empfänger• Mikrocontrollennodul mit Interface-Logik• externe serielle Schnittstelle zum direkten Anschluß

an einen PC/Laptop, eventuell als USB• interne serielle Schnittstelle zum Anschluß wahl-

weise eines Analogmodems oder eines GSM-Mo-dules.

• Stromversorgung• Busschnittstelle zur Vernetzung mehrerer GeräteDen Aufbau der externen Basisstation zeigt Abbil-dung 6. Die Kommunikation zwischen der Basiseinheitund dem Überwachungsrechner findet über das Telefon-netz (GSM, analog oder DECT) statt, wenn die Basis-einheit im Hause des Patienten arbeitet. In der Arzt-praxis kann zur direkten Kommunikation die serielleSchnittstelle verwendet werden, in Krankenhäusern em-pfiehlt sich entweder die Verwendung der Haustelefon-anlage oder eines LAN, um mehrere Basisstationenverwalten zu können. Als LAN kann z.B. ein CAN-Busverwendet werden.

LF-Sender

SendeantenneSender (AM)

Trägerfrequenz-erzeugung

CRC-Encoder

RF-Empfänger

Empfang santenneEmpfänger (FM)

Digitaler Filter

CRC -Decoder

^ r

Mikrocontrollermodul

- RAM- ROM- FLASH/EEPROM zur Meßdatenspeicherung- Echtzeituhr

serielleSchnittstelle 1optional USB

PC

serielleSchnittstelle 2 Businterface

I IGSM-Modul LAN

In Abbildung 7 ist der prinzipielle Ablauf einer Impe-danzmessung dargestellt. Um eine Messung zu starten,wird zunächst das Implantat von der Patienteneinheitdurch das Senden des Wake-Up Befehls aktiviert undeine bidirektionale Telemetne mit dem Implantat aufge-baut. Dies bedingt allerdings, daß sich der Patient in derTelemetriereichweite der Patienteneinheit befinden muß.Anschließend werden die zur Messung benötigtenParameter telemetrisch an das Implantat übertragen.

| Verbindung aufbauen [< 1

Lesen desErgebnisregisters l·

Abbildung 6: Aufbau der externen Basiseinheit

Abbildung 7: Prinzipieller Ablauf einer Messung

BlOIMPEDANZMESSUNGEN

Zur Evaluierung des Meßprinzips und zur Spezifikationder Anforderungen an den Sensorchip wurden zunächstBioimpedanzmessungen in vitro an perfundiertenSchweinenieren und einer Schweineleber bzw. in vivo aneiner Niere eines anästhesierten Hundes durchgefühltHierfür wurde ein Impedanzmeßgerät entwickelt, welchesdie Phasenverschiebung und den Betrag der Impedanzbei Frequenzen zwischen 10 Hz und 300 kHz mißt. DieMessungen wurden mit einem 2-Elektroden-Systemdurchgeführt. Für spätere Messungen soll auf ein4-Elektroden-System übergegangen werden, da bei solcheinem System der Übergangswiderstand zwischen Organund Elektroden vernachlässigt werden kann.

120 Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3-1998Bereitgestellt von | Technische Universität Berlin

AngemeldetHeruntergeladen am | 13.11.18 11:12

Posterbeiträge A. Seeger et al.

Der Einfluß der verschiedenen Elektrodenpaiameter(Größe, Beschichtung und Abstand) auf die Impedanzwurde untersucht. Die Messungen an nicht perfundiertenSchweinenieren zeigten, daß der Einfluß der Elektro-dengröße auf die Impedanz stärker ist als der Einfluß desElektrodenabstands. Zwei verschiedene Beschichtungs-arten wurden untersucht: fraktal mit Iridium bzw. mitIridiumoxid. Durch diese Beschichtung läßt sich diePolarisation im Vergleich zu unbeschichteten Elektro-den vermindern [3]. Der Einfluß der Beschichtungsart istrelativ klein. Qualitativ ähnliche Ergebnisse liefertenImpedanzmessungen an unter physiologischen Bedin-gungen hämoperfundierten Organen.Zwei Ergebnisse von Bioimpedanzmessungen zeigen dieAbbildungen 8 und 9. Alle Messungen wurden mitfraktal mit Iridium beschichteten Plattenelektroden miteinem Durchmesser von 7 mm durchgeführt. Abbil-dung 8 zeigt die Ergebnisse einer Messung an der Niereeines Hundes in vivo. Die Impedanz und die Phasenver-schiebung sind in Abhängigkeit von der Frequenz undzu zwei verschiedenen Zeitpunkten dargestellt (Zeitdiffe-renz: zwei Stunden). Bei der eisten Messung arbeitetedie Niere unter physiologischen Bedingungen, bei derzweiten Messung lag Ischämie vor. Man sieht einendeutlichen Unterschied zwischen den Graphen beiderZustände. Das Ergebnis, daß die Impedanz im ischämi-schen Zustand höher ist als im gesunden, wird z.B. in[4] und [5] bestätigt.

1E+0 1E+1 1E+2 1E+3 1E+4 1E+5 1E+6Frequenz [Hz]

Abbildung 8: Die Bioimpedanz einer Hundeniere invivo. Dargestellt sind der Betrag der Impedanz und diePhasenverschiebung in Abhängigkeit von der Frequenzund zu zwei verschiedenen Zeitpunkten. Beim Zeitpunktl arbeitete die Niere unter physiologischen Bedingun-gen; beim Zeitpunkt 2 lag Ischämie vor. Die Zeitdiffe-renz zwischen den beiden Messungen betrug zweiStunden.Abbildung 9 zeigt die Impedanz und die Phasenver-schiebung gemessen an einer hämoperfundierten Schwei-neleber zu zwei verschiedenen Zeitpunkten (Zeitdiffe-renz: anderthalb Stunden) bei nahezu gleichen Bedin-

1E+1 1E+2 1E+3 1E+4 1 4 1 +6Frequenz [Hz]

Abbildung 9: Die Bioimpedanz einer hämoperfun-dierten Schweineleber. Dargestellt sind der Betrag derImpedanz und Phasenverschiebung in Abhängigkeit vonder Frequenz und zu zwei verschiedenen Zeitpunkten.Die physiologischen Bedingungen beider Messungenwaren nahezu gleich. Die Zeitdifferenz zwischen denbeiden Messungen betrug anderthalb Stunden.

DISKUSSION

Mit dem vorgestellten System soll eine intrakorporaleImpedanzmessung zur Gewebeziistandsbewertung beiTransplantationspatienten telemetrisch ermöglicht wer-den. Für das Implantat und die externe Basiseinheitwurden die Anforderungen festgelegt und ein Realisie-rungskonzept entwickelt. Die vorgesehene Telemetrie-einheit wurde auf ihre Einsetzbarkeit geprüft und für diespeziellen Anforderungen des Anwendungsgebietesweiterentwickelt. Nächster Schritt ist die Zusammenfüh-rung der einzelnen Systemkomponenten. Die Bioimpe-danzmessungen an Gewebe zeigten eine gute Überein-stimmung mit Daten aus der Literatur. Die Datenbasisist aber noch zu klein, um eine Korrelation der Mes-sungen mit dem Nierenzustand zu erreichen. Insbeson-dere wurde noch nicht die Abstoßungsreaktion des Kör-pers auf das implantierte Organ untersucht.

FÖRDERUNGDiese Arbeit wird gefördert durch das Land Berlin imRahmen des Förderprogrammes "Informations- undKommunikationstechnologie (IKT)".

LITERATUR[1] Foster K. R, Schwan H.P.: Dielectric Properties of

Tissues and Biological Materials: A Critical Re-view, Critical Reviews in Biomedical Engineering17, 1989, 25-104

[2] Rigaud B., Morucci J.P., Chauveau N.:Bioelectrical Impedance Techniques in MedianePart I: Bioimpedance Mcasurement - SecondSection: Impedance Spectroscopy, Critical Reviewin Biomedical Engineering 24, 1996, 257-351

Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3 · 1998 121Bereitgestellt von | Technische Universität BerlinAngemeldet

Heruntergeladen am | 13.11.18 11:12

A. Seeger et al. Posterbeiträge

[3] Schmidt K., Fröhlich R., Bolz A., Schaldach M.:Effect of Surface Morphology on ElectrodeImpedance - A New Approach to a LowPolarisation Electrode, Proceedings of the IX.International Conference on Electrical Bio-Impedance, Heidelberg, 1995, 36-39

[4] Casas O., Bragos R., Riu P.J., Rosell J.,Tresanchez M., Warren M., Rodriguez-SinovasA., Carrefio A., Cinca J.: In-vivo and in-situcharacterisation using electrical impedancespectroscopy, Proceedings of the X. InternationalConference on Electrical Bio-Impedance, 1998,Barcelona, ISBN 84-7653-686-0

[5] Gheorghm M., Gersing E., Gheorghiu E.:Quantitative analysis of impedance spectra oforgans during ischemia, Proceedings of the X.International Conference on Electrical Bio-Impedance, 1998, Barcelona, ISBN 84-7653-686-0

122 Biomedizinische Technik · Band 43 · Ergänzungsband 3 · 1998Bereitgestellt von | Technische Universität Berlin

AngemeldetHeruntergeladen am | 13.11.18 11:12