摘 要：提出了用三维接收线圈组成接收电路，解决由于无线胶囊内窥镜在人体消化道内姿态不确定所带来的接收能量不稳定问题。分析了由三维接收线圈组成的不同接收电路的接收效果，得出了对每一维线圈单独全桥整流后再并联输出的电路结构是最适合于为胶囊内窥镜供能的电路。计算了该接收电路的输出范围，并通过试验对其进行了验证。结果表明：当发射功率为25 W 时，胶囊内窥镜可在姿态任意变化的情况下获得 320 mW 以上可用能量，满足其高清晰度、高帧率功能对能量的需求。
1 引 言
无线胶囊内窥镜可以实现无创、全消化道检测，是内窥镜技术的发展方向[1]。但目前临床应用的胶囊内窥镜均采用纽扣电池供电，由于电池容量有限，只能以 2 帧/秒的速度，在 8 小时内，对消化道图像信息进行采集和传输，更无法主动运动，进行定点检测[2]。因此，能量成为制约胶囊内窥镜功能的“瓶颈”，研究可为其提供能量的供能技术很有必要。
胶囊内窥镜要实现高清晰、高帧率的图像获取和传输，其功耗至少在 150 mW 以上，以目前的电池技术根本无法做到，因此，必须探寻新的供能方式[3]。基于电磁感应的经皮能量传输是一种通过皮肤组织进行非接触供能的能量传输方式，已经在人工脏器方面得到了广泛应用，并且目前尚无不良反应的报道[4-5]，所以，胶囊内窥镜的供能也多采用此种方式[6-7]。
采用电磁感应方式为体内胶囊内窥镜供能时，体外能量发射线圈制作成圆环形，绕在人体消化道区域，并通过驱动电路产生一定强度和频率的时变磁场，覆盖胶囊内窥镜所在的工作区域;集成于胶囊内窥镜中的能量接收线圈通过电磁感应产生感应电动势，经整流、滤波、稳压等处理后供胶囊内窥镜使用。由于接收线圈空间尺寸有限，为了提高传输效率，接收线圈和匹配电容组成了 LC 串联谐振电路，其谐振频率与发射线圈产生的电磁场的频率相同，以形成共振耦来获取能量[8]。
与经皮能量传输中发射线圈与接收线圈位置相对固定、两者之间仅隔皮肤组织、接收线圈直径可达10 cm的特点相比[4-5]，胶囊内窥镜的无线供能更具复杂性，有以下特点：
1)由于发射线圈在体外，接收线圈在体内，两线圈之间的距离约为 5 cm～15 cm;限于胶囊内窥镜的空间尺寸，留给接收线圈及其接收电路的空间最大只有约φ1 cm× 1 cm。所以，胶囊内窥镜的发射线圈和接收线圈之间的耦合形式属于弱耦合，传输效率低。
2)胶囊内窥镜随消化道的蠕动而运动，导致集成在其中的接收线圈在人体消化道内的姿态不断变化。
针对以上特点，除了设法提高传输效率，胶囊内窥镜的供能技术还必须解决能量传输的稳定性问题，即确保在胶囊内窥镜姿态任意变化的情况下，能量传输系统仍能提供可使其正常工作的能量。
2 稳定能量传输方案选择
在胶囊内窥镜的供能中，由于接收线圈姿态在变化，在某种姿态下，接收线圈的线圈平面可能与电磁场方向平行，导致其无法产生感应电动势而出现能量传输的盲点。要使胶囊内窥镜在姿态变化的情况下仍能获得稳定能量，有以下方案可供选择：
第一种方案是制作一个自定向机构，使接收线圈的线圈平面始终维持水平状态，而保持体外的发射线圈产生的电磁场方向始终处于垂直状态，这样接收线圈就能获得稳定能量[9]。这种方案需要高精密的机构制作，并且该机构会占用胶囊内窥镜有限的空间，使得其空间利用率下降，接收效率下降。
第二种方案是采用反馈方法。根据接收线圈的姿态调整体外发射线圈的磁场方向[10]。这种方案的姿态测定和信息传输装置不但会占用胶囊内窥镜的有限空间，并且需要消耗一定的接收能量，此外，体外也需要一定的控制装置对发射线圈进行调整。
第三种方案是采用多维接收线圈的方法。体外发射线圈磁场方向维持不变，三个正交布置的线圈构成接收线圈，这样无论接收线圈的姿态如何改变，三个线圈产生的能量合成后仍可以维持在一个相对稳定的状态[3]。这种方案的优点是无需获取接收线圈的空间姿态，缺点是接收线圈结构和相应的后续电路较为复杂。
综合比较以上三种方案，可以看出，采用多维接收线圈的方案是一种切实可行的方案，本研究采用此种方案。
3 能量接收电路
把三维接收线圈感应产生的电动势整流合成稳定、可供胶囊内窥镜使用的能量，必需通过一定的接收电路。根据线圈和整流电路的连接方式，有对三维线圈先串、并联后再整流和对三维线圈先整流再串并联共四种结构。其中，三维线圈串、并联后再整流的方法由于存在三个线圈产生的感应电动势在某种情况下方向相反而相互抵消的问题，故不予考虑，应主要考虑整流后串、并联电路的接收效果。图 1(a)是采用先整流后串联的电路结构。三个接收线圈分别产生感应电势,通过整流后串联在一起，为系统供能。该电路的优点是可在任何时刻有效利用三个线圈产生的能量，输出能量为三个线圈输出能量之和。缺点是由于三维线圈都形成回路，三个整流电路都串接于输出回路，所以回路损耗为三个整流电路的损耗之和。更重要的是由于三维线圈中都有电流，并且三维线圈之间是密绕在一起的，相互之间影响会导致接 LC 回路失谐，严重影响传输效率。图 1(b)是采用先整流后并联的电路结构，由三个线圈分别整流后再并联为负载供能。该电路工作时，由于整流电路二极管的钳位作用，三个接收线圈中只有感应电动势最大的一维能形成回路，其它两路虽然有感生电动势，但无法形成回来，不会产生能量输出。这种电路的优点是某一时刻只有一维线圈形成回路，所以三个线圈之间不会相互影响，保持谐振状态;同时，回路损耗也只有一路整流损耗。这 种接收电路的缺点是能量的利用率不高，任何姿态下，总是取三维线圈中感生电动势最大一维的能量作为输出。
由于体外发射线圈和体内接收线圈的耦合程度低，传输的功率较弱，大约在 1 W 左右。此时，即使使用低正向电压的整流二极管，整流电路的损耗也大约在 100 mW 左右(ZHCS400 整流二极管在正向电流为 200 mA 时，正向电压降为 0.25 V,其功耗为 50 mW。整流电路至少需要两个二级管)，可见整流电路的损耗相当大，在传输的总能量中占的份额也较大。综合比较接收功率和整流电路损耗后可知，整流后并联接收电路比整流后串联接收电路的接收效率高，所以本能量传输系统采用此种接收电路。
在能量接收电路中，还必须考虑整流电路。半波整流电路需要的元器件最少，结构最简单，但是在感应电动势负半周被二极管阻断，使得接收电路不能谐振。全波整流与全桥整流输出的波形和效率是一样的，并且全波整流比全桥整流有使用整流二极管少、自身损耗少的优点。但全波整流必须是对称的双绕组，产生相同的感应电动势线圈匝数必须是全桥的两倍，这对于空间尺寸苛刻要求的胶囊内窥镜是不可能的。因此，本接电路采用全桥整流电路。
此外，采用整流后并联接收电路虽然能获得较稳定的能量，但是输出电压的波动性还是比较大，而胶囊内窥镜正常工作需要一个稳定的电压。所以本接收电路还必须后接高效率的 DC-DC,对电压进行进一步调节，才能供胶囊内窥镜使用。
4 稳定性分析
下面对整流后并联接收电路的输出稳定性进行分析。将三维线圈视为正方体，以三个线圈平面的交汇面的中心点为原点建立空间直角坐标系，如图 2 所示。相互垂直的三个线圈可用平面 xoy，yoz，zox 上与线圈面积相等的正方形表示，并将三维线圈在磁场中的姿态变化变换为磁感应强度方向相对于三个接收线圈线圈面法线的变化。设磁感应强度 B 方向相对于线圈平面法线的夹角为θ 1, θ2 ,θ 3。由法拉第电磁感应定律可得到每个线圈产生的感应电动势：
由于三维线圈相互垂直，磁场方向与三个接收线圈的线圈面法线应满足以下约束条件：
由于对称性，只考虑第一卦限，为了方便分析，设三个线圈的匝数和面积的乘积都相等，即：
图 3 是将感应电压归一化以后仿真得到的电压与旋角度之间的关系图。其中，曲面表示的是电压的大小，θ1、θ2是磁感应强度方向与线圈平面法线的夹角。
显然，从图 3 可以看出，当θ1、θ2、θ3其中有一个为0°时输出电压有最大值，当
时输出电压有最小值。并由此可得到该接收电路的电压变换范围为：
5 实 验
为了对该接收电路的接收效果进行验证，搭建了实验系统，如图 4 所示。用 PVC 材料制作一椭圆型带状支 架，在其上绕制螺线管线圈，绕成以后椭圆线圈的长半轴为 50 cm，短半轴为 40 cm，线圈宽度为 30 cm，这样的设计能保证其产生的磁场覆盖人体的消化道，并预留一定间隙。绕完线后必须用 PVC 材料将线圈包裹，以防止实验过程中发射线圈产生的高压对操作者的伤害。发射线圈和接收线圈采用 Litz 线能显著提高传输效率。通过一系列比对试验，在本能量传输系统中，选定了 AWG38 的线作为发射线圈,匝数为 50，电感值为 713 uH，配以容值为 500 pF 左右的耐高压真空电容，在 H 桥逆变电路的驱动下，发射电路能在 266.5 kHz 下稳定谐振，产生交变磁场。采用 AWG 44 的 Litz 线，三根作为一股，在外形尺寸为 6.6×6.6×5.5 mm3的锰锌磁芯上相互正交，绕制三维接收线圈。三维线圈每一维的匝数为 100 匝左右，为了确保三维接收线圈能获得相同的接收能量，其匝数可以有所不同。为三维接收线圈分别配备了低损耗的串联谐振电容，确保其在 266.5 kHz 下完全谐振。DC-DC 电路采用 MAX1776(效率为 85% 到 90%)对接收电压进行进一步稳定，并接 10 的电阻，作为模拟负载。
将三维接收线圈及其接收电路放置在PVC材料做成的旋转装置上，并将该旋转装置放置在发射线圈的中间位置，调节旋转装置，可改变接收线圈在磁场中的姿态。通过测量接收电路在不同姿态下的输出能量，可以对接收电路的姿态稳定性进行评价。
在实验中，为了具有代表性，定义以下旋转方式，如图 5(a)、(b)所示。(a)为保持其中一维线圈的线圈平面与磁场方向始终平行的旋转;(b)为保持其中一维线圈法线与磁场方向夹角始终为 arccos( 3 3) 的旋转。在实验过程当中，调节发射线圈的功率为 25 W，旋转装置每改变 10°，记录一次接收电路的输出功率，并将两种情况下接收到的功率绘制在图 5(c)当中。显然，图 5(a)中的这种旋转，相当于图 2 中θ1恒为零的情况，能出现输出功率最大的姿态，能量输出最小的姿态不会出现。而在图 5(b)的旋转中，相当于图 2 中θ1恒为 54°(arccos( 3 3))可出现输出最小的姿态，能量输出最大的姿态也不会出现。
此外，旋转(a)的接收能量总体上应大于旋转(b)的接收能量,图 2(c)中的结果印证了这些分析结果。旋转(a)的最大接收能量为 750 mW，而旋转(b)的最大接收能量只有630 mW;旋转(a)的最小接收能量为 420 mW，而旋转(b)的最小接收能量为 320 mW;并且从总体上旋转(a)的接收能量大于旋转(b)的接收能量。
由于接收线圈在实际制作过程当中，接收线圈的接收效果不能做的完全一致，这使图 5(c)中的接收曲线在一周的旋转过程中出现的四次最大值和最小值有各所不同，出现的角度位置也与分析的不完全一致，但从总体上，实验结果和预期分析是一致的。用三维接收线圈，配备以整流后并联接收电路，能在一定程度上提高能量传输的稳定程度，避免出现能量传输的盲点。
6 结 论
为了给胶囊内窥镜提供稳定能量，本文提出了用三维接收线圈组成接收电路来解决能量传输的姿态稳定性问题的方法。并对整流后并联接收电路的稳定性进行了理论分析和试验验证。结果表明，输入功率为 25 W 的情况下，该能量接收电路获得的能量在 320 mW～750 mW之间，相比单维接收线圈，能量传输的稳定性得到一定程度的提高，能满足胶囊内窥镜对能量的需求。
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作者简介
辛文辉，1997 年于西安工程大学获得学士学位，2005 年于西安交通大学获得硕士学位，现为上海交通大学博士研究生，主要研究方向为智能机器人、生物医学工程。E-mail: whxin@sjtu.edu.cn
颜国正，1993 年于吉林工业大学获得博士学位，现为上海交通大学教授，主要研究方向为智能机器人、微小机电系统。E-mail: gzyan@sjtu.edu.cn
