膠囊內窺鏡由口腔進入消化道,可彌補傳統檢測的盲區,然而診查醫生無法將診查信息與診查部位對應,因此需要對膠囊內窺鏡在體內的方位實現跟蹤。本研究提出了交流勵磁式膠囊內窺鏡無線跟蹤方法,由膠囊內的磁場傳感器檢測體外勵磁線圈產生的磁場,通過求解磁場逆問題可獲得膠囊內窺鏡的方位。由于磁場隨距離的三次方衰減,導致接收信號的動態范圍跨度三個數量級,由此設計開發了體外可調式交變磁場發生裝置,通過磁場傳感器所反饋的磁場信號,自動調節產生的交變磁場強度。由樣機實驗可知:可調式磁場發生裝置正確可行,成功實現了磁場強度的自動調節,由此改善了磁場傳感器的信噪比,從而提高了跟蹤精度。
引用本文: 阮超, 郭旭東, 楊菲. 膠囊內窺鏡跟蹤系統的可調式磁場發生裝置的設計. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(4): 900-904. doi: 10.7507/1001-5515.20150160 復制
引言
膠囊內窺鏡由以色列Given Image公司在2000年研發成功,2001年通過美國食品藥品監督管理局(Food and Drug Administration,FDA)認證以來,越來越廣泛地應用于臨床[1-2]。膠囊內窺鏡從口腔進入消化道,能夠清楚地拍攝食管、胃、大腸和小腸的圖像[3],彌補了傳統胃鏡、腸鏡的檢測盲區。然而膠囊內窺鏡在體內運動時不可見,診查醫生無法將膠囊內窺鏡獲得的診查信息與其診查部位相對應,因此對其準確跟蹤具有十分重要的意義[4]。
由于膠囊內窺鏡體積微小,在人體內又處于不可見不可控的隨機運動狀態,造成其定位困難。對膠囊內窺鏡的定位,國內外已研究過多種方法,例如核醫學影像定位技術、熒光造影定位技術、超聲定位技術、磁場定位技術[5-7]等。由于膠囊內窺鏡完成整個消化道檢查一般需要5~8 h,所以這些定位技術都存在一些缺點,如成本高、操作復雜、對人體容易造成輻射和不能滿足長時間定位的要求等[8]。
本文通過對現有定位理論的研究,設計出了應用于膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統的可調式磁場發生裝置。在交流勵磁式膠囊內窺鏡無線跟蹤方法中,由膠囊內的磁場傳感器檢測體外勵磁線圈產生的磁場,通過求解磁場逆問題可獲得膠囊內窺鏡的方位。由于磁場隨距離的三次方衰減,導致接收信號的動態范圍跨度三個數量級,由此設計開發了體外可調式交變磁場發生裝置,通過磁場傳感器所反饋的磁場信號,自動調節產生的交變磁場的強度。
1 系統總體構成
交流勵磁式膠囊內窺鏡無線跟蹤方法的工作原理是:在體外安置數個勵磁線圈,分時勵磁產生交變磁場,體內膠囊內窺鏡中放置了磁場傳感器檢測膠囊所在方位的磁場,求解磁場逆問題可獲得膠囊內窺鏡的方位。
膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統的總體結構如圖 1所示,主要由體外裝置和體內裝置組成。體外裝置包括:微控制器(Microcontroller Unit,MCU)、可調式磁場發生裝置、PC機數據分析處理模塊和無線接收模塊。體內裝置包括:磁場傳感器、信號處理模塊、微控制器以及無線發射模塊。

工作流程如下,體外的可調式磁場發生裝置分時產生交變磁場,體內的磁場傳感器接收體外傳來的磁場信號,并把接收到的磁場信號轉換為電信號,然后經過信號處理模塊,進行放大、濾波、AD轉換后,把提取的有用信號通過無線發射模塊發射出去,然后體外的無線接收模塊接收數據,傳輸給微控制器,微控制器一方面對收到的數據進行分析,控制可調式磁場發生裝置產生的磁場強度,實現磁場發生裝置的反饋調節,另一方面把接收到的數據傳給PC機上進行數據分析處理。
2 可調式交變磁場發生裝置的設計
可調式交變磁場發生裝置為膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統提供大小可自動調節的交變磁場。由于磁場隨距離的三次方衰減,在跟蹤過程中磁場的動態范圍寬。當膠囊距離磁場源較近時,磁場信號很強,放大器飽和;當膠囊距離磁場源較遠時,磁場信號很微弱,磁場傳感器的信噪比小,導致跟蹤誤差急劇增加,甚至跟蹤失效。這就要求磁場發生裝置能根據磁場傳感器傳輸的反饋信號自動調節磁場強度大小,提高跟蹤精度。
可調式交變磁場發生裝置位于體外,其結構如圖 2所示,主要包括:①微控制器MCU;②波形發生電路;③時序控制電路;④勵磁線圈陣列。其中波形發生電路包括D/A模塊,濾波電路和增益放大電路。通過微控制器控制D/A芯片產生幅值和頻率可調的方波,然后經過濾波電路則可得到正弦波,再經過增益放大電路就可以得到所需的放大正弦波。勵磁線圈陣列通過信號線與波形發生電路和時序控制電路相連,波形發生電路產生的正弦波信號通過時序控制電路,分時經過勵磁線圈,保證每個勵磁線圈分時激勵產生交變磁場。

體內的磁場傳感器接受到體外產生的磁場信號,把磁場信號轉化為電信號,并經過信號處理電路后通過無線發射模塊,把提取的磁場信號特征量反饋給微控制器,微控制器根據特征量調節波形發生的幅值,從而達到磁場強度自動調節的功能。
2.1 波形產生原理
通過單片機控制D/A芯片,這樣就能產生一個幅值、頻率可調的方波。又因為任何周期為T的函數f(t)都能夠表示成三角函數所構成的級數之和,即
$f\left( t \right) = \frac{1}{2}{a_0} + \sum\limits_{n = 1}^\infty {\left( {{a_n}\cos n\omega t + {b_n}\sin n\omega t} \right)} ,$ |
其中ω是角頻率,第一項為直流分量。
因此,將單片機產生的方波函數進行傅里葉級數分解展開,可等效為直流分量,基波和所有n階諧波的疊加。
設方波函數表示為:
$f\left( t \right) = \left\{ \begin{array}{l} m,\left( {0 \le t \le \frac{T}{2}} \right)\\ - m,\left( { - \frac{T}{2} \le t \le 0} \right) \end{array} \right.$ |
則通過以上的傅里葉函數分解可得:
$f\left( t \right) = \frac{{4m}}{\pi }\left( {\sin \omega t + \frac{1}{3}\sin 3\omega t + \frac{1}{5}\sin 5\omega t + \frac{1}{7}\sin 7\omega t + \cdots \cdots } \right)$ |
由上可知方波由正弦波疊加而成,濾去高次諧波分量的波形,只取基波,就可以等到一個正弦波。所以,把由單片機產生的幅值和頻率可調的方波通過濾波電路就可得到所需的正弦波。
2.2 時序控制電路
通過磁場傳感器檢測體內膠囊內窺鏡所在的空間方位的磁場強度,因為空間點的磁場強度與其空間方位有著一一對應的關系,所以可以建立方程組求逆解。這就要求時序控制電路能控制多個勵磁線圈分時產生交變磁場,使磁場傳感器能夠分別感應接收不同線圈產生的磁場。
為了使各個線圈分時激勵產生磁場,時序控制電路采用了多路模擬開關,各個線圈分別與模擬開關的各個通路相連接,模擬開關的另一端則連接著波形產生電路,由單片機控制著勵磁線圈與波形產生電路的分時閉合,實現勵磁線圈陣列的分時勵磁。
此外,因為體外有著多個勵磁線圈,它們分時激勵產生磁場,而磁場傳感器則一直處于磁場信號接收狀態,并把接收到的磁場信號首先通過信號處理電路再由無線傳輸模塊傳輸到體外。為了保證體外接收到的磁場數據與各個勵磁線圈相對應起來,每一輪初始工作時,時序控制電路首先與無線傳輸模塊進行握手通信,使膠囊內的磁場傳感器按照工作順序依次接收各個勵磁線圈產生的磁場信號。
2.3 磁場強度自動調節原理
微控制器MCU控制D/A芯片能產生幅值和頻率可調的方波,經過濾波和增益放大電路就得到了所需的正弦波,由麥克斯韋電磁場理論可知,正弦信號經過勵磁線圈產生交變磁場。因為體外布有多個勵磁線圈,組成勵磁線圈陣列,還需要連接時序控制電路,保證每個線圈能分時勵磁產生交變磁場。
磁場傳感器置于膠囊內窺鏡中,隨著膠囊內窺鏡在體內做無序隨機運動。膠囊隨著胃腸道的蠕動而運動,使得膠囊在胃腸道內的姿態各異,導致膠囊內磁場傳感器接收到的磁場信號強弱變化也是無規律的。當膠囊內窺鏡距離磁場源較遠時,磁場信號強度大,磁場傳感器接收到的信號強,信號處理電路中的放大器容易飽和;當膠囊內窺鏡距離磁場源較近時,磁場信號弱,磁場傳感器接收到的信號信噪比很小,跟蹤誤差較大。因此,需要增加反饋調節機制,使得磁場發生裝置能夠自動調節磁場強度大小,提高跟蹤精度。
在實際應用中,不論膠囊處于何種姿態角,首先由體外的微控制器按照初始值控制勵磁電流強度,然后由磁場傳感器檢測空間磁場,將空間磁場的三維矢量信號轉換為電信號,通過信號處理模塊提取該磁場信號的特征量,然后將其作為反饋量無線傳輸至體外的微控制器。當磁場傳感器距體外勵磁線圈陣列較近時,傳輸到體外微控制器的特征量過大,微控制器通過降低D/A芯片輸出方波的幅值以及增益放大電路的增益值,減小輸入勵磁線圈的電流,降低勵磁線圈陣列產生的磁場強度。反之,則增大勵磁電流的強度。由此,微控制器根據反饋量的大小來調節勵磁電流強度,實現勵磁強度反饋調節的閉環控制。
3 實驗驗證
實驗平臺主要包括底座、垂直于底座的縱軸、可在縱軸方向上下移動的可移動平臺。在實驗平臺上建立XYZ空間直角坐標系,如圖 3所示。實驗裝置主要包括磁場發生模塊A和磁場傳感器模塊B兩個部分。其中,磁場發生模塊包括波形發生電路、勵磁線圈以及無線接收模塊;磁場傳感器模塊包括磁場傳感器和無線發射模塊。

首先,為了檢測磁場發生裝置是否正確地產生磁場,進行了如下實驗。在實驗中,用示波器測量勵磁線圈的兩端,可以檢測到正弦信號,再用示波器檢測磁場傳感器的輸出端,檢測到與勵磁頻率相同、且幅值不同的正弦信號。因此,磁場發生裝置確實產生了磁場,而且磁場傳感器也能檢測該磁場信號。
其次,在磁場發生裝置沒有加入反饋調節機制時,檢測磁場信號隨距離的增加,是否急劇衰減。
把磁場發生裝置A固定在試驗平臺底座上,磁場傳感器模塊B放在可移動平面上,調節可移動平面,使AB平行于縱軸,然后上下調節可移動平面,改變AB間的垂直距離ZAB。在勵磁線圈兩端信號保持不變時,檢測當ZAB=10 cm、 ZAB=15 cm、 ZAB=20 cm時的,磁場傳感器輸出端的信號,結果如圖 4所示,圖中各正弦波頻率均為9 259 Hz。圖 4(a)中,電壓的分度為500 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為1.26 V;圖 4(b)中,電壓的分度為500 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為0.42 V; 圖 4(c)中,電壓的分度為200 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為0.18 V。由此可見,在A發生的磁場強度不變的情況下,隨著距離的增加,磁場傳感器接收到的磁場信號以較快的趨勢衰減。

(a)當
(a) when
最后,在磁場發生裝置中加入反饋調節機制,檢測可調式磁場發生裝置能否自動調節磁場強度的大小。把A固定在試驗平臺上,通過調節AB模塊的垂直距離ZAB,取ZAB=10 cm、ZAB=15 cm、ZAB=20 cm時,用示波器測量勵磁線圈兩端信號,結果如圖 5所示,圖中正弦波的頻率均為9 259 Hz。圖 5(a)中,電壓的分度為2 V,磁場發生裝置的勵磁信號的峰峰值為4.32V;圖 5(b)中,電壓的分度為5 V,勵磁信號的峰峰值為11.81 V;圖 5(c)中,電壓的分度為5 V,勵磁信號的峰峰值為24.63 V。

(a)當
(a) when
如圖 5所示,當勵磁線圈距磁場傳感器的距離增加時,輸出到勵磁線圈兩端的正弦波頻率沒有改變,幅值有了明顯變化,說明該磁場發生裝置能夠根據磁場傳感器和磁場源的距離自動調節產生的磁場強度大小。此時,磁場傳感器的輸出信號保持在相對恒定的電壓值。
4 結論
在膠囊內窺鏡的跟蹤定位系統中,膠囊內的磁場傳感器檢測勵磁線圈產生的磁場,并把檢測到的磁場信號通過無線通信技術傳輸到體外進行數據分析。但由于磁場傳感器隨著膠囊內窺鏡在體內無序隨機運動,離磁場源的距離不斷變化,其接收到的磁場強度變化較大,導致定位精度誤差明顯。
為了減小誤差,本文設計出了一種可調節式磁場發生裝置,由磁場傳感器檢測磁場信號大小,通過無線通信技術反饋調節所產生的磁場強度。通過樣機實驗,該磁場發生裝置,實現了磁場強度自動調節功能,可提高膠囊內窺鏡跟蹤精度。
引言
膠囊內窺鏡由以色列Given Image公司在2000年研發成功,2001年通過美國食品藥品監督管理局(Food and Drug Administration,FDA)認證以來,越來越廣泛地應用于臨床[1-2]。膠囊內窺鏡從口腔進入消化道,能夠清楚地拍攝食管、胃、大腸和小腸的圖像[3],彌補了傳統胃鏡、腸鏡的檢測盲區。然而膠囊內窺鏡在體內運動時不可見,診查醫生無法將膠囊內窺鏡獲得的診查信息與其診查部位相對應,因此對其準確跟蹤具有十分重要的意義[4]。
由于膠囊內窺鏡體積微小,在人體內又處于不可見不可控的隨機運動狀態,造成其定位困難。對膠囊內窺鏡的定位,國內外已研究過多種方法,例如核醫學影像定位技術、熒光造影定位技術、超聲定位技術、磁場定位技術[5-7]等。由于膠囊內窺鏡完成整個消化道檢查一般需要5~8 h,所以這些定位技術都存在一些缺點,如成本高、操作復雜、對人體容易造成輻射和不能滿足長時間定位的要求等[8]。
本文通過對現有定位理論的研究,設計出了應用于膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統的可調式磁場發生裝置。在交流勵磁式膠囊內窺鏡無線跟蹤方法中,由膠囊內的磁場傳感器檢測體外勵磁線圈產生的磁場,通過求解磁場逆問題可獲得膠囊內窺鏡的方位。由于磁場隨距離的三次方衰減,導致接收信號的動態范圍跨度三個數量級,由此設計開發了體外可調式交變磁場發生裝置,通過磁場傳感器所反饋的磁場信號,自動調節產生的交變磁場的強度。
1 系統總體構成
交流勵磁式膠囊內窺鏡無線跟蹤方法的工作原理是:在體外安置數個勵磁線圈,分時勵磁產生交變磁場,體內膠囊內窺鏡中放置了磁場傳感器檢測膠囊所在方位的磁場,求解磁場逆問題可獲得膠囊內窺鏡的方位。
膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統的總體結構如圖 1所示,主要由體外裝置和體內裝置組成。體外裝置包括:微控制器(Microcontroller Unit,MCU)、可調式磁場發生裝置、PC機數據分析處理模塊和無線接收模塊。體內裝置包括:磁場傳感器、信號處理模塊、微控制器以及無線發射模塊。

工作流程如下,體外的可調式磁場發生裝置分時產生交變磁場,體內的磁場傳感器接收體外傳來的磁場信號,并把接收到的磁場信號轉換為電信號,然后經過信號處理模塊,進行放大、濾波、AD轉換后,把提取的有用信號通過無線發射模塊發射出去,然后體外的無線接收模塊接收數據,傳輸給微控制器,微控制器一方面對收到的數據進行分析,控制可調式磁場發生裝置產生的磁場強度,實現磁場發生裝置的反饋調節,另一方面把接收到的數據傳給PC機上進行數據分析處理。
2 可調式交變磁場發生裝置的設計
可調式交變磁場發生裝置為膠囊內窺鏡交流勵磁式無線跟蹤系統提供大小可自動調節的交變磁場。由于磁場隨距離的三次方衰減,在跟蹤過程中磁場的動態范圍寬。當膠囊距離磁場源較近時,磁場信號很強,放大器飽和;當膠囊距離磁場源較遠時,磁場信號很微弱,磁場傳感器的信噪比小,導致跟蹤誤差急劇增加,甚至跟蹤失效。這就要求磁場發生裝置能根據磁場傳感器傳輸的反饋信號自動調節磁場強度大小,提高跟蹤精度。
可調式交變磁場發生裝置位于體外,其結構如圖 2所示,主要包括:①微控制器MCU;②波形發生電路;③時序控制電路;④勵磁線圈陣列。其中波形發生電路包括D/A模塊,濾波電路和增益放大電路。通過微控制器控制D/A芯片產生幅值和頻率可調的方波,然后經過濾波電路則可得到正弦波,再經過增益放大電路就可以得到所需的放大正弦波。勵磁線圈陣列通過信號線與波形發生電路和時序控制電路相連,波形發生電路產生的正弦波信號通過時序控制電路,分時經過勵磁線圈,保證每個勵磁線圈分時激勵產生交變磁場。

體內的磁場傳感器接受到體外產生的磁場信號,把磁場信號轉化為電信號,并經過信號處理電路后通過無線發射模塊,把提取的磁場信號特征量反饋給微控制器,微控制器根據特征量調節波形發生的幅值,從而達到磁場強度自動調節的功能。
2.1 波形產生原理
通過單片機控制D/A芯片,這樣就能產生一個幅值、頻率可調的方波。又因為任何周期為T的函數f(t)都能夠表示成三角函數所構成的級數之和,即
$f\left( t \right) = \frac{1}{2}{a_0} + \sum\limits_{n = 1}^\infty {\left( {{a_n}\cos n\omega t + {b_n}\sin n\omega t} \right)} ,$ |
其中ω是角頻率,第一項為直流分量。
因此,將單片機產生的方波函數進行傅里葉級數分解展開,可等效為直流分量,基波和所有n階諧波的疊加。
設方波函數表示為:
$f\left( t \right) = \left\{ \begin{array}{l} m,\left( {0 \le t \le \frac{T}{2}} \right)\\ - m,\left( { - \frac{T}{2} \le t \le 0} \right) \end{array} \right.$ |
則通過以上的傅里葉函數分解可得:
$f\left( t \right) = \frac{{4m}}{\pi }\left( {\sin \omega t + \frac{1}{3}\sin 3\omega t + \frac{1}{5}\sin 5\omega t + \frac{1}{7}\sin 7\omega t + \cdots \cdots } \right)$ |
由上可知方波由正弦波疊加而成,濾去高次諧波分量的波形,只取基波,就可以等到一個正弦波。所以,把由單片機產生的幅值和頻率可調的方波通過濾波電路就可得到所需的正弦波。
2.2 時序控制電路
通過磁場傳感器檢測體內膠囊內窺鏡所在的空間方位的磁場強度,因為空間點的磁場強度與其空間方位有著一一對應的關系,所以可以建立方程組求逆解。這就要求時序控制電路能控制多個勵磁線圈分時產生交變磁場,使磁場傳感器能夠分別感應接收不同線圈產生的磁場。
為了使各個線圈分時激勵產生磁場,時序控制電路采用了多路模擬開關,各個線圈分別與模擬開關的各個通路相連接,模擬開關的另一端則連接著波形產生電路,由單片機控制著勵磁線圈與波形產生電路的分時閉合,實現勵磁線圈陣列的分時勵磁。
此外,因為體外有著多個勵磁線圈,它們分時激勵產生磁場,而磁場傳感器則一直處于磁場信號接收狀態,并把接收到的磁場信號首先通過信號處理電路再由無線傳輸模塊傳輸到體外。為了保證體外接收到的磁場數據與各個勵磁線圈相對應起來,每一輪初始工作時,時序控制電路首先與無線傳輸模塊進行握手通信,使膠囊內的磁場傳感器按照工作順序依次接收各個勵磁線圈產生的磁場信號。
2.3 磁場強度自動調節原理
微控制器MCU控制D/A芯片能產生幅值和頻率可調的方波,經過濾波和增益放大電路就得到了所需的正弦波,由麥克斯韋電磁場理論可知,正弦信號經過勵磁線圈產生交變磁場。因為體外布有多個勵磁線圈,組成勵磁線圈陣列,還需要連接時序控制電路,保證每個線圈能分時勵磁產生交變磁場。
磁場傳感器置于膠囊內窺鏡中,隨著膠囊內窺鏡在體內做無序隨機運動。膠囊隨著胃腸道的蠕動而運動,使得膠囊在胃腸道內的姿態各異,導致膠囊內磁場傳感器接收到的磁場信號強弱變化也是無規律的。當膠囊內窺鏡距離磁場源較遠時,磁場信號強度大,磁場傳感器接收到的信號強,信號處理電路中的放大器容易飽和;當膠囊內窺鏡距離磁場源較近時,磁場信號弱,磁場傳感器接收到的信號信噪比很小,跟蹤誤差較大。因此,需要增加反饋調節機制,使得磁場發生裝置能夠自動調節磁場強度大小,提高跟蹤精度。
在實際應用中,不論膠囊處于何種姿態角,首先由體外的微控制器按照初始值控制勵磁電流強度,然后由磁場傳感器檢測空間磁場,將空間磁場的三維矢量信號轉換為電信號,通過信號處理模塊提取該磁場信號的特征量,然后將其作為反饋量無線傳輸至體外的微控制器。當磁場傳感器距體外勵磁線圈陣列較近時,傳輸到體外微控制器的特征量過大,微控制器通過降低D/A芯片輸出方波的幅值以及增益放大電路的增益值,減小輸入勵磁線圈的電流,降低勵磁線圈陣列產生的磁場強度。反之,則增大勵磁電流的強度。由此,微控制器根據反饋量的大小來調節勵磁電流強度,實現勵磁強度反饋調節的閉環控制。
3 實驗驗證
實驗平臺主要包括底座、垂直于底座的縱軸、可在縱軸方向上下移動的可移動平臺。在實驗平臺上建立XYZ空間直角坐標系,如圖 3所示。實驗裝置主要包括磁場發生模塊A和磁場傳感器模塊B兩個部分。其中,磁場發生模塊包括波形發生電路、勵磁線圈以及無線接收模塊;磁場傳感器模塊包括磁場傳感器和無線發射模塊。

首先,為了檢測磁場發生裝置是否正確地產生磁場,進行了如下實驗。在實驗中,用示波器測量勵磁線圈的兩端,可以檢測到正弦信號,再用示波器檢測磁場傳感器的輸出端,檢測到與勵磁頻率相同、且幅值不同的正弦信號。因此,磁場發生裝置確實產生了磁場,而且磁場傳感器也能檢測該磁場信號。
其次,在磁場發生裝置沒有加入反饋調節機制時,檢測磁場信號隨距離的增加,是否急劇衰減。
把磁場發生裝置A固定在試驗平臺底座上,磁場傳感器模塊B放在可移動平面上,調節可移動平面,使AB平行于縱軸,然后上下調節可移動平面,改變AB間的垂直距離ZAB。在勵磁線圈兩端信號保持不變時,檢測當ZAB=10 cm、 ZAB=15 cm、 ZAB=20 cm時的,磁場傳感器輸出端的信號,結果如圖 4所示,圖中各正弦波頻率均為9 259 Hz。圖 4(a)中,電壓的分度為500 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為1.26 V;圖 4(b)中,電壓的分度為500 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為0.42 V; 圖 4(c)中,電壓的分度為200 mV,磁場傳感器的輸出端信號的峰峰值為0.18 V。由此可見,在A發生的磁場強度不變的情況下,隨著距離的增加,磁場傳感器接收到的磁場信號以較快的趨勢衰減。

(a)當
(a) when
最后,在磁場發生裝置中加入反饋調節機制,檢測可調式磁場發生裝置能否自動調節磁場強度的大小。把A固定在試驗平臺上,通過調節AB模塊的垂直距離ZAB,取ZAB=10 cm、ZAB=15 cm、ZAB=20 cm時,用示波器測量勵磁線圈兩端信號,結果如圖 5所示,圖中正弦波的頻率均為9 259 Hz。圖 5(a)中,電壓的分度為2 V,磁場發生裝置的勵磁信號的峰峰值為4.32V;圖 5(b)中,電壓的分度為5 V,勵磁信號的峰峰值為11.81 V;圖 5(c)中,電壓的分度為5 V,勵磁信號的峰峰值為24.63 V。

(a)當
(a) when
如圖 5所示,當勵磁線圈距磁場傳感器的距離增加時,輸出到勵磁線圈兩端的正弦波頻率沒有改變,幅值有了明顯變化,說明該磁場發生裝置能夠根據磁場傳感器和磁場源的距離自動調節產生的磁場強度大小。此時,磁場傳感器的輸出信號保持在相對恒定的電壓值。
4 結論
在膠囊內窺鏡的跟蹤定位系統中,膠囊內的磁場傳感器檢測勵磁線圈產生的磁場,并把檢測到的磁場信號通過無線通信技術傳輸到體外進行數據分析。但由于磁場傳感器隨著膠囊內窺鏡在體內無序隨機運動,離磁場源的距離不斷變化,其接收到的磁場強度變化較大,導致定位精度誤差明顯。
為了減小誤差,本文設計出了一種可調節式磁場發生裝置,由磁場傳感器檢測磁場信號大小,通過無線通信技術反饋調節所產生的磁場強度。通過樣機實驗,該磁場發生裝置,實現了磁場強度自動調節功能,可提高膠囊內窺鏡跟蹤精度。