CN103296780A

CN103296780A - 一种内窥镜胶囊供电系统

Info

Publication number: CN103296780A
Application number: CN2012100520717A
Authority: CN
Inventors: 刘若鹏; 栾琳; 郭洁; 李春来
Original assignee: Kuang Chi Innovative Technology Ltd
Current assignee: Kuang Chi Innovative Technology Ltd
Priority date: 2012-03-01
Filing date: 2012-03-01
Publication date: 2013-09-11

Abstract

本发明提供了一种基于共振原理的内窥镜胶囊供电系统，由于共振式无线能量传输具有传输距离远优点，所以能克服现有内窥镜胶囊供电不便的缺点，另一方面，通过在内窥镜胶囊供电系统的共振发射线圈与共振接收线圈之间设置超材料，能更好地增强系统的能量传输效率。

Description

一种内窥镜胶囊供电系统

【技术领域】

本发明涉及无线能量传输领域，具体地涉及一种基于磁共振原理的内窥镜胶囊供电系统。

【背景技术】

内窥镜胶囊一般包括集成在胶囊内部的发光二极管、CCD摄像头、无线发射模块等装置，患者吞服内窥镜胶囊后，CCD摄像头会拍摄到人体消化道的图像数据，并通过无线发射模块将其传输到体外，医生通过分析接收到的图像数据来达到诊断病变的目的。相对于传统插入式内窥镜给病人带来痛苦且无法进行小肠检查的缺点，无线胶囊式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。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，图像质量和帧率均不理想，且只能工作5-8小时。此外，这种内窥镜胶囊的移动是被动地由肠胃蠕动实现，不能受医生控制，导致漏检率高，不能提供活检。要使胶囊内窥镜由被动运动变为主动运动，势必要为其增加驱动装置，而这将需要更多的能量。因此，能量供给已经成为制约胶囊内窥技术发展的瓶颈。

目前，为内窥镜胶囊供电的技术主要有电池和感应式充电两种方式。其中电池本身占有体积和重量，且供电能力有限，目前处于被较先进的能进行无线能量传输的内窥镜胶囊逐步淘汰的地步。感应式充电的内窥镜胶囊通过接收来自体外线圈所发出的电磁感应电作为动力，该电磁感应电来源为患者穿戴的背心上设置一个发射线圈，能持续不断地提供电力供应，可以维持内窥镜胶囊正常运转所需要的电力。但是电磁感应的传输效率极低，尤其在接受线圈和发射线圈之间大于1厘米距离以上时，而内窥镜胶囊和体外的线圈距离通常在5-15cm，并且由于内窥镜胶囊尺寸的限制，接受线圈必须小于1cm×1cm的尺寸，耦合效率更低。这样，长时间的持续供电给医患带来极大不便。

另一方面，电磁感应传输要求接收和发射线圈平行且对准才有效，线圈微小偏离都严重影响传输效率，所以电磁感应式供电内窥镜胶囊的接受线圈多采用三维线圈，即接受线圈为三个相互垂直的线圈，这就增加了内窥镜胶囊的体积，体积和重量的增加给内窥镜胶囊的应用带来不利。

【发明内容】

本发明所要解决的技术问题是：克服现有内窥镜胶囊供电不便，效率较低的缺点，提供一种基于共振原理的应用于内窥镜胶囊的无线供电系统。

本发明实现发明目的采用的技术方案是，一种内窥镜胶囊供电系统，包括设置在内窥镜胶囊内的能量接收模块，以及设置在内窥镜胶囊外部的能量发射模块，所述能量发射模块内设置有共振发射线圈，所述能量接收模块内设置有共振接收线圈，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈之间设置有超材料，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈具有相同的固有频率，所述超材料具有负磁导率，所述超材料在负磁导率条件下的频率与所述固有频率相等，所述能量发射模块提供一频率等于所述固有频率的时变磁场信号，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈之间通过磁共振场倏逝线的耦合进行能量传递，所述能量接收模块与所述共振接收线圈之间通过共振感应的方式耦合。

作为具体实施方式，所述超材料设置在所述能量发射模块内，所述超材料与所述共振发射线圈相对设置。

作为具体实施方式，所述超材料设置在所述能量接收模块内，所述超材料与所述共振接收线圈相对设置。

作为具体实施方式，所述能量发射模块和所述能量接收模块内均设置有超材料。

更好地，所述共振发射线圈和所述共振接收线圈均为平面螺绕线圈。

具体地，所述能量发射模块包括信号产生电路、功率放大电路以及由发射线圈和第一电容组成的第一LC谐振电路，所述信号产生电路产生一频率等于所述固有频率的时变电流，所述功率放大电路将所述时变电流进行功率放大并连接所述第一LC谐振电路，所述发射线圈与所述共振发射线圈相对设置。

更好地，所述发射线圈为单匝环形线圈，所述发射线圈的外径等于所述共振发射线圈的外径。

更好地，所述共振发射线圈并联有第一可调电容。

具体地，所述能量接收模块包括由接收线圈和第二电容组成的第二LC谐振电路、整流电路以及稳压电路，所述接收线圈与所述共振接收线圈相对设置，所述第二LC谐振电路与所述共振接收线圈通过共振感应的方式耦合，所述第二LC谐振电路依次连接所述整流电路和稳压电路以对所述内窥镜微胶囊进行供电。

更好地，所述接收线圈为单匝环形线圈，所述接收线圈的外径等于所述共振接收线圈的外径。

更好地，所述共振接收线圈并联有第二可调电容。

更好地，所述平面螺绕线圈的外径为0.5-2厘米。

更好地，所述平面螺绕线圈为阿基米德螺绕线圈。

更好地，所述超材料的磁导率为-1。

更好地，所述超材料包括介质基板以及阵列在介质基板上的多个微结构，所述微结构为磁性微结构，所述介质基板为介电材料，所述微结构为导电材料。

更好地，所述磁性微结构为开口谐振环或开口谐振环的衍生结构。

更好地，所述介质基板为有机树脂材料或陶瓷材料。

本发明的有益效果是，提供一种基于共振原理的内窥镜胶囊供电系统，由于共振式无线能量传输具有传输距离远优点，所以能克服现有内窥镜胶囊供电不便的缺点，另一方面，通过在内窥镜胶囊供电系统的共振发射线圈与共振接收线圈之间设置超材料，能更好地增强系统的能量传输效率。

【附图说明】

图1，实施例1内窥镜胶囊供电系统的结构示意图。

图2，超材料的结构图。

图3，凹形开口环结构图。

图4，六边形开口环衍生结构图。

图5，超材料磁导率与外界磁场频率的函数特征曲线图。

图6，实施例2内窥镜胶囊供电系统的结构示意图。

图7，实施例3内窥镜胶囊供电系统的结构示意图。

图8，平面螺绕铜线圈结构图。

【具体实施方式】

下面结合附图对本发明进行详细说明。

实施例1

附图1为本实施例内窥镜胶囊供电系统的结构示意图，图中A为内窥镜胶囊，本发明的内窥镜胶囊供电系统包括设置在内窥镜胶囊A内的能量接收模块1，设置在内窥镜胶囊A外部的能量发射模块2，其中：

能量发射模块2包括信号产生电路21、功率放大电路22、由发射线圈23和第一电容24组成的第一LC谐振电路、共振发射线圈25、以及超材料3，信号产生电路21产生一特定工作频率的时变电流信号并输出至功率放大电路22，功率放大电路22将该时变电流信号进行功率放大并连接第一LC谐振电路，发射线圈23与共振发射线圈25相对设置，超材料3沿共振发射线圈25的能量传递方向设置，并固定封装在能量发射模块2内；

能量接收模块1包括共振接收线圈11、由接收线圈12和第二电容13组成的第二LC谐振电路、整流电路14和稳压电路15，接收线圈12与共振接收线圈11相对设置，共振接收线圈11与共振发射线圈25具有相同的固有频率，第二LC谐振电路与共振接收线圈11通过共振感应的方式耦合，第二LC谐振电路依次连接整流电路14和稳压电路15以对内窥镜微胶囊A进行供电。

本实施例内窥镜胶囊供电系统的工作原理是：能量发射模块2中的信号产生电路21产生一频率等于共振发射线圈25固有频率的时变电流，功率放大电路22将该时变电流进行功率放大并输出至第一LC谐振电路，第一LC谐振电路通过发射线圈23产生相同频率的交变电磁场，发射线圈23与共振发射线圈25相对设置，由于该交变电磁场的频率等于共振发射线圈25以及共振接收线圈11的固有频率，共振接收线圈11与共振发射线圈25在该交变电磁场中发生磁共振，共振接收线圈11与共振发射线圈25之间通过磁共振场倏逝线的耦合进行能量传递。

本实施例中，通过在共振接收线圈11与共振发射线圈25之间设置超材料3，能增强共振接收线圈11与共振发射线圈25之间磁共振场倏逝线的耦合，进而提高系统的能量传输效率，下面就超材料3进行详细说明。

超材料属于一种人工合成的复合材料，超材料的结构图参看附图2，一般包括介质基，101以及阵列在介质基板上的多个人造微结构102，介质基板101为介电材料，人造微结构102为导电材料，通过将人造微结构设计为磁性微结构，即每个人造微结构102(一般称为cell)均为开口环结构或开口环的衍生结构，可以使超材料在某些频率具有负磁导率的特性，由于该类开口环结构或开口环的衍生结构可等效为LC谐振电路，所以通过多个磁性微结构的阵列可实现对磁场的增强。图3、图4分别给出了两种磁性微结构的结构图，图3为凹形开口环结构图，图4为六边形开口环衍生结构图。对于超材料的制造，现有技术一般采用PCB加工工艺，在环氧树脂基板上印制出多个结构相同的金属铜磁性微结构组成的阵列，以形成超材料，通过对金属铜磁性微结构的单元大小、磁性微结构本身的结构设计等可以改变超材料的谐振频率，得到具有不同谐振频率的超材料。

对于已经制造出来的超材料而言，其磁导率是与外界磁场频率相关的函数，不同的外界磁场频率下超材料表现出不同的磁导率，其磁导率与外界磁场频率的函数特征曲线图参看附图5，图中，横坐标为频率、纵坐标为磁导率，由图可知负磁导率在谐振峰后面的一段频率范围内。对于超材料而言，磁导率为负的频率段与谐振频率密切相关，即随着超材料谐振频率的变化而变化，因此通过对谐振频率的调节，可以满足负磁导率条件下的频率与内窥镜胶囊供电系统的工作频率相同。

本实施例而言，由于共振接收线圈11与共振发射线圈25之间的能量传输介质均为空气，为提高能量传输效率，需要设计超材料与空气之间具有良好的阻抗匹配，以减少能量的反射，因此，本实施例优选出磁导率为-1的超材料作为磁场增强器件。

通过超材料3的磁场增强作用，能更有效地将第一LC谐振电路产生的电磁场能量传递至共振接收线圈11，通过设计第二LC谐振电路的谐振频率等于共振接收线圈11的固有频率，可以使第二LC谐振电路与共振接收线圈11通过共振感应的方式耦合，第二LC谐振电路通过电磁感应产生感应电动势，经整流电路14和稳压电路15进行整流、滤波、稳压等处理后输出可供内窥镜微胶囊A使用的功率，最终实现对内窥镜微胶囊A进行无线供电。

实施例2

本实施例内窥镜胶囊供电系统的结构示意图参看附图6，图中A为内窥镜胶囊，本发明的内窥镜胶囊供电系统包括设置在内窥镜胶囊A内的能量接收模块1，设置在内窥镜胶囊A外部的能量发射模块2，其中：

能量发射模块2包括信号产生电路21、功率放大电路22、由发射线圈23和第一电容24组成的第一LC谐振电路和共振发射线圈25，信号产生电路21产生一特定工作频率的时变电流信号并输出至功率放大电路22，功率放大电路22将该时变电流信号进行功率放大并连接第一LC谐振电路，发射线圈23与共振发射线圈25相对设置；

能量接收模块1包括超材料3、共振接收线圈11、由接收线圈12和第二电容13组成的第二LC谐振电路、整流电路14和稳压电路15，超材料3沿共振发射线圈25的能量传递方向设置在共振接收线圈11的前端，并固定封装在能量接收模块1内，接收线圈12与共振接收线圈11相对设置，共振接收线圈11与共振发射线圈25具有相同的固有频率，第二LC谐振电路与共振接收线圈11通过共振感应的方式耦合，第二LC谐振电路依次连接整流电路14和稳压电路15以对内窥镜微胶囊A进行供电。

本实施例相比与实施例1的不同在于：超材料3设置在能量接收模块1，其工作原理与实施例1相同，在此不再累述。

实施例3

本实施例内窥镜胶囊供电系统的结构示意图参看附图7，图中A为内窥镜胶囊，本发明的内窥镜胶囊供电系统包括设置在内窥镜胶囊A内的能量接收模块1，设置在内窥镜胶囊A外部的能量发射模块2，其中：

能量发射模块2包括信号产生电路21、功率放大电路22、由发射线圈 23和第一电容24组成的第一LC谐振电路、共振发射线圈25、以及超材料3，信号产生电路21产生一特定工作频率的时变电流信号并输出至功率放大电路22，功率放大电路22将该时变电流信号进行功率放大并连接第一LC谐振电路，发射线圈23与共振发射线圈25相对设置，超材料3沿共振发射线圈25的能量传递方向设置，并固定封装在能量发射模块2内；

本实施例相比与实施例1和实施例2的不同在于：在能量接收模块1和能量发射模块2内均设置有超材料3，其工作原理与实施例1和实施例2也基本相同，在此不再累述。

本发明具体实施时，可将接收线圈12与共振接收线圈11、共振发射线圈25以及发射线圈23的线圈平面均保持相互平行设置，且线圈的中心位于同一直线上，以获得更高的能量传输效率。同时，对于发射线圈23和接收线圈12，可设计为单匝的圆环形线圈，其线圈外径与共振接收线圈11、共振发射线圈25的线圈外径相等或相近，以获得更好的能量传输效率。

由于可对内窥镜胶囊进行供电的工作频率一般为固定频率，因此，在设计过程中需要将共振发射线圈25和共振接收线圈11的固有频率调整至工作频率，而对于内窥镜胶囊而言，其体积要求尽量小，以满足医学诊断需要，这就给共振发射线圈25和共振接收线圈11的固有频率设计带来极大的困难，因此，本发明提出将共振发射线圈25和共振接收线圈11均设计为平面螺绕线圈，平面螺绕线圈的结构图可参看附图8。根据固有频率的计算公式

可知，通过调节平面螺绕线圈的螺绕圈数和螺绕间距，相当于改变了线圈的电感值L，因而可以对线圈的固有频率进行调节，以达到需要的工作频率。作为优选实施方式，平面螺绕线圈的螺绕线可设计为阿基米德螺旋线。

出于对平面螺绕线圈制造工艺的差异性考虑，本发明还提出，将共振发射线圈25再并联第一可调电容，将共振接收线圈11再并联第二可调电容，根据固有频率的计算公式

可知，通过分别调节第一可调电容和第二可调电容的电容值，即改变线圈的电容值L可以对线圈的固有频率进行调节，以达到需要的工作频率。

本发明通过上述两种平面螺绕线圈的设计方法，可以将共振发射线圈25和共振接收线圈11的线圈外径在0.5-2厘米的范围内任意调节，以满足各种内窥镜胶囊的应用需要。

在上述实施例中，仅对本发明进行了示范性描述，但是本领域技术人员在阅读本专利申请后可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下对本发明进行各种修改。

Claims

1.一种内窥镜胶囊供电系统，包括设置在内窥镜胶囊内的能量接收模块，以及设置在内窥镜胶囊外部的能量发射模块，其特征在于：所述能量发射模块内设置有共振发射线圈，所述能量接收模块内设置有共振接收线圈，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈之间设置有超材料，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈具有相同的固有频率，所述超材料具有负磁导率，所述超材料在负磁导率条件下的频率与所述固有频率相等，所述能量发射模块提供一频率等于所述固有频率的时变磁场信号，所述共振发射线圈与所述共振接收线圈之间通过磁共振场倏逝线的耦合进行能量传递，所述能量接收模块与所述共振接收线圈之间通过共振感应的方式耦合。

2.根据权利要求1所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述超材料设置在所述能量发射模块内，所述超材料与所述共振发射线圈相对设置。

3.根据权利要求1所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述超材料设置在所述能量接收模块内，所述超材料与所述共振接收线圈相对设置。

4.根据权利要求1所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述能量发射模块和所述能量接收模块内均设置有超材料。

5.根据权利要求1至4任一所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述共振发射线圈和所述共振接收线圈均为平面螺绕线圈。

6.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述能量发射模块包括信号产生电路、功率放大电路以及由发射线圈和第一电容组成的第一LC谐振电路，所述信号产生电路产生一频率等于所述固有频率的时变电流，所述功率放大电路将所述时变电流进行功率放大并连接所述第一LC谐振电路，所述发射线圈与所述共振发射线圈相对设置。

7.根据权利要求6所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述发射线圈为单匝环形线圈，所述发射线圈的外径等于所述共振发射线圈的外径。

8.根据权利要求6所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述共振发射线圈并联有第一可调电容。

9.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述能量接收模块包括由接收线圈和第二电容组成的第二LC谐振电路、整流电路以及稳压电路，所述接收线圈与所述共振接收线圈相对设置，所述第二LC谐振电路与所述共振接收线圈通过共振感应的方式耦合，所述第二LC谐振电路依次连接所述整流电路和稳压电路以对所述内窥镜微胶囊进行供电。

10.根据权利要求9所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述接收线圈为单匝环形线圈，所述接收线圈的外径等于所述共振接收线圈的外径。

11.根据权利要求9所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述共振接收线圈并联有第二可调电容。

12.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述平面螺绕线圈的外径为0.5-2厘米。

13.根据权利要求2所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述平面螺绕线圈为阿基米德螺绕线圈。

14.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述超材料的磁导率为-1。

15.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述超材料包括介质基板以及阵列在介质基板上的多个微结构，所述微结构为磁性微结构，所述介质基板为介电材料，所述微结构为导电材料。

16.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述磁性微结构为开口谐振环或开口谐振环的衍生结构。

17.根据权利要求5所述的内窥镜胶囊供电系统，其特征在于：所述介质基板为有机树脂材料或陶瓷材料。