基于胶囊内窥镜无线充电应用的增强型磁谐振发射线圈的制作方法

本发明涉及一种胶囊内窥镜，特别涉及一种胶囊内窥镜充电线圈。

背景技术：

无线充电技术在生物医疗领域应用广泛。在无痛肠胃检测的胶囊内窥镜，无线充电技术能够解决传统纽扣电池功率容量的局限性，能够提供持续稳定的直流电压，在保证胶囊内窥镜在肠道内复杂的环境中正常稳定的工作具有重要作用，同时为有效的诊断提供保障。

在胶囊内窥镜无线充电应用中，发射线圈作为系统关键部分有效地将驱动电路产生的交变电场转化成交变磁场，进而耦合到胶囊内窥镜三维接收线圈上，并且通过整流器和稳压器产生持续稳定的直流功率输出，提供胶囊内窥镜稳定工作保障。通常基于胶囊内窥镜无线充电应用的发射线圈主要包括两种形式：(1)螺线管线圈；(2)亥姆霍兹线圈。螺线管线圈如图1所示，电路结构简单，易于设计和加工实现。但其主要缺点是驱动电路产生的电场通过螺线管线圈后的磁场在胶囊内窥镜工作区域空间分布不均匀，因此接收电路产生的直流功率随着空间位置不同而产生输出功率不稳定特点，不能够保证胶囊内窥镜的持续有效工作；不仅如此，这种输出功率不稳定性特点增加了在发射线圈下人体组织或者皮肤的受损害风险，尤其是随着线圈中激励电流的持续增加，人体组织或者皮肤的损害风险也在持续增加。基于螺线管产生的磁场强度空间分布不均匀的缺点，亥姆霍兹线圈通过导线将单一螺线管线圈分开如图2所示，实现两个线圈同时产生磁场并且在同一方向进行叠加，从而解决了螺线管线圈存在的问题，实现了胶囊内窥镜工作区域内均匀的磁场强度，降低了人体组织或者皮肤受到伤害的风险。但是亥姆霍兹等效的两个发射线圈产生的磁场存在一定的相位差，在磁场强度叠加的过程中，部分磁场能量损耗，对胶囊内窥镜无线充电系统的效率最大化有着很大的影响。

技术实现要素：

本发明的目的是提供一种基于胶囊内窥镜无线充电应用的增强型磁谐振发射线圈，提高胶囊内窥镜工作的谐振腔内部磁场强度和磁场均匀性，降低了人体组织或者皮肤受到伤害的风险并且有效保证胶囊内窥镜长时间正常稳定工作的可能性。

本发明的目的是这样实现的：一种基于胶囊内窥镜无线充电应用的增强型磁谐振发射线圈，包括连接在驱动电路输入端的电源，所述驱动电路的输出端连接有驱动线圈lt0，驱动电路与驱动线圈之间连接有驱动谐振电容ct0，其特征在于，所述驱动线圈lt0的上下两侧对称设置有第一谐振电路和第二谐振电路，所述第一谐振电路包括第一谐振线圈lt1以及将第一谐振线圈lt1串联成回路的第一谐振电容ct1，所述第二谐振电路包括第二谐振线圈lt2以及将第二谐振线圈lt2串联成回路的第二谐振电容ct2。

作为本发明的进一步限定，所述第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2与驱动线圈lt2规格相同；所述第一谐振电容ct1、第二谐振电容ct2与驱动谐振电容ct2规格相同。

作为本发明的进一步限定，所述第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2与驱动线圈lt2之间平行布置。

作为本发明的进一步限定，所述第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2之间的距离d与驱动线圈lt2的半径r满足：d＝1.5r～2r。

与现有技术相比，本发明的有益效果在于，本发明通过在发射电路的驱动线圈上下对称位置引入两个同驱动线圈相同规格的谐振线圈，从而束缚发射线圈产生的磁感线，有效提高胶囊内窥镜工作的谐振腔内部磁场强度和磁场均匀性，降低了人体组织或者皮肤受到伤害的风险并且有效保证胶囊内窥镜长时间正常稳定工作的可能性；同时，本发明结构简单，电路易于设计和加工实现。本发明可用于胶囊内窥镜中。

附图说明

图1为现有技术中螺线管线圈形式的发射线圈电路原理示意图。

图2为现有技术中亥姆霍兹线圈形式的发射线圈电路原理示意图。

图3为本发明电路原理示意图。

图4为本发明电路等效示意图。

图5为本发明的时域波形示意图。

图6为本发明中线圈等效结构示意图。

图7为本发明中d＝r时沿着x轴方向磁感应强度分布情况图。

图8为本发明中d＝1.5r时沿着x轴方向磁感应强度分布情况图。

图9为本发明中d＝2r时沿着x轴方向磁感应强度分布情况图。

具体实施方式

如图3所示的一种基于胶囊内窥镜无线充电应用的增强型磁谐振发射线圈，包括连接在驱动电路输入端的电源，驱动电路的输出端连接有驱动线圈lt0，驱动电路与驱动线圈之间连接有驱动谐振电容ct0，驱动线圈lt0的上下两侧对称设置有第一谐振电路和第二谐振电路，第一谐振电路包括第一谐振线圈lt1以及将第一谐振线圈lt1串联成回路的第一谐振电容ct1，第二谐振电路包括第二谐振线圈lt2以及将第二谐振线圈lt2串联成回路的第二谐振电容ct2，第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2与驱动线圈lt2规格相同；第一谐振电容ct1、第二谐振电容ct2与驱动谐振电容ct2规格相同，第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2与驱动线圈lt2之间平行布置，第一谐振线圈lt1、第二谐振线圈lt2之间的距离d与驱动线圈lt2的半径r满足：d＝1.5r～2r。

下面结合工作原理对本发明做进一步说明。

本发明通过在驱动线圈lt0(即发射谐振线圈)相距d/2对称两侧引入第一谐振线圈lt1和第二谐振线圈lt2(第一谐振线圈lt1和第二谐振线圈lt2均为接收谐振线圈)，从而实现谐振腔内部磁感应强度、均匀性等性能的增强，图4所示；发射谐振线圈lt0通以交变电流i1(t)＝i1sinωt，进而产生交变磁场，接收谐振线圈lt1和lt2毗邻发射谐振线圈lt0，同时三个线圈的绕线方向一致，即同名端一致，假设电感值为l，谐振电容值为c，图3所示；发射谐振线圈lt0通以电流i1(t)＝i1sinωt，在一个周期[0,t]内对应的时域波形为图5(a)；因为发射谐振线圈谐振频率为ω，谐振状态下发射谐振线圈电感l和电容c不断进行能量交换，满足，

所以电容ct0两端电压的幅度为v1＝ωli1，对应的相位关系可以由电感电容的充放电过程得出，结合一个周期[0,t]内三个谐振线圈上电压和电流进行说明：

0-1/4t:电流i1(t)由0变化为正向最大值，电容ct0的端口1沿着电流方向放电，v11’(t)由正向最大值变为0；

1/4t-1/2t:电流i1(t)由正向最大值变化为0，电容ct0的端口1’沿着电流充电，v11’(t)由0变化为反向最大值；

1/2t-3/4t:电流i1(t)由0变化为反向最大值，电容ct0的端口1’沿着电流放电，v11’(t)由反向最大值变化为0；

3/4t-t:电流i1(t)由反向最大值变化为0，电容ct0的端口1沿着电流方向充电，v11’(t)由0变化为正向最大值；

因为三个谐振线圈的绕线方式一致，即同名端一致，图4所示，根据空心变压器理论并假设变压系数为k，可以计算出接收谐振线圈电容两端的电压为，

v22’(t)＝v33’(t)＝kv11’(t)＝ωkli1sinωt＝ωmi1sinωt

因为线圈的结构对称性和线圈结构一致性，假设m是发射谐振线圈和两个接收线圈之间的互感系数，根据法拉利电磁感应定律和变压器原理，针对本发明应用中的三个完全相同线圈变压系数k即发射谐振线圈和接收谐振线圈之间的耦合系数，满足m＝kl；同时，再结合接收谐振线圈的lc充放电特性，得到接收谐振线圈上的电流：

i2(t)＝i3(t)＝ki1sinωt；

三个线圈中电压、电流时域关系如图5所示。

线圈中电流和磁感应强度是一一对应关系，接收谐振线圈电流确定之后，参考亥姆霍兹线圈理论并且利用毕奥萨伐尔定律进行谐振腔内部磁场的计算；因为k接近1时，为了保证谐振线圈和亥姆霍兹线圈能量存储的一致性，对应的谐振腔线圈的匝数应为2n/3，螺线管线圈的匝数是2n，亥姆霍兹线圈的匝数是n+n，如图6所示。

利用毕奥萨伐尔定律计算谐振腔内部磁场强度，可以表示为

其中d是接收谐振线圈圆心距，x是距离坐标轴原心距；所以相同的最大圆心距情况下对应的亥姆霍兹线圈内部磁感应强度可以表示为，

而位于坐标原点具有相同能量存储的螺线管线圈沿着x轴方向的磁感应强度可以表示为，

将d，x对r进行归一化，即

d＝dr

x＝xr

所以对应的三种不同的线圈根据d、x归一化之后的表达式为：

μ0ni/r是定常数，下面考虑三种情况，分别为d＝r，d＝1.5r，d＝2r，图6所示，随着距离的增加，发射谐振线圈产生的磁感线被接收谐振线圈捕获的越来越少，耦合系数也越来越少，即变压器难以满足1:1，因此为了更准确描述电压变化关系，针对这三种情况假设k的取值分别为0.9，0.8，0.7。图7，图8，图9是三种情况下沿着x轴方向磁感应强度分布情况，其中(a)为螺线管线圈，(b)为亥姆霍兹线圈，(c)为谐振线圈。

图7，亥姆霍兹线圈产生较好的磁感应强度均匀性，而谐振线圈谐振腔内磁感应强度均匀性相对螺线管线圈显著提高，能够满足胶囊无线能量传输需求。

图8，随着线圈覆盖的范围的扩大，d＝1.5r时，亥姆霍兹线圈产生的磁感应强度均匀性弱化，而谐振线圈谐振腔内磁感应强度均匀性增强，与亥姆霍兹线圈具有可比拟性能。

图9，随着线圈覆盖范围的进一步扩大，d＝2r时，谐振线圈谐振腔内磁感应强度均匀性优于亥姆霍兹线圈，因此谐振线圈能够在更大线圈覆盖范围内实现磁感应强度的均匀性。

由于胶囊内窥镜在被人体吞食到排出过程中，在人体内的空间类似于一圆柱形区域，因此d＝r的模型结构，由于高度较低，难以满足胶囊内窥镜在体内全过程供电的，因此为保证胶囊内窥镜供电的连续性，d的范围应在1.5r-2r长度之间；由图7-9可知，d的高度越高，谐振线圈的稳定性越好，覆盖的可充电范围越广，因此越能满足无线充电的需求。

同时，对于磁谐振谐振腔的电压大小可以由电容和电感充放电关系确定，又因为线圈电感值是匝数n函数，所以发射谐振线圈匝数2/3n对应着电感值2/3l，所以对应的电压大小为

相同条件下，螺线管线圈和亥姆霍兹线圈的输入电压大小可以表示为：

相同频率和相同电流要求情况下，螺线管线圈和亥姆霍兹线圈对驱动电路电压要求较高，并且是谐振线圈驱动所需驱动电压大小的3倍，增大了线圈驱动电路的设计难度。

本发明并不局限于上述实施例，在本发明公开的技术方案的基础上，本领域的技术人员根据所公开的技术内容，不需要创造性的劳动就可以对其中的一些技术特征作出一些替换和变形，这些替换和变形均在本发明的保护范围内。