膠囊內鏡微型低功耗無線視頻發射電路的設計研究

胡廣華，劉建青，黃 平

（華南理工大學 機械與汽車工程學院，廣州 510641）

0 引言

膠囊式內鏡是一種用以取代傳統消化道內窺鏡的新型生物體內微診療裝置。它將內窺鏡系統封裝成膠囊的形狀。患者吞服后，可從體外控制膠囊內鏡對患者消化道內的病灶區域進行圖像采樣，再經由系統內部的視頻發射模塊將采集到的視頻圖像實時傳輸至體外接收裝置，供醫生作為診斷和治療的依據。膠囊內鏡除了可對傳統消化道內鏡無法抵達的小腸區域進行觀測外，還具有無創傷、無痛苦、無交叉感染等一系列優越性，因而自1999年以色列Given Imaging公司推出M2A型實用化產品以來，引起了國內外相關研究者廣泛的興趣[1～8]。

圖1 膠囊內鏡結構

圖1是華南理工大學自行研制的膠囊內鏡結構示意圖[5]，包括電源模塊、圖像采集模塊、視頻發射模塊和控制模塊等組成部分。電源模塊由多個微型紐扣電池組合而成，為圖像采集模塊和視頻發射模塊供能。圖像采集模塊包括光學系統、圖像傳感器及其外圍電路，其輸出的視頻信號送至發射模塊輸出。受膠囊體積和電池容量的限制，微型化、低功耗是系統各模塊設計的兩個基本原則。其中，圖像采集模塊和視頻發射模塊是系統能量消耗的主體，因此，降低此二模塊的能耗十分關鍵。

1 通信方式的選擇

視頻無線發射電路的功能在于將系統所采集得到的視頻圖像信號實時傳輸至體外接收裝置。設計視頻發射電路，首要工作在于確定系統的通信方式（模擬式/數字式）。通常，模擬通信系統用來傳輸模擬信號，而數字通信系統用于傳輸數字信號。因此，如何選取系統的通信方式取決于圖像采集模塊的輸出信號類型。

目前，用于圖像采集模塊的CMOS圖像傳感器有模擬式和數字式兩種。其中，數字式圖像傳感器輸出的是數字信號，其信號傳輸需搭配數字通信系統。設每幀圖像包含的像素數為352×288（最低分辨率），則每幀圖像數據大小為352×288×8/1024=792kb。以占據無線數據傳輸市場主導地位的nRF2401為例，其所能提供的數據傳輸速率為1Mbps[7]，則每秒可傳輸220/(352×288×8) =1.3幀，該值遠遠小于人眼所能接受的最小幀率——15幀/秒。再考慮到傳輸時通信協議的開銷，所得的實際有效圖像傳輸帶寬將會更低?？梢姡捎跀底忠曨l圖像信號的數據傳輸量太大，要在有限的膠囊工作艙內采用簡單電路實現視頻圖像的無線實時傳輸具有相當的難度。

模擬圖像傳感器另外集成了圖像編碼器，輸出的是PAL/NTSC制式模擬信號，可用相應的模擬通信系統直接傳輸。與數字通信系統相比，傳輸模擬信號不受波特率和比特率的限制，而且，其電路的構成更為簡單，有利于采用較少的元件進行電路的搭建，以達到微型化和低功耗的設計目標?；谏鲜隹紤]，本文所設計的視頻發射電路采用模擬通信方式。

2 發射電路設計

2.1 電路構成

根據無線電通信理論，為了完成視頻信號的無線傳輸，必須將膠囊內模擬圖像傳感器輸出的視頻信號與發射電路內部產生的高頻載波進行調制，所得到的調制后的信號再經緩沖放大后送至天線，轉變為電磁波后即可向外部空間發射。模擬通信系統的調制方法主要包括調幅（AM）、調頻（FM）和調相（PM）等[9]?？紤]到調頻電視信號不能用普通電視機直接接收，而調幅方式在整個電視技術領域用得比較普遍；因此，為了便于采用日常電視通信器材進行實驗系統的調試并降低開發接收設備的復雜度和工作量，本研究采用了調幅調制的方式。

所設計的電路構成如圖2所示。其工作原理為：電阻R1、R2對電源分壓，為晶體管Q1提供直流偏置。電感L1與電容C1～C3構成高頻振蕩環節，其產生的高頻信號輸出在Q1的發射極。由于基極電位僅比發射極高出一個結電壓，因此基極上電壓的波形與發射極一致，此即為高頻載波信號。低頻調制信號（即視頻信號）經電容C5耦合進入Q1的集電極，由于電阻R4的存在，該信號不會通過電源直接耦合至地，而是與電源提供的直流電壓相疊加。L2與C4構成選頻網絡，調節其參數可諧振于載波頻率。在過壓狀態下，集電極電流的基波分量隨集電極電源電壓成正比變化。因此，集電極回路輸出的高頻電壓振幅將隨調制信號的波形而變化，于是得到調幅波輸出。

圖2 微型視頻無線發射電路原理圖

上述電路具有如下特點：1）元件數量少，整個電路僅需十余個元件。若采用表面貼裝形式，將非常有利于實現相應PCB的微型化。2）振蕩電路與調制電路共用一個晶體管Q1，進一步減小了電路的規模，降低了電路的復雜度。3）由于電感元件尺寸較大，設計上有意減少了它們的使用。這反映在：一是控制了電感元件的數量，僅保留了L1、L2兩個低值電感，有效地縮小了元件的占用體積；二是在耦合調制信號的時候，用電阻R4代替尺寸龐大的變壓器。上述措施符合了微型化原則，是提高膠囊內鏡實用性的有力舉措。

2.2 電路參數計算

該電路的設計依據分析如下：

1）偏置電路設計

電阻R1、R2對VCC分壓形成晶體管Q1的基極電位。R3是發射極電阻，為了吸收基極-發射極間電壓VBE隨溫度的變化，而使工作點（集電極電流）穩定，R3的直流壓降必須在1V以上。另外，集電極電流決定了系統的功耗，也決定了系統的發射功率。取R3的壓降為2V，IC=2mA（設IC=IE），則

為了使不失真輸出電壓最大化，集電極電位VC最好應設定在VCC與VE的中點。另外考慮到要盡量降低晶體管的集電極損耗PC（在集電極-發射極間發生的功率損耗，它變成熱量散發），取VC=3V，則

R1、R2的取值要滿足2個條件：1）R1、R2分壓后，基極電位為VE+0.6=2.6V，2）從電源流過R1、R2的電流應該遠遠大于基極電流。假設hFE=100，則基極電流IB=0.02mA，因此可以取流過R1、R2的電流為0.2mA。綜合上述條件，算出R1=12k?，R2=13k?。

2）振蕩電路設計

f0的選擇范圍很廣，但應盡量避開電視頻道，以減小混入的雜波。另外，內窺鏡膠囊屬于短距離、微功率無線電波發射設備，按照國際電信聯盟的規定, 可以使用ISM(industry、science and medical ) 頻段，也可以使用MICS (medical implant communication service) 頻段[8]。使用ISM頻段的任何頻率無需許可證，只需要低于所規定的發射功率即可。本文使用位于ISM頻段433MHz頻率的載波。取L1=40nH，C1=33pF，C2=10pF，C3=6pF，由式(3)計算可得f0=433MHz。

3）調制電路設計

視頻信號通過電容C5耦合進入集電極，加在R4與交流地之間。由于NTSC制式視頻信號頻率范圍約為0～4MHz，為了能通過低頻信號，C5應足夠大，此處取C5=10μF。L2與C4組成LC諧振電路，諧振頻率為載波頻率f0。取L2=L1=40nH，則根據式(3)，C4=C0=3.3pF。LC電路兩端即為調制后的射頻信號。為了簡化設計，發射天線通過C6直接耦合至集電極。

4）功耗分析

電路的直流功耗為電源電壓與Q1集電極電流的乘積：

該值在保證一定發射距離的條件下維持在比較低的水平，有利于延長電池的供電時間。

3 系統仿真與實驗

3.1 Multisim仿真

Multisim是加拿大圖像交互技術公司（Interactive Image Technologies簡稱IIT公司)推出的以Windows為基礎的電路仿真工具，適用于板級的模擬/數字電路板的設計工作[10,11]。它包含了電路原理圖的圖形輸入、電路硬件描述語言輸入方式，具有豐富的仿真分析能力。為了對本文所設計的電路進行仿真分析，在Multisim 10的編輯環境中按圖2繪制好發射電路，注意選擇特征頻率適當的晶體管。為了模擬視頻信號，用系統自帶的虛擬函數信號發生器產生一個適當幅值且頻率為3.5MHz的正弦波信號。虛擬雙蹤示波器通道A的探針接集電極（LC電路下端），相應的測量參考點接LC電路上端。為便于與調制信號相比較，同時將通道B的探針接信號發生器。仿真輸出的波形如圖3所示。

圖3 虛擬示波器輸出波形

可以看出，電路產生了正確的調幅波形，其包絡線與調制信號具有相同的形狀，這說明本文所給出的發射電路在原理上是完全可行的。

仿真過程也發現，當加大調制信號幅度時，輸出調幅波的調幅度也隨之增加。實際應用中可利用電位器對輸入的視頻信號進行調節，以免出現過量調幅失真。

3.2 物理實驗

如圖4(c)所示，膠囊內鏡的外艙被設計成圓柱形藥丸狀。為便于封裝，膠囊內各個模塊的截面形狀也被安排為圓形，且不能超出外艙的橫截面大小。本文實際制作的視頻發射電路PCB被加工成Φ12mm的圓形，雙面板布線。圖4(a)是用來對實際電路進行測試的實驗系統連接。系統采用紐扣電池供電。當外部永磁體靠近干簧管開關時，電路導通，調諧接收機可接收到清晰的視頻圖像，如圖4(b)所示?？梢?，本文所設計的電路可以進行正常的視頻信號發射。

圖4 物理實驗與結果

4 結語

本文介紹了一種面向膠囊內鏡應用的單管調制微型視頻無線發射電路的設計與實現。物理實驗與計算機仿真均表明該電路是切實可行的。所設計的發射電路具有元件少、體積小、功耗低等特點，符合了膠囊內鏡應用中的微型化、低功耗設計要求。事實上，按照所介紹的設計步驟，通過調整元件參數，可以方便地調整整機功耗。

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