膠囊內窺鏡傾角傳感式磁跟蹤系統的設計*

郭旭東,翟 剛,葛 斌,嚴榮國

(上海理工大學醫療器械與食品學院,上海 200093)

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膠囊內窺鏡傾角傳感式磁跟蹤系統的設計*

郭旭東*,翟 剛,葛 斌,嚴榮國

(上海理工大學醫療器械與食品學院,上海 200093)

為了提高膠囊內窺鏡的跟蹤精度,增強實時性,提出了傾角傳感與磁場傳感相結合的無線跟蹤方法。推導了傾角傳感模塊在跟蹤系統中的角度測量原理,基于坐標旋轉和空間磁場理論,建立了傾角傳感式磁跟蹤數學模型,獲得了膠囊方位與磁場信號的數學關系式。根據傾角傳感的磁跟蹤方案,設計開發了系統樣機,包括:磁場發生裝置、傾角式無線磁傳感模塊、無線數據接收裝置、數據處理平臺。跟蹤實驗表明,角度跟蹤平均誤差為4.2°、4.5°,標準偏差為2.2°、2.4°;x分量、y分量、z分量的平均位置誤差為0.011 3 m、0.012 1 m、0.010 4 m,標準偏差為0.008 2 m、0.007 5 m、0.006 8 m。傾角傳感器的引入減少了勵磁源的個數,減小了每輪跟蹤的采樣數據量和采樣時間,簡化了非線性方程組的求解,進一步提高了跟蹤精度。

膠囊內窺鏡;無線跟蹤;磁場傳感;傾角傳感

膠囊內窺鏡[1-4]由口服進入消化道,通過其攜帶的微型攝像系統,將消化道內的圖像無線傳輸到體外。然而,醫生無法獲知膠囊內窺鏡在體內的位置,使得診查信息無法與具體部位對應。此外,在主動式膠囊內窺鏡的磁場驅動方式中,也需要獲知膠囊內窺鏡的位置和姿態角信息。

目前,針對膠囊內鏡的跟蹤,眾多科研人員進行了深入研究[5-6]。英國Lab-in-a-Pill膠囊內鏡[7]采用磁標記物法,跟蹤范圍為18 cm以內。Kim等人[8]通過在膠囊內安裝4個霍爾效應傳感器,檢測外部的磁場強度來跟蹤膠囊方位。報導的跟蹤范圍為:膠囊與磁場源的相對距離在x方向從0至50 mm,在y方向從-50 mm至+50 mm,在z方向從200 mm至300 mm,最大位置誤差15 mm。Aziz等人[9]在膠囊內放置圓柱形永磁體,通過體外的三軸磁阻傳感器[10]檢測磁場來跟蹤膠囊,在10 cm×10 cm×10 cm的跟蹤范圍內,最大的跟蹤誤差達到3 cm。上述方法在跟蹤范圍和跟蹤精度方面仍可改善。

考慮到低頻噪聲和地磁信號干擾,提出了交流勵磁檢測方案[11-12]。為了提高跟蹤精度,縮小跟蹤裝置的體積,減小每輪的采樣時間,本文研究了傾角傳感[13]與磁傳感結合的跟蹤原理,開發了系統樣機,實驗驗證了跟蹤方法的可行性。

1 傾角傳感式磁跟蹤原理

借助人體介質磁導率與真空磁導率相等的特性,在人的體表布置多個勵磁線圈分時激磁;并將圓柱形接收線圈封裝在膠囊內。根據電磁感應定律,膠囊內鏡的位置和姿態角轉換為接收線圈的感應電勢。

首先,建立參考坐標系o-xyz。將人體肚臍設為坐標原點o,平行于脊椎、指向頸部設為x軸正方向,垂直于體表、指向體內設為z軸正方向。設多個圓柱形勵磁線圈的軸向均平行于z軸,匝數為n,中徑為a,通入激勵電流I=Ip·sin(ωt+φ),其中Ip為激勵信號幅值,ω為角頻率,φ是初始相位。根據畢奧-薩伐爾定律,在接收線圈中心o′(x,y,z)處的磁感應強度為:

(1)

將上式用泰勒級數展開,并截取級數的前4項,化簡后可得:

(2)

其中,Bx,By,Bz分別為磁感應強度沿3個坐標軸的分量。

將接收線圈的中心軸設為o′z′,o′z′與z坐標軸的夾角記為α角,o′z′在xoy平面上的投影與x坐標軸的夾角記為β角,則可將接收線圈橫截面積的法向矢量s分解為x軸、y軸、z軸方向的3個分量:s=[sxsysz]=[s·sinα·cosβs·sinα·sinβs·cosα]

(3)

α角和β角即為膠囊內窺鏡在基準坐標系的姿態角。

因此,接收線圈輸出的電動勢e為:

(4)

將式(2)、式(3)代入式(4)可知:接收線圈輸出電信號與膠囊內鏡的位置和姿態角(x,y,z,α,β)相關,則需求解包含5個未知數的高次非線性方程組。由于未知量個數多,且位置坐標和角度坐標的定義域不同,導致求解時間增加和精度下降。為了快速準確求解,引入傾角傳感的磁跟蹤方案,采用加速度傳感器獲取接收線圈的傾角,通過數學變換將磁傳感模塊中心軸矢量的兩個旋轉角求出,從而通過以旋轉角為參數的坐標變換,將中心軸矢量轉換平行于基準坐標系z軸,簡化非線性方程組的求解,提高求解精度。

2 磁跟蹤系統的關鍵技術設計

2.1 磁跟蹤系統的總體方案設計

磁跟蹤系統包括磁場發生裝置、傾角式無線磁傳感模塊、無線數據接收裝置、數據處理平臺。

圖1 系統總體框圖

如圖1所示。磁場發生裝置依次對4個勵磁線圈激磁,在空間產生交變磁場。4個勵磁線圈分時激磁,根據磁跟蹤原理,可獲得目標方位與目標處磁場信號的4個函數關系式,當某1個勵磁線圈激磁對應的接收線圈輸出信號失效時,不會導致磁跟蹤失效。傾角式無線磁傳感模塊檢測所處方位的磁場信號和傳感器的傾角信號,并將其無線傳輸到體外的無線數據接收裝置。傾角式無線磁傳感模塊主要包括傾角傳感模塊、磁傳感模塊、無線數據發送模塊。無線數據接收裝置的功能包含兩方面,一方面將接收到的傳感器數據傳輸至數據處理平臺,進行方位求解;另一方面,無線數據接收裝置與傾角式無線磁傳感模塊握手通訊后,給磁場發生裝置發出信號,使其開始激磁。

2.2 磁傳感模塊的設計

磁傳感模塊包括:接收線圈、可編程放大及濾波電路、有效值拾取電路、采樣及AD轉換電路、信號控制電路。磁傳感器的輸出是交變電信號,且需要依次采集多個勵磁線圈分時激磁時的數據,需要很高的采樣率和龐大數據存儲。為了簡化數據采集和處理,在設計中采用了有效值特征量提取方法。

由于膠囊運動范圍寬,導致接收線圈接收的上限值與下限值相差3個數量級。因此,為了增強磁傳感模塊對動態信號的自適應處理能力,提高數據檢測和處理的精度,在模塊中設計了可編程放大功能。可編程放大及濾波電路的組成框圖如圖2所示,主要包括:可編程放大器、帶通濾波器、模擬開關、電平檢測電路、比較器、微控制器。

圖2 可編程放大及濾波電路框圖

圖2中,可編程放大器分為前級和后級可編程放大器。每級可編程放大的增益共設置為3檔,初始增益均由微控制器設置為第2檔。首先,微控制器將模擬開關選通至電平檢測電路,將環路中經過前級放大后的輸出信號,送入比較器中與預設值進行比較。若高于上限值,則微控制器減小可編程放大器的增益;若低于下限值,則提高增益。然后,微控制器將模擬開關選通至后級放大器,按照同樣原理進行增益的自適應調節。

2.3 傾角傳感模塊的跟蹤原理與設計

傾角傳感模塊由三軸加速度傳感器、信號調理電路組成。設三軸加速度傳感器的3個軸向輸出分別為Ax′、Ay′、Az′,安裝時,使加速度傳感器的Az′方向與接收線圈中心軸o′z′平行,建立動坐標系o′-x′y′z′,則o′x′平行于加速度傳感器的Ax′方向,o′y′平行于加速度傳感器的Ay′方向。根據加速度傳感器3個軸向的輸出,可獲得磁傳感模塊中接收線圈與基準坐標系的兩個旋轉角γ1和γ2,即o′z′軸經過以旋轉角γ1和γ2為參數的坐標旋轉后,平行于基準坐標系o-xyz的z軸。

根據歐拉角坐標旋轉,如圖3所示,動坐標系o′-x′y′z′繞z′軸旋轉角度γ1,此時o′x′與N軸重合;再繞N軸旋轉角度γ2,此時z′軸與z軸重合;最后繞z軸旋轉角度γ3,三次旋轉后o′-x′y′z′與o-xyz重合。

圖3 坐標旋轉示意圖

當接收線圈的o′z′軸經過旋轉角γ1和γ2的兩次坐標旋轉后,o′z′軸已經與z軸重合,這時接收線圈繞z軸的旋轉角度γ3的大小不會影響接收線圈的輸出,因此在磁跟蹤系統中只需要獲得旋轉角γ1和γ2即可。

三軸加速度傳感器利用重力矢量及其在傳感器3個軸上的投影來計算傾角。根據加速度傳感器的3個輸出Ax′、Ay′、Az′,以及坐標旋轉的旋轉角正方向是右手螺旋方向,重力矢量沿z軸負方向,旋轉角γ1和γ2可以通過以下式(5)和式(6)計算得到。

(5)

(6)

根據坐標旋轉矩陣,接收線圈進行歐拉角旋轉后,接收線圈的軸向平行于Z軸,旋轉矩陣為:

(7)

則接收線圈橫截面的法向矢量sz′在x軸、y軸、z軸方向的3個分量為:

(8)

因此,將傾角傳感器測量的角度γ1和γ2代入式(8),可獲得[sxsysz]的值,再將其代入式(4),則可得到接收線圈的輸出電動勢e,由此獲得的跟蹤模型只包含3個位置參數(x,y,z)。

3 跟蹤系統的實驗驗證

為了測試磁跟蹤原理的可行性和準確性,開發了跟蹤系統的原理樣機,進行了相應的實驗驗證。五自由度方位調節裝置如圖4所示。

圖4 磁跟蹤系統的實驗裝置

首先驗證跟蹤系統中傾角傳感模塊測量角度的可行性。將傾角式無線磁傳感模塊安裝在五自由度方位調節裝置的支撐桿上。通過五自由度方位調節裝置,可使傾角式無線磁傳感模塊進行坐標旋轉,其旋轉的角度可以通過調節裝置的讀數直接獲得。

在實驗中,選取100組姿態角進行測試。每一次測試,先借助五自由度方位調節裝置,將傳感模塊的方位調節至設定值,然后再通過跟蹤系統原理樣機中的信號調理電路對傾角模塊的3個輸出進行放大、去噪、A/D轉換,由微控制器采樣讀取后傳送至上位機。上位機軟件將讀取的數據代入式(5)和式(6),根據傾角公式計算角度值,即為磁跟蹤系統的跟蹤值。將設定值與跟蹤值差值的絕對值作為角度測量誤差,以此衡量磁跟蹤系統的角度精度。

由角度測試實驗可知:跟蹤系統獲取的γ1角度的平均誤差為4.2°,標準偏差為2.2°;γ2角度的平均誤差為4.5°,標準偏差為2.4°。當傾角傳感模塊處在某幾個方位角時,出現了較明顯的角度誤差,角度誤差最大為8.3°。經過分析可知:這是由于傾角傳感模塊處于某些特殊方位時,加速度傳感器的輸出信號較小,此時信噪比降低,因此引入了一定的誤差。

為了測試磁跟蹤系統對空間方位的組合跟蹤精度,預設了100組方位值進行了實驗測試,在實驗中同時改變目標物空間位置和姿態角。對于每組方位值的測試,先由五自由度方位調節裝置調節目標物的空間位置和姿態角,使其等于預設值,即為目標物空間方位的真值。然后,啟動跟蹤系統的原理樣機,初始時,無線數據接收裝置先與傾角式無線磁傳感模塊握手通訊后,給磁場發生裝置發出信號,使其依次對4個勵磁線圈輪流激磁;傾角式無線磁傳感模塊將目標物所處方位的磁場信號和加速度信號轉換為電信號,并無線發送至數據接收裝置。無線數據接收裝置將接收到的數據傳輸至數據處理平臺,采用數值尋優算法進行方位求解,此即為:目標物空間方位的跟蹤值。將位置的真值與跟蹤值之差的絕對值作為位置測量誤差,以此衡量磁跟蹤系統的位置精度。

對實驗誤差進行統計學分析,x方向、y方向、z方向最大誤差依次為0.027 m、0.029 m、0.023 m。x方向位置誤差Δx的平均值、y方向位置誤差Δy的平均值、z方向位置誤差Δz的平均值依次為:0.011 3 m、0.012 1 m、0.010 4 m。位置誤差分布的柱狀圖如圖5所示。

圖5 位置誤差分布柱狀圖

跟蹤系統的平均位置誤差和標準偏差如圖6所示。其中,x分量位置誤差的標準偏差為0.008 2 m;y分量位置誤差的標準偏差為0.007 5 m;z分量位置誤差的標準偏差為0.006 8 m。

通過實驗可知:由于未知量個數的減少,減少了磁場發生裝置中勵磁源的個數,由此縮小磁場發生裝置的體積,減小每輪跟蹤的采樣數據量和采樣時間;并且,簡化了非線性方程組的求解,縮短跟蹤算法的求解時間,進一步提高了跟蹤精度。

圖6 位置誤差線

4 結論

在膠囊內窺鏡無線跟蹤定位方法中,提出了傾角傳感與磁場傳感相結合的磁跟蹤方法,探討了跟蹤原理,并開發了系統的原理樣機,通過實驗確定了跟蹤方法的可行性和準確性,并測試了磁跟蹤系統對目標物空間位置和姿態角的跟蹤精度。

由跟蹤實驗可知:基于傾角傳感與磁場傳感相結合的磁跟蹤方法成功實現了目標的無線跟蹤。由于引入了傾角傳感器獲取目標的方位角,簡化了非線性方程組的求解,縮短跟蹤算法的求解時間,進一步提高了跟蹤精度;并且,減少了磁場發生裝置中勵磁源的個數,由此縮小磁場發生裝置的體積,減小每輪跟蹤的采樣數據量和采樣時間。由此為膠囊內窺鏡無線跟蹤精度的改善提供了可行的方法。在目前的實驗驗證中,為了電路焊接的便利,采用了雙列直插的芯片封裝形式;下一步,需將裝置進一步微型化、集成化。

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郭旭東(1980-),女,博士,副教授,碩士生導師。2004年于南京理工大學獲得碩士學位,2008年于上海交通大學獲得博士學位。主要從事醫用傳感器技術、醫用測控技術、醫用智能系統等方面的研究工作,guoxd@usst.edu.cn。

AMagneticSensingandInclinationSensingSystemforWirelesslyTrackingCapsuleEndoscopy*

GUOXudong*,ZHAIGang,GEBin,YANRongguo

(School of Medical Instrument and Food Engineering,University of Shanghai for Science and Technology,Shanghai 200093,China)

In order to further improve the tracking precision and real time performance,a novel tracking method using inclination sensing and magnetic sensing was investigated to non-invasively track a capsule endoscopy in the gastrointestinal tract.First,the principle of angle measurement employing an inclination sensor was analyzed and a rotation angle for tracking is deduced.The prototype of the tracking system was developed based on the tracking principle.The tracking experiment shows that the mean errors of the two rotation angles are 4.2° and 4.5°,respectively.The standard deviations of the two rotation angles are 2.2° and 2.4°,respectively.The mean errors of x,y and z components are 0.011 3 m,0.012 1 m,0.010 4 m,respectively.The standard deviations ofx,yandzcomponents are 0.008 2 m,0.007 5 m,0.006 8 m,respectively.Since the angle was acquired by the inclination sensor,the number of the excitation coils can be reduced.For each position and orientation of the capsule endoscopy,the amount of data and the sampling time decreases.As the unknowns decreases in the tracking nonlinear equations,the tracking precision is improved.

capsule endoscopy;wireless tracking;magnetic sensing;inclination sensing

項目來源:國家自然科學基金項目(61001164,30900320)

2014-03-03修改日期:2014-05-03

10.3969/j.issn.1004-1699.2014.06.002

TH773;TP212.13

:A

:1004-1699(2014)06-0715-05