电子释药胶囊智能给药驱动装置的仿真与设计

张娜，郭旭东，许堂成，张慧河，王晶

1.上海理工大学医疗器械与食品学院，上海200093；2.江苏爱朋医疗科技股份有限公司，江苏南通226400

前言

胃肠道定点药物释放胶囊作为治疗胃肠道疾病和研究人体药物吸收的重要手段，日渐成为国际医药领域研究的一个热点［1］。当患者吞服胶囊后，体外监测到胶囊到达病变部位，由无线遥控模块发出指令给释药胶囊，再由内部释药驱动装置根据释药参数和指令进行给药［2］。与传统的口服药物相比，释药胶囊能够直接在炎症、创面、病变处高效地进行靶向给药治疗，减小药物损耗，提高利用率［3-4］。

国内外学者对无线遥控多次释药进行了大量的研究。在国外，Yu等［5］研发的胃肠道定点释药胶囊，当胶囊运动至目标位置时，胶囊内的磁簧开关受外部磁场的影响接通，此时镍铬合金丝发热熔断尼龙线令弹簧释放推开储药仓的门将药释出，优点是携药量大、释药速度快，但不能实现药物的多次释放。Jiang等［6］研发一种基于凝胶pH触发定点释药胶囊，当胶囊进入小肠时，胶囊所在环境的pH值发生转变，触发pH反应性水凝胶的控制膨胀，推导释放药物，它的优点是在体内可以自动释放药物，缺点是体内pH值较难控制，药物释放位置的准确度不高。在国内，燕雪萍等［7］提出一种基于颜色识别的肠道出血诊疗微系统，利用颜色识别传感器阵列识别胃肠道出血位置，当胶囊到达目标区域后，点火装置启动点燃推进剂产生高能气体推动活塞释放药物，优点是释药速度快，但安全性较低，不能多次释药。崔建国等［8］提出一种基于电化学原理的药物释放胶囊，采用电化学反应作为驱动模块产生氢气，通过气体驱动活塞机构释放药物，优点是能够定时、定量释放药物，但释药速度缓慢，需半小时以上才可将药物完全释放。鲁正平等［9］研究一种电磁-永磁式遥控施药胶囊驱动装置，收到施药指令后，通电电磁线圈在磁场中受磁场力挤压储药仓，将药液从单向阀释放，优点是施药剂量、施药次数和施药平均速度可控、响应快，但对除液体状外的药物释放困难。据国内外的研究现状来看，在定点药物释放胶囊的研究领域中有一些不足之处［10-11］。

本文研究一种基于电磁线圈-永磁式驱动方式的智能释药方法，体内释药胶囊收到指令后，对释药胶囊受力分析，并结合磁场驱动力、激磁电流强度和电磁线圈行程之间的关系，计算所需的磁场驱动力，快速释药，且能实现释药次数、释药剂量和释药时间可控［12-13］。

1 系统总体构成

电子释药胶囊遥控多次释药的工作原理是：首先上位机设定释药剂量［14］、释药时间和释药次数，然后利用串口通信传给体外的射频模块［15］，通过无线通信方式把释药指令及时传给体内胶囊的射频接收端，最后释药胶囊接收到指令后，根据此时的胶囊受力分析和释药参数，并结合电磁线圈通电电流值、磁场驱动力和电磁线圈行程之间的关系，求出需要施加在电磁线圈上的实时驱动力。系统总体结构图如图1所示。通过调节电磁线圈的电流大小，使电磁线圈受到不同的驱动力挤压药剂室，同时控制线圈通电时间的长短可以实现控制释药剂量、释药时间，达到多次释药的目的。

2 胃肠道多次释药的关键技术设计

2.1 多次释药的工作原理

图1 释药胶囊多次释药的系统结构图Fig.1 Diagram of multiple drug delivery of drug release capsule

实现释药胶囊多次释药就是对释药剂量进行控制，释药剂量与电磁线圈通电时间以及所受的磁场驱动力有关［16］。为了求出电磁线圈理论上所受的驱动力，需要对释药胶囊受力分析，如图2所示。轴1的方向竖直向下，轴2的方向为胶囊中心轴线向外出药方向，它们之间的夹角θ定义为胶囊此时的姿态角［17］。磁场驱动力F沿胶囊中心轴线指向出药口，克服单向阀阻力f与之反向，由于永磁铁固定，G为电磁线圈和药剂的重力之和，则G沿胶囊中心轴线的分力为：

若设计电磁线圈的外径略小于胶囊外壳的内径，并在缝隙处填充润滑剂，则可忽略电磁线圈滑动时产生的摩擦力，保证电磁线圈的驱动力G′与单向阀的开启压力f两者之间的合力大于0，可实现胶囊的药物释放。

图2 胶囊受力分析图Fig.2 Diagram analysis of forces on capsule

设上位机设定释药剂量q（单位mL），释药时间t（单位s）和胶囊的横截半径为r（单位mm），则释药时线圈的加速度a为：

设电磁线圈的质量为m，根据胶囊的受力分析式为：

将式（1）和式（2）代入式（3），求出所需施加的磁场驱动力。

2.2 激磁电流调节模块设计

根据式（3）推出，当磁场驱动力发生变化时，加速度a会随之改变，所以保证磁场驱动力不变，则可实现电磁线圈近似匀加速运动。为了使电磁线圈在胶囊运动过程中所受的磁场驱动力不发生变化，采用实时改变线圈激磁电流的方法来实现。如果保持电磁线圈匀速运动状态，必须使电磁线圈的合力为0，那么磁场驱动力始终是定值，无法实现释药参数的改变，所以本文选择电磁线圈匀加速运动状态研究。

为了实现匀加速运动，在线圈运动过程需要实时改变线圈电流值，本研究采用微处理器STM32F407ZGT6芯片控制可编程电源芯片TPS7A7100来输出不同的电压值和输出时长，设计电路如图3所示。

图3 可编程电源芯片及外围电路Fig.3 Programmable power chips and peripheral circuits

3 给药驱动力的建模

3.1 给药驱动力实验平台设计

考虑到电磁线圈所处磁场的位置、通电电流的大小都会影响磁场驱动力F的值，搭建实验平台，改变电磁线圈的电流，测出线圈在不同位置所受到的磁场驱动力。使用HF-2型推拉力计测量电磁线圈受到的力，它是S型高精度传感器，其本质是电阻应变式压力传感器［18］，最大量程为2 N，精度可达到0.001 N，满足本文测试驱动力的要求，实验平台如图4所示。

图4 磁场驱动力测试平台Fig.4 Magnetic field driving force test platform

当电磁线圈通电之后，在磁场的作用下运动，电磁线圈带动推动杆运动，推动杆另一端推动推拉力计的探头，可以测出此时的磁场驱动力。设计胶囊结构时，考虑到各个功能模块的空间分配，储药室的长度为8 mm，综合考虑线圈的承载电流，以及温度升高带来的胃肠道安全问题［19］，选用的电磁线圈激磁电流不能大于0.4 A。

具体实验测量方法：使电磁线圈在0～8 mm内以每隔1 mm行进，通电电流在0.1～0.4 A内每隔50 mA改变，每组数据测量20次取平均值求出电磁线圈的磁场驱动力，改变电磁线圈的电流值和行程得到相应的磁场驱动力，测量共获得63组数据。

3.2 给药驱动力拟合算法原理

本文基于MATLAB中Curve Fitting工具箱将获得的63组数据中磁场驱动力F、线圈激磁电流I和线圈行程d进行曲面拟合。用Polynomial模型拟合，它的通用表达式为：

变换矩阵形式如下：

则函数又可表示为：

其中，x为激磁电流I，y为线圈行程d，F（x,y）为磁场驱动力F，pij为多项式x、y的阶次分别为i、j时的系数。

3.3 驱动力建模仿真分析与验证

3.3.1 驱动力建模仿真分析 用Polynomial模型进行曲面拟合，不同的高阶次二元多项式拟合，拟合优度的R2（R-square）、均根方误差（RMSE）不同。统计每种可能出现的高阶次二元多项式拟合曲面得到的R2、RMSE，统计R2如表1所示。通过分析得到RMSE柱状图，如图5所示。当RMSE越小，R2越接近1时，曲面拟合程度越好。

表1 R2对比Tab.1 Comparison of R-square

图5 RMSE对比Fig.5 Comparison of root means squared error

图5中i、j分别表示高阶次二元多项式中x、y的最高阶次。对比分析R2、RMSE可得当i=1、j=5时，R2取最接近1的值为0.999 9，RMSE取最小值为0.001 4，曲面拟合最优，可得拟合表达式为：

根据获得的磁场驱动力数据，输入原始坐标参数代入式（7）可得磁场驱动力、激磁电流和线圈行程的拟合曲面，如图6所示。

图6 磁场驱动力、激磁电流和线圈行程的拟合曲面Fig.6 Fitting surface of magnetic field driving force,excitation current and coil travel distance

当电流一定时，电磁线圈行程增加，磁场驱动力先变小再变大；当电磁线圈行程一定时，磁场驱动力随施加的电流增大而增大，趋势也符合理论计算。

由式（7）可得对于任意的磁场驱动力F、激磁电流I和线圈行程d，确定其中一个量，可以得到其他两个量的关系。若给定磁场驱动力F和电磁线圈行程d的值，根据矩阵Ad相乘之后得到一个i行j列的列矩阵，且每个元素都为确定的实数，得到一个关于I的一元高次方程，可以用MATLAB求出电流在某个范围内的根，公式如下：

根据式（8）可得：当磁场驱动力恒定时，激磁电流和线圈行程曲线关系图如图7所示，其中a、b、c分别是磁场驱动力为0.10、0.15、0.30 N时测出的电磁线圈激磁电流和行程之间的关系曲线。

图7 激磁电流和线圈行程曲线关系图Fig.7 Relationship between excitation current and coil travel distance

3.3.2 驱动力智能可调方案验证具体实现方法：根据上位机设定的释药参数和胶囊姿态角计算出胶囊所需的加速度和磁场驱动力；根据设计的储药室计算出药剂总剂量大概0.75 mL，本文设计的胶囊能够保证至多3次释药，每次线圈行程约2.67 mm。

上位机设定释药剂量0.25 mL，时间10 ms，此时的胶囊是水平的，即胶囊姿态角为0°，根据公式计算出磁场驱动力为0.2 N，在10 ms时间内每隔500 μs取一次电流值，根据式（2）算出线圈的实时行程，再利用MATLAB根据式（8）求出电磁线圈在此位置实现0.2 N力所需要的电流值，电磁线圈的阻值为10 Ω，由单片机STM32F407ZGT6编写程序控制电源芯片TPS7A7100输出对应的电压值［20］，实现对释药时间的控制。

通过搭建的实验平台测量比较电磁线圈的运动距离与理论设置的行程，以此间接验证胶囊实际释放的剂量与理论设置的剂量。通电前使推拉杆对着刻度0，上电后电磁线圈运动，到达设定时间后，微处理器控制电源芯片使电压输出为0，此时电磁线圈停止运动，使用位移传感器记录推动杆滑动的距离刻度，即是电磁线圈运动的行程。

根据式（8）在求出实现0.2 N驱动力所需的电流值施加相应的电压，测出电磁线圈的行程。测量10组数据，结果如表2所示。求出θ=0°时所测电磁线圈行程的平均值为2.863 mm，理论行程为2.670 mm，平均相对误差为7.2%，所测行程与理论行程的均方差为0.156 270 599。此实验表明电磁驱动力F、线圈行程d、激磁电流I的曲面拟合模型符合智能调节驱动力，电子释药胶囊对释药时间和释药剂量可控的要求。

表2 电磁线圈行程实验测量数据Tab.2 Measurements of electromagnetic coil travel distance

4 讨论和结论

为了实现胃肠道释药胶囊遥控多次释药方法，本文设计电磁线圈-双永磁体驱动装置，并仿真建立磁场驱动力、电磁线圈行程和激磁电流的Polynomial数学模型，对比多项式不同次幂拟合得到的R2、RMSE，得到最优的曲面模型。

根据优化后的数学模型，得到电磁线圈行程d与激磁电流I之间的关系图，均符合理论推导。搭建驱动原理样机，实验验证驱动力智能可调，实现多次释药。给电磁线圈两端施加变化的电压值，通过测量线圈的行程，间接比较释药剂量。经实验验证和理论对比可知，电磁驱动力F、线圈行程d、激磁电流I的曲面拟合模型符合智能调节驱动力要求。由于实验条件的限制，线圈运动过程中可能受到摩擦力的影响，以及位移传感器距离测量的误差，均会引起测量误差。

为了完成胃肠道释药胶囊遥控多次释药方法的研究，设计激磁电流调节电流，求出磁场驱动力、电磁线圈行程和电流大小的Polynomial数学模型，并对电磁线圈通电时间和电流大小智能调节进行实验验证。结果表明，电磁驱动力F、线圈行程d、激磁电流I的曲面拟合模型符合智能调节驱动力、电子释药胶囊对释药时间和释药剂量可控的要求。下一步工作优化驱动原理样机，使胶囊实际释放的剂量和设定的剂量误差进一步减小，满足临床实验的需求。