一種簡易心肌細胞搏動壓檢測單元設計*

王鈺安，李 宏，羅 杰，陳豐農

（杭州電子科技大學生命信息與儀器工程學院，杭州310018）

一種簡易心肌細胞搏動壓檢測單元設計*

王鈺安，李 宏*，羅 杰，陳豐農

（杭州電子科技大學生命信息與儀器工程學院，杭州310018）

提出并設計開發(fā)一套心肌細胞搏動壓檢測單元?；趬弘姳∧鞲衅?，設計心肌細胞搏動信號前端采集單元，并加入合理的數(shù)字濾波算法對采集到的信號進行濾波。經過CAN總線傳輸，將處理后的數(shù)據(jù)送到后端觸摸屏顯示；后端控制單元接受觸摸屏輸入信號，通過CAN總線將控制信號送到前端，從而實現(xiàn)培養(yǎng)液供給的智能控制。完成系統(tǒng)整體方案設計，前后端單元的硬件電路設計以及相應控制算法的軟件開發(fā)，經初步試驗，實現(xiàn)心肌細胞搏動參數(shù)實時檢測和顯示。該設計為心肌細胞搏動參數(shù)實時觀察以及無菌、無污染的智能化小規(guī)模培養(yǎng)提供一種有效途徑。

壓電薄膜傳感器；搏動檢測；數(shù)字濾波；工業(yè)總線；心肌細胞

心臟疾病具有很高的發(fā)病率和死亡率，嚴重威脅人類生存和生活質量。全球每年約有1 730萬人死于心臟疾病，且每年死于心臟疾病患者不斷增加［1］，心臟疾病的研究和治療一直是醫(yī)學、生物學領域的研究熱點之一。心臟移植手術存在受體年齡限制、供體短缺、術后并發(fā)癥、手術費用昂貴等問題。研究顯示：心肌細胞的生理病變對心血管疾病發(fā)生起著非常重要的作用。利用干細胞心肌細胞來進行心臟局部修復或許是一種理想可行的方法。干細胞的多向分化潛能是誘導形成心肌細胞的主要來源［2-8］。但是，在心肌細胞逐漸形成過程中，如何檢測心肌細胞的搏動頻率和搏動壓力大小，如何保證誘導的心肌細胞與病損心臟的搏動壓力與搏動頻率一致是保證心肌細胞修復心臟局部缺損的關鍵。

通過生理電信號直接檢測雖然能得到心肌細胞的搏動情況，但是傳統(tǒng)的細胞膜微電極穿刺或鉗制技術會對細胞穿刺損壞，難以實現(xiàn)長期的測量［9］；基于細胞傳感器的微電極陣列等細胞芯片技術雖然能實現(xiàn)心肌細胞電生理特性的長期檢測，但是這對細胞培養(yǎng)技術提出了很高的要求［10］；傳統(tǒng)的細胞阻抗傳感器只能檢測細胞生長，無法實現(xiàn)細胞搏動檢測，會受到環(huán)境因素的干擾［11］。通過心肌細胞物理搏動檢測的方法，可以大大減少周圍環(huán)境因素的影響，簡化操作和方案設計，降低成本。

為此，本文基于PVDF壓電薄膜傳感器，設計一種簡易的心肌細胞搏動壓檢測單元，實現(xiàn)細胞全封閉無菌培養(yǎng)，并能實時檢測心肌細胞的搏動信號（包括：搏動壓大小、頻率），顯示在觸摸屏上，完成了誘導心肌細胞的24 h無間斷的智能監(jiān)控，對干細胞誘導心肌細胞體外培養(yǎng)和臨床應用具有重要意義。

1 材料與方法

1.1 壓電薄膜傳感器簡介

壓電薄膜傳感器是一種新型的高分子壓電換能材料，當受到拉伸或彎曲時，薄膜上下電極表面間就會以電壓或電荷的形式產生電信號。壓電薄膜對動態(tài)應力非常敏感（28 μm厚的壓電薄膜具有10 mV～15 mV/微應變的靈敏度），且壓電電壓常數(shù)為壓電陶瓷的20多倍，非常適合應用于人體皮膚表面或植入人體內部的生命信號監(jiān)測。壓電薄膜靈敏度高、質量輕、質地柔軟，可加工性好、頻帶寬、耐疲勞性高、具有良好的熱穩(wěn)定性，且可以無源工作，已被廣泛應用于醫(yī)用傳感器［12-15］。

根據(jù)壓電薄膜傳感器在檢測細微信號變化時的優(yōu)越傳感性能，本文在設計時選用了如圖1所示的美國MEAS傳感器公司制造的PVDF壓電薄膜傳感器，該款器件不僅價格便宜，且性能突出，完全符合設計的需求。其主要參數(shù)如表1所示。

圖1 PVDF壓電薄膜傳感器

表1 PVDF傳感器主要參數(shù)

根據(jù)器件說明書［16］可知LDT0-028K是十分靈敏的壓電薄膜傳感器組件，它是由帶有銀漆絲網印刷電極的28 μm厚的PVDF高分子聚合物薄膜所組成，并經0.125 mm的聚酯基材三級層壓而成，并且配有兩個柔性接觸點［17］。由于PVDF壓電薄膜屬于高分子聚合物，其上限溫度值為85℃（居里點），一旦超過該溫度值，就可能導致器件的內部結構損壞，影響其壓電特性，所以常規(guī)的電烙鐵焊接并不適合壓電薄膜的觸點連接。本設計選用了具有良好導電特性的導電銀漆凝膠來連接傳感器和后續(xù)處理電路。值得注意的是，黏合處比較脆，應該防止外力撞擊。

1.2 心肌細胞搏動壓測量方法分析

當壓電晶體材料在沿著一定方向上受到外力的作用后，其物理結構會發(fā)生極化，導致材料表面上出現(xiàn)符號相反，大小相等的電荷；當撤去外力后，材料又會發(fā)生復極化，表面上的電荷隨之消失，變成不帶電的狀態(tài)。如果作用力方向與之前施加的力的方向相反，那么電荷的正負極也相反。因這種作用力產生的電荷量大小與外力的大小正好成正比關系［18］，即式（1）所示：

式中，Q為電荷量，d為介電常數(shù)，F(xiàn)為作用力的大小。

根據(jù)上述壓電特性理論，在圖2中，當壓電傳感器的Z軸方向受到應力σz的作用而產生形變。由于其內部分子結構間距離發(fā)生變化，破壞了正負電子之間的平衡，從而在傳感器內部發(fā)生了極化。在受外力作用下的壓電傳感器會在與Z軸方向垂直的平面上產生單位面積的正負電荷，即如式（2）所示：

式中：d為壓電薄膜的壓電系數(shù)；Q為傳感器表面的電荷量；A為傳感器表面積；可得在作用力Fz作用下，在壓電薄膜表面產生的電荷總量為式（3）：

由式（3）可見壓電薄膜傳感器表面所受作用力與電荷量成良好的線性關系。如果假設心肌細胞搏動力為0.5 N左右時，而選用的壓電薄膜的壓電系數(shù)為33 nC/N［16-17］，就可以計算出壓電薄膜表面產生的電荷量。

通過式（4）的計算可知，由搏動應力引起的電荷量為16.5 pC。

圖2 壓電薄膜的壓電效應

1.3 總體方案設計

為了進一步提高系統(tǒng)的靈活性和檢測的精度，本文采取前后端的設計方案，系統(tǒng)框圖如圖3所示。

圖3 系統(tǒng)框圖

由上圖可見，前端系統(tǒng)負責傳感器模擬信號的采集和處理，培養(yǎng)液微泵控制（基于德州儀器生產的DRV8824電機驅動芯片設計相應的控制電路），后端系統(tǒng)主要負責人機交互（包括前端系統(tǒng)上傳數(shù)據(jù)的觸摸屏實時顯示和向前端微泵發(fā)送控制指令）。前后端系統(tǒng)均采用工業(yè)級STM32F103系列芯片作為微控制器［19-20］，它不僅在實時性、功耗控制、外設以及集成整合方面都顯得非常不錯，而且易于開發(fā)，可使產品快速進入市場?？紤]到微控制器集成了CAN總線接口，前后端系統(tǒng)通過常用的工業(yè)級總線CAN總線進行實時通信，提高抗干擾能力，以確保數(shù)據(jù)的準確性。電源模塊負責整個系統(tǒng)所需電平的轉換。另外，微控制內部集成的FSMC（靜態(tài)存儲控制器）技術實現(xiàn)了觸摸屏更加高效、靈活、方便的控制。

2 系統(tǒng)硬件實現(xiàn)

2.1 前端信號調理模塊實現(xiàn)

前端放大器電路的主要作用就是阻抗變換（將傳感器的高輸出阻抗轉化為低輸出阻抗），其次就是將傳感器輸出的信號進行放大，交給后端進行采集。前端放大電路一般有兩種形式：由電阻構成反饋的電壓放大器，得到的輸出電壓與輸入電壓成正比；利用電容構成反饋的電荷放大器，其輸出電壓與傳感器的電荷成正比。需要指出的是電荷放大器比電壓放大器價格更高、電路也較復雜，導致調整比較困難，但其系統(tǒng)輸出和靈敏度大小不太受電纜分布電容的影響；而電壓放大器的系統(tǒng)輸出會隨著電纜分布電容及傳感器自身電容的變化而變化，如果重新更換電纜則需要帶來重新標定的麻煩。從實際工程應用和集成技術發(fā)現(xiàn)來看，選擇電荷放大器電路作為壓電傳感器的前級放大比較合適［21］。同時，本設計選用的PVDF壓電薄膜傳感器輸出的信號量形式正好是電荷量。

2.1.1 電荷放大器的理論設計

圖4顯示了一個比較典型的電荷放大器電路［22］，電路中增加了一個反饋電阻RFB，這樣設計是十分必要的。首先，在直流條件下，反饋電容兩端相當于斷路，對傳感器連接線的噪聲會非常敏感，而反饋電阻則會產生一個直流反饋來抵消噪聲的影響；在低頻信號情況下，反饋電容支路相當于開路，反饋電阻支路成為了主要的反饋電路，這樣對低頻信號能產生一個有效的響應。而在高頻信號情況下，反饋電容支路變?yōu)樽杩馆^小的短路狀態(tài)，這有效的消除了電阻反饋通路的影響。但同時也會將電路變成一個高通濾波器的響應，其極頻如式（5）所示：

為了降低Cf來增加輸出電壓增益的同時，往往需要增加Rf的值來保持電路的低極頻，但增加電阻的大小又會影響電路的噪聲，并且電阻越高，在實際應用中越難獲得。

圖4 電荷放大器電路圖

2.1.2 實際電荷放大電路設計

考慮到偏置電流擺動經反饋電阻引起偏置電壓的浮動，從而影響電路精度。本設計選用具有極低的輸入偏置電流的軌至軌CMOS放大器OPA320作為電荷放大電路的核心器件，其偏置電流僅為0.2 pA～0.9 pA，具有114 dB的高共模抑制比。

由于一般的電荷放大器采用單端輸入信號放大，在應用中很容易受到60 Hz的共模信號干擾（共模干擾信號被一同放大），而導致輸出信號的嚴重失真。所以，本文設計了差分輸入的電荷放大器電路結構，進行信號的前級處理。

由圖5所示，傳感器的上表面會產生正極電荷Q，下表面產生負極電荷-Q，因此產生的電荷分別在Cf+和Cf-上聚集，產生差分電壓。于是，實際電荷放大輸出為單端輸入的兩倍，而噪聲也僅僅以平方根函數(shù)遞增，大幅度削弱了噪聲源。按照本文設計的電荷放大電路，我們可以簡單計算出電荷放大器信號的極頻為式（6）：

圖5 實際電荷放大電路

結合PVDF壓電薄膜傳感器輸出理論分析，以及電路設計中反饋電容的容值大小，我們可估算出此時的電壓輸出為式（7）所示：

此外，結合OPA320的數(shù)據(jù)手冊以及電路設計需求，本文采用±1.6 V的雙電源供電，也就意味著電荷放大器輸出的電壓值范圍為電源軌-1.6 V～+1.6 V，當PVDF壓電薄膜傳感器沒有信號輸出的時候，電壓值為0 V。當有電荷輸出的時候，輸出電壓為Vo=2Q/Cf。

2.1.3 二級放大電路設計

壓電薄膜傳感器輸出的電荷信號經OPA320構成的電荷放大電路處理后轉化為電壓信號輸出，且進行了放大，其電壓輸出范圍限制在±1.6 V之間，所以二級放大電路在滿足設計要求的前提下，可稍微簡化下電路，又因為本文采用了ARM微控制器，其AD采集的電壓范圍了0～3.3 V，所以，最后本文采用以微功耗、精密、零漂移的CMOS運算放大器OPA333為核心的加法放大電路，設計放大增益為1，并將-1.6 V～+1.6 V抬升至0～3.2 V，正好符合后續(xù)AD采樣的要求。

圖6為實際的同相加法放大電路，其中運放的同相輸入端接前級的電荷放大器電路輸出，最后信號從運放的6號腳輸出端輸出到微控制器的AD接口。由于R4，R5，R6，R7的阻值相等，根據(jù)虛短虛斷原則，最后信號輸出為Uo=1.6+U電荷放大輸出。

圖6 同相加法放大電路

2.2 前端電源管理模塊實現(xiàn)

由于前端系統(tǒng)的信號處理模塊使用的3.3 V、1.6 V、-1.6 V雙電源供電，微控制器采用3.3 V供電，微泵電機驅動芯片選用12 V供電，CAN收發(fā)器需要5 V的工作電壓，所以電源管理模塊比較復雜，且電源模塊的好壞直接影響到運放的性能和AD采樣精度。由于市面上沒有超大電流的±12 V開關電源，該模塊設計考慮先采用12 V的開關電源作為輸入，然后采用常用的三端線性穩(wěn)壓器件LM7805得到5 V電壓（前級電源輸入端全部使用線性穩(wěn)壓器來保持系統(tǒng)的穩(wěn)定），接著采用價格便宜、電路設計簡單的穩(wěn)壓芯片AMS1117，輸出3.3 V?？紤]到系統(tǒng)中需要負電壓供電，本設計選用了LM2663反向電荷泵芯片來產生負壓-5 V，最后還采用了超低噪聲TPS7A系列線性穩(wěn)壓芯片來實現(xiàn)±1.6 V電壓。

圖7 基于LM2663的反向電荷泵電路

如圖8和圖9，基于TPS7A系列的正負電源超低噪聲穩(wěn)壓電源電路通過外部可調電阻R24（R20）、R18（R21）來產生±1.6 V運放工作電源，其輸出電壓和阻值之間存在Vout=±1.184(R1+R2)R2=±1.6V的關系，輸出電流為100 mA。

圖8 基于TPS7A4901的線性可調穩(wěn)壓電路

圖9 基于TPS7A3001的線性可調穩(wěn)壓電路

3 系統(tǒng)軟件實現(xiàn)

3.1 前端系統(tǒng)程序流程設計

如圖10所示，一旦前端系統(tǒng)上電啟動，就會主動向后端設備進行握手請求，后端設備響應請求握手成功后會給前端發(fā)送一個自枚舉的ID號，前端收到ID號就即刻開始后續(xù)工作，即采集信號處理電路輸出的模擬信號，并進行軟件上的數(shù)字信號處理，以進一步濾除雜波的干擾，提高數(shù)據(jù)的真實性。最后，將較為精確的模擬電壓值送入系統(tǒng)的緩存池內，當系統(tǒng)檢測到發(fā)送緩存池內有數(shù)據(jù)，就會立即向后端系統(tǒng)發(fā)送采集到的數(shù)據(jù)；而當前端的接收緩存池內有數(shù)據(jù)，說明后端向前端發(fā)來了微泵控制命令，則進行相應的液泵控制。

3.2 后端系統(tǒng)程序流程設計

后端控制程序無論在有無前端采集設備接入的情況下均能正常運行。設備上電后，后端系統(tǒng)首先構建相應的數(shù)據(jù)結構（如數(shù)據(jù)隊列、結構體）并初始化，然后構建GUI交互界面，并實時監(jiān)聽前端的握手請求。GUI交互界面上有用于設置的按鈕控件和實時曲線顯示的窗口控件，操作人員只需點擊界面上相應按鈕，就能進入相應的培養(yǎng)單元的前端界面，此時數(shù)據(jù)顯示界面會詳細的羅列出該設備的實時采樣數(shù)據(jù)，比如心肌細胞搏動壓曲線、搏動壓幅值、搏動壓周期、閥門控制信息等。操作人員也可以對微泵的各參數(shù)進行設置。后端系統(tǒng)流程圖如圖11所示。

圖10 前端系統(tǒng)程序流程圖

圖11 后端系統(tǒng)程序流程圖

3.3 數(shù)字濾波算法設計

通過PVDF壓電薄膜傳感器所獲取的心肌細胞搏動電荷信號，經過前級信號調理電路將電荷量轉化為電壓信號，再經過同相加法運算器對電壓進行偏置，最終產生0～3.2 V的電壓信號送至ARM微控制器。但是圖12波形圖顯示了傳感器無輸出的情況下，運算放大器輸出存在典型的高斯白噪聲電壓信號，所以需要設計一定的數(shù)字濾波器對噪聲進行濾除。

圖12 放大器靜態(tài)輸出波形圖

本文設計了如圖13所示的兩級濾波算法。

圖13 兩級濾波算法流程圖

線性平滑濾波器對于消除系統(tǒng)噪聲具有十分優(yōu)越的性能。均值濾波器不像中值濾波器那樣刪除信號中的細節(jié)信息，而是在消除噪聲的同時將真實信號中的細節(jié)和邊緣進行平滑處理，其輸出方差僅是隨著系統(tǒng)信號出錯概率的上升呈線性增長，比較適合高斯白噪聲的前期濾波處理，可將其作為一級濾波器［23］。雖然一級濾波器能很好的去除部分系統(tǒng)噪聲，但是信號中難免存在雜余噪聲（諸如諧波噪聲）。所以，本文增加了常用的時變線性系統(tǒng)的遞歸濾波器——卡爾曼濾波器作為二級濾波器來進一步提高數(shù)據(jù)的準確度。該濾波器可通過過去各種噪聲中的數(shù)據(jù)，來預測現(xiàn)在系統(tǒng)的實時狀態(tài)，從而實現(xiàn)現(xiàn)場數(shù)據(jù)的自我更新，對于動態(tài)變化信號具有最優(yōu)預估能力［24-25］。結合兩級數(shù)字濾波器，在實驗中能準確的測得振動信號。

4 結果

4.1 硬件系統(tǒng)實物

從圖14中左側后端控制系統(tǒng)的白色接口可看出，圖中右側的前端信號采集系統(tǒng)系統(tǒng)及PVDF壓電薄膜傳感器，微泵電機等組件只負責其中的一個培養(yǎng)單元，后端控制系統(tǒng)可掛接多個培養(yǎng)單元，從而提高了系統(tǒng)的實用性。

圖14 心肌細胞搏動壓檢測單元硬件電路實物圖

4.2 初步試驗

為了初步驗證裝置的合理性，本文進行了簡單的驗證試驗，即對完成組裝和調試的裝置輸入搏動壓標準信號，在后端控制系統(tǒng)的觸摸屏界面上顯示了實時的振動信號，如圖15中箭頭所示的信號為檢測出的振動信號。在實驗條件準許的情況下，將進一步驗證裝置的實用性和合理性。

圖15 實驗結果圖（箭頭為振動信號）

5 結束語

本文利用壓電薄膜傳感器和CAN工業(yè)總線，提出并開發(fā)一套簡易的心肌細胞搏動壓檢測方法與單元，專門針對離體心肌細胞搏動參數(shù)實時檢測和觸摸屏實時顯示進行設計，提高了裝置的針對性。通過合理的系統(tǒng)軟硬件分析和設計，提高傳感器采集信號的精確度，保證前后端系統(tǒng)間數(shù)據(jù)和控制指令的可靠傳遞，簡化操作和方案設計，降低成本，希望能為心肌細胞搏動參數(shù)實時觀察以及無菌、無污染的智能化小規(guī)模培養(yǎng)提供一種有效途徑。

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王鈺安（1992-），男，浙江金華人，碩士研究生?，F(xiàn)于杭州電子科技大學儀器科學與技術專業(yè)攻讀碩士學位，主要研究方向為嵌入式系統(tǒng)與生物反應器，1428161076@qq.com；

李 宏（1966-），男，教授（高級工程師），碩士生導師。主要研究方向為組織工程與生物反應器，生物力學與醫(yī)學儀器，lihong@hdu.edu.cn。

A Simple Design for Pulse Pressure Detection Unit of Cardiomyocytes*

WANG Yuan，LI Hong*，LUO Jie，CHEN Fengnong
（College of Life Information Science＆Instrument Engineering，Hangzhou Dianzi University，Hangzhou 310018，China）

Propose and develop a simple pulse pressure detection unit of cardiomyocytes.Design the front acquisi?tion unit of cardiomyocytes thump signal based on the piezoelectric film sensor，which adds a suitable digital filter algorithm for filtering the collected signals.Through the CAN bus，the data after treatment will be sent to back-end touch screen to display；The back-end control unit can accept input signal of touch screen and send the correspond?ing control signal to front-end via the CAN bus，which is used to achieve intelligent control of supply for culture me?dium.Finish the overall system design，hardware circuit design of front and back-end unit，software development of relevant control algorithm.Then the design accomplished real-time pulse parameter detection and display of cardio?myocytes through preliminary test.This design provides an effective method of real-time observation of cardiomyo?cytes pulse parameter and sterile，non-pollution，small-scale intelligent cultivation.

piezoelectric film sensor；pulse detection；digital filter；industrial bus；cardiomyocytes

TP393

A

1004-1699（2016）11-1648-07

EEACC：7230 10.3969/j.issn.1004-1699.2016.11.004

項目來源：上海市自然科學基金項目（09ZR1432700）

2016-05-11 修改日期：2016-06-29