仿生角加速度傳感器設(shè)計(jì)及傳感特性研究

王 智,陸施恩,李文康,邊義祥，姜亞妮

(揚(yáng)州大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院,江蘇 揚(yáng)州 225127)

0 引言

內(nèi)耳(又稱迷路)由骨迷路和膜迷路構(gòu)成，位于顳骨巖部，其結(jié)構(gòu)復(fù)雜，其中內(nèi)耳膜迷路的膜半規(guī)管是人體感知角位移運(yùn)動(dòng)的重要器官。膜半規(guī)管包括前膜半規(guī)管、外膜半規(guī)管和后膜半規(guī)管，3個(gè)半規(guī)管直接與橢圓囊相連，相互接近垂直。各自的膨大稱為壺腹，其內(nèi)壁的隆起稱為壺腹嵴。壺腹帽蓋在壺腹嵴上，它是由支持細(xì)胞分泌的糖蛋白所組成的膠狀物[1]。當(dāng)膜半規(guī)管隨人體進(jìn)行旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)時(shí)，內(nèi)淋巴由于慣性作用會(huì)進(jìn)行相對(duì)半規(guī)管的流動(dòng)，促使壺腹帽變形，經(jīng)壺腹嵴中纖毛感知細(xì)胞轉(zhuǎn)換為神經(jīng)信號(hào)，引起人體對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的感知[2]。

近年來對(duì)人體前庭系統(tǒng)傳感器的研究方案主要分為兩種：

1) 利用現(xiàn)有的傳感技術(shù)和信號(hào)處理技術(shù)，設(shè)計(jì)制備出與人耳壺腹嵴感知功能類似的模型，從功能的角度對(duì)人體半規(guī)管進(jìn)行探究[3-5]。

2) 通過模仿人耳半規(guī)管的生理結(jié)構(gòu)，從內(nèi)外部結(jié)構(gòu)入手，制備出與人體器官外觀相似、功能相近的仿生壺腹嵴，并對(duì)其進(jìn)行實(shí)驗(yàn)探究[6-7]。

基于對(duì)半規(guī)管內(nèi)部結(jié)構(gòu)和工作機(jī)理的仿生設(shè)計(jì)，提出了一種角加速度傳感器的制備方法。人體半規(guī)管系統(tǒng)中最關(guān)鍵的感受器是壺腹嵴膠頂中的感知纖毛細(xì)胞。由于壺腹嵴膠頂尺寸較小，且膠頂在運(yùn)動(dòng)變形過程中對(duì)傳感器柔性存在一定要求，故選用表面對(duì)稱電極含金屬芯聚偏二氟乙烯(PVDF)纖維(SMPF)代替纖毛細(xì)胞作為仿生半規(guī)管中的感覺器官。

在傳感器系統(tǒng)中，仿生膜半規(guī)管管壁及內(nèi)淋巴部分保持其機(jī)械屬性與人體一致，SMPF纖維輸出電荷可以反應(yīng)壺腹嵴膠頂結(jié)構(gòu)的受力變形結(jié)果。該角加速度傳感器在幾何尺寸、內(nèi)部結(jié)構(gòu)和工作原理上與人體半規(guī)管基本一致，頻率響應(yīng)特性與人體接近，因此適用于人體運(yùn)動(dòng)感知，同時(shí)基于傳感器結(jié)構(gòu)參數(shù)，可進(jìn)一步應(yīng)用于前庭系統(tǒng)相關(guān)病理學(xué)說[8]的研究及治療手段[9-10]的開發(fā)。

1 仿生角加速度傳感器的設(shè)計(jì)制備

1.1 含SMPF纖維傳感器制備

人耳壺腹嵴纖毛感知細(xì)胞在感知壺腹嵴膠頂變形時(shí)，向神經(jīng)傳入纖維輸出電信號(hào)，基于其結(jié)構(gòu)特點(diǎn)和工作機(jī)理，選用SMPF纖維傳感器[11]作為角加速度傳感器信號(hào)發(fā)生器官，如圖1(a)所示。該仿生纖毛傳感器主要由金屬芯、PVDF和表面對(duì)稱電極構(gòu)成。其制備過程如下：

1) 采用熔融紡絲法，將PVDF融化后均勻包裹在直徑為?0.08 mm的金屬絲表面，冷卻后得到含金屬芯的PVDF纖維。

2) 在PVDF層兩側(cè)涂鍍導(dǎo)電銀漆，作為對(duì)稱電極。

3) 通過極化處理增強(qiáng)了對(duì)稱電極區(qū)域的壓電性能，最后通過金屬絲引出SMPF的兩個(gè)對(duì)稱電極，獲得SMPF纖維傳感器。

圖1 SMPF纖維傳感器結(jié)構(gòu)及傳感器仿生壺腹嵴結(jié)構(gòu)

模仿人體壺腹嵴膠頂結(jié)構(gòu)，用彈性硅膠薄膜代替人體壺腹嵴膠頂，3D打印的剛性外殼作為傳感器膜半規(guī)管部分外殼。與人體感知纖毛細(xì)胞一致，SMPF纖維傳感器底部固定在剛性外殼中，并引出金屬絲輸出電信號(hào)；纖維主體部分被絕緣橡膠包裹，保證纖維傳感器與仿生半規(guī)管內(nèi)淋巴(水)隔離，同時(shí)壺腹嵴薄膜的變形能促進(jìn)纖維變形，以便產(chǎn)生電信號(hào)。

1.2 仿生半規(guī)管系統(tǒng)的設(shè)計(jì)制備

雖然內(nèi)耳解剖復(fù)雜，顯示困難，但通過影像學(xué)的重建技術(shù)，可清晰顯示內(nèi)耳的結(jié)構(gòu)、形態(tài)、空間方向，重建其三維模型[12-13]，且伴隨3D打印技術(shù)與材料的發(fā)展，對(duì)膜半規(guī)管內(nèi)部復(fù)雜內(nèi)腔的一體化制備變得可行。人體半規(guī)管的各項(xiàng)物理尺寸如表1所示。

表1 仿生半規(guī)管模型尺寸

傳感器內(nèi)壁采取了與人體生理結(jié)構(gòu)近似1∶1的比例關(guān)系，以及更貼近生理結(jié)構(gòu)的制備方法。其具體制備過程主要分為兩部分：

1) 制備膜半規(guī)管細(xì)管部分。已知人體膜半規(guī)管的內(nèi)徑為?0.3 mm，長度約為22 mm。由于半規(guī)管孔徑尺寸過小，選取直徑為?0.3 mm的金屬絲作為型芯，使用E610型硅橡膠等比例混合后，填充至模具中固定。待硅橡膠凝固后，抽出金屬絲，將硅橡膠從模具中挑出，得到內(nèi)徑?0.3 mm的硅橡膠軟管，如圖2(a)所示。

2) 根據(jù)膜半規(guī)管壺腹部分的生理結(jié)構(gòu)，設(shè)計(jì)制備傳感器壺腹部分殼體。由于每個(gè)半規(guī)管都與橢圓囊相連，所以將橢圓囊列入此次制作的人工一維壺腹結(jié)構(gòu)中，與人耳生理結(jié)構(gòu)更相似。由于人體膜壺腹幾乎充滿骨壺腹的全部空間，導(dǎo)致膜壺腹的彈性有限，因此，該人工一維壺腹嵴的壺腹部分仍采用剛性結(jié)構(gòu)，采取3D打印方式制備“壺腹-橢圓囊”剛性外殼裝配體。將制備好的含金屬芯壺腹嵴膠頂與人工壺腹完成裝配，并以101膠進(jìn)行密封，如圖2(c)所示。

將步驟1)中的?0.3 mm硅橡膠軟管與步驟2)中的人工壺腹進(jìn)行連接。由于人體內(nèi)淋巴液機(jī)械屬性與水接近[16]，因此，本仿生模型選用水溶液代替內(nèi)淋巴，分別向硅橡膠軟管及人工壺腹兩端注射水溶液。在水溶液浸泡環(huán)境下，將硅橡膠軟管與人工壺腹兩端連接,并用水下粘貼膠水密封連接處外殼。經(jīng)過密封性檢測后，仿生角加速度傳感器實(shí)體如圖2(d)所示。

圖2 傳感器殼體制備

1.3 仿生傳感器的理論模型

分解人體三維半規(guī)管，取一個(gè)法平面內(nèi)的半規(guī)管模型進(jìn)行分析，如圖3所示。

圖3 半規(guī)管一維截面示意圖

當(dāng)一維半規(guī)管受到角位移刺激時(shí)，對(duì)其內(nèi)部流體運(yùn)動(dòng)取運(yùn)動(dòng)微分方程：

(1)

(2)

(3)

f=2πρR2

(4)

Δp=KQc

(5)

式中：Qc為壺腹嵴體積位移，本模型中內(nèi)淋巴體積位移與壺腹嵴體積位移相等；M為內(nèi)淋巴質(zhì)量系數(shù)；ρ為內(nèi)淋巴密度；l為半規(guī)管弧長；Ad為細(xì)管橫截面積；C為半規(guī)管阻尼系數(shù)；μ為內(nèi)淋巴粘度；f為內(nèi)淋巴角動(dòng)量系數(shù)；R為半規(guī)管整體半徑；ω為半規(guī)管角速度；Δp為壺腹帽兩側(cè)壓力之差；K為壺腹帽的彈性系數(shù)。

式(1)可改寫為

(6)

對(duì)式(6)進(jìn)行拉普拉斯變換：

fsW(s)=Ms2Q(s)+CsQ(s)+KQ(s)

(7)

?。?/p>

(8)

(9)

(10)

(11)

當(dāng)傳感器受到勻加速角位移刺激時(shí)，取角速度為

W(t)=kt

(12)

對(duì)角速度進(jìn)行拉氏變換，并將作為輸入與傳感器系統(tǒng)串聯(lián)：

(13)

Q(s)=G(s)·W(s)

(14)

將式(14)代入Matlab做拉普拉斯反變換，求解得：

Q(t)=ilaplace(G(s)·W(s))

(15)

(16)

由式(16)可知，Q(t)與k成線性關(guān)系，由此說明，仿生傳感器壺腹嵴偏移與系統(tǒng)角加速度成線性關(guān)系。

2 仿生傳感器性能檢驗(yàn)

2.1 人工一維壺腹嵴結(jié)構(gòu)實(shí)驗(yàn)平臺(tái)的搭建

仿生角加速度傳感器的內(nèi)部結(jié)構(gòu)、工作機(jī)理及工作對(duì)象都貼近人體參數(shù)設(shè)計(jì)，因此，對(duì)傳感器的性能檢驗(yàn)同樣需要模仿人體頭部的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)。由激振器配合齒輪、齒條裝置，對(duì)仿生半規(guī)管輸入正弦、階躍角位移刺激。在半規(guī)管運(yùn)動(dòng)過程中，為排除附加直線加速度對(duì)壺腹嵴膠頂運(yùn)動(dòng)的影響，半規(guī)管主體平面法線及幾何中心與齒輪旋轉(zhuǎn)軸重合，整體實(shí)驗(yàn)裝置如圖4所示。系統(tǒng)輸入角位移由激光位移傳感器采集，SMPF輸出信號(hào)經(jīng)電荷放大器后由數(shù)據(jù)采集卡采集。

圖4 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)搭建

2.2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

2.2.1 傳感器加速度感知特性

模擬人體頭部在日常生活中的主要?jiǎng)幼?，如擺頭和轉(zhuǎn)向，對(duì)角加速度傳感器分別輸入正弦角位移刺激和沖擊角位移刺激。通過激振器對(duì)齒輪齒條施加不同幅值的角位移信號(hào)(0.05～10 mm，頻率固定為1 Hz)，使半規(guī)管繞幾何中心擺動(dòng)。系統(tǒng)的輸入(半規(guī)管角位移)由激光測距儀記錄,如圖5(a)、(c)所示。

齒條的位移數(shù)據(jù)(即齒輪旋轉(zhuǎn)時(shí)對(duì)應(yīng)的弧長)由激光位移傳感器讀取。經(jīng)計(jì)算，單位弧長對(duì)應(yīng)的半規(guī)管旋轉(zhuǎn)弧度為0.034 5 rad/mm。將實(shí)驗(yàn)測得的位移數(shù)據(jù)通過Origin進(jìn)行二次求導(dǎo)后得到旋轉(zhuǎn)角加速度，并與該實(shí)驗(yàn)中SMPF的輸出信號(hào)進(jìn)行擬合，系統(tǒng)輸出信號(hào)幅值與角加速度輸入幅值的對(duì)應(yīng)關(guān)系如圖5(b)、(d)所示。

圖5 系統(tǒng)的輸入輸出信號(hào)

SMPF的輸出信號(hào)與硅橡膠膜的變形成線性關(guān)系[17]。通過正弦及沖擊信號(hào)刺激，可以認(rèn)為壺腹嵴膠頂變形與系統(tǒng)輸入角加速度成線性關(guān)系，與二階過阻尼扭擺模型結(jié)論一致。

2.2.2 傳感器固有頻率研究

角加速度傳感器的固有頻率對(duì)其工作過程中信號(hào)輸出影響較大，因此，采用掃頻實(shí)驗(yàn)確定系統(tǒng)固有頻率?；趬弘姴牧系膫鞲刑匦约皩?shí)驗(yàn)系統(tǒng)的負(fù)載能力，保持系統(tǒng)輸入幅值不變(0.5 mm),對(duì)仿生半規(guī)管輸入0.5～15 Hz的正弦刺激(人體常規(guī)運(yùn)動(dòng)頻率約為0.5～5 Hz)，并記錄SMPF輸出信號(hào)的響應(yīng)幅值，得到仿生角加速度傳感器的幅頻響應(yīng)特性，如圖6所示。傳感器系統(tǒng)的固有頻率為11.6 Hz，對(duì)人體常規(guī)運(yùn)動(dòng)過程中的頻率信號(hào)有較好的感知能力。

圖6 SMPF信號(hào)輸出與角位移輸入頻率對(duì)應(yīng)關(guān)系

3 結(jié)束語

本文基于人體半規(guī)管仿生設(shè)計(jì)和SMPF壓電纖維的應(yīng)用，提出了一種仿生角加速度傳感器的設(shè)計(jì)與制備方法，并基于傳感器系統(tǒng)的制備及實(shí)驗(yàn)對(duì)其工作原理和性能進(jìn)行檢驗(yàn)。

在人體常規(guī)運(yùn)動(dòng)刺激下，傳感器系統(tǒng)表現(xiàn)出對(duì)角加速度相對(duì)敏感[18]，SMPF感知信號(hào)和系統(tǒng)輸入角加速度呈線性關(guān)系，與二階過阻尼系統(tǒng)模型推斷相適應(yīng)。

通過不同頻率的正弦角位移刺激，測試擺頭實(shí)驗(yàn)中半規(guī)管系統(tǒng)的頻率特性。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，仿生半規(guī)管傳感器表現(xiàn)出的幅頻特性與人體貼近。

基于1∶1仿生半規(guī)管的傳感器系統(tǒng)，可以最大程度地還原人體半規(guī)管的工作性能，相信在未來的研究中，本傳感器可用于各種前庭平衡性疾病的體外實(shí)驗(yàn)研究，通過測量SMPF壺腹帽結(jié)構(gòu)的變形，以檢驗(yàn)相關(guān)病理學(xué)說及治療手段。