毕业设计（论文）-心肌细胞体外培养仪设计.doc

杭州电子科技大学本科毕业设计本科毕业设计（2015届）题 目心肌细胞体外培养仪学 院生命信息与仪器工程学院专 业医学信息工程班 级学 号学生姓名指导教师完成日期2015年6月36诚 信 承 诺我谨在此承诺：本人所写的毕业论文心肌细胞体外培养仪均系本人独立完成，没有抄袭行为，凡涉及其他作者的观点和材料，均作了注释，若有不实，后果由本人承担。 承诺人（签名）： 年 月 日摘 要近期据联合国世界卫生组织的数据统计显示，仅2011年一年中全球就有超过700万人次死于心脏疾病，心脏病位居人类死亡疾病之榜首，而中国每年死于各类心脏疾病的人数大约有350万人，并且心脏病致死的人数还有逐步上升的趋势。因此，医学界对心脏疾病的深入研究已是刻不容缓的大课题，而对心脏疾病深入研究的主要前提就是需要培养大量的活体心肌细胞。如何花费少量的人工投入、使用简便有效的手段来培养大量心肌细胞的活体样本，则是本课题最主要关注点。本文主要回顾了人们在医学中检测心脏细胞组织生理信号的历史，以及国内外细胞培养仪的发展状况和遗留的问题。接下来叙述了本课题所采用的心肌细胞组织检测的原理和技术，介绍了如何将当今可穿戴式设备中最前沿的传感器PVDF压电薄膜运用到心肌细胞活性检测技术中。详细的描绘了这一整套系统的硬件设计以及软件设计。本课题将细胞培养仪分为前端检测系统和后端数据培养系统。前端检测系统通过可靠的工业数据总线与后端数据培养系统建立连接，将PVDF压电薄膜传感器检测到的心肌细胞活性传送给后端数据培养系统，并且在LED触摸液晶上显示出来，通过人工设定的定时培养计划进行二十四小时自动化培养。整套系统设置简单方便，具有友好的人机操作界面，可实现自动化无菌小规模培养，给心肌细胞的培养技术人员带来了不小的便利。本系统在硬件上预留了一些接口，以便日后能够进行扩展和升级。关键词：心肌细胞体外培养；PVDF压电传感器；工业数据总线；自动化培养；全套设计加扣 3012250582AbstractAccording to the United Nations WHO statistical data recently, more than 7000000 people die of heart disease in 2011. Heart disease is the most death disease. Also, there are about 3500000 people who die of heart disease in China and the number of death caused by heart disease is gradually rising. Therefore, it is a big urgent task about the study in heart disease. However, the main premise of furthering the study about heart disease is that we need to cultivate a large number of myocardial cells. How to spend a little amount of manpower and how to use a simple and effective method to cultivate a large number of myocardial cells is the main points in my subject.This paper reviews the history about how to measure the physiological signal of myocardial cell and the development situation of domestic and foreign cells culture system and find the remaining problems of them. Then it will describe the principle and technique about measuring the physiological signal of myocardial cell and introduce how to apply the most front-edge sensor on wearable devices - PVDF piezoelectric thin film which will apply to measure activity of the myocardial cell. It will descript the hardware design and software design on the system. The cells culture instrument is divided into front-end collection system and back-end data system. The connection of the system is the industrial data bus, which will transmit the single of PVDF piezoelectric film sensor to the back-end data culture system. After that, it will show the data on the LCD and culture the cell with the setting all day long.The whole system is simple and convenient, the man-machine interface is friendly, it can realize the small scale automatic cultivation and bring a lot of convenience to the technicians. This system provides some interfaces in hardware, so that it can expand and upgrade in the future.Keywords: cultured myocardial cells in vitro; PVDF piezoelectric sensor; industrial data bus; automation training;目 录1绪论11.1课题的研究背景和意义11.2课题研究的主要目标21.3课题研究的内容和主要方法21.4课题论文的章节安排32论文综述42.1心肌细胞体外培养仪的研究现状42.1.1国外研究概述42.1.2国内研究概述52.2传感器检测心肌细胞组织研究现状72.2.1生理电信号检测心肌细胞组织的活跃度研究72.2.2压电薄膜检测心肌细胞组织的活跃度研究72.3PVDF压电薄膜传感器82.3.1薄膜传感器结构82.3.2薄膜传感器压电效应92.3.3薄膜传感器压电方程92.4本章小结103PVDF前端模拟信号调理电路设计113.1设计准备113.2传感器输出理论分析123.3信号放大器调理电路的分析及设计133.3.1信号输入分析133.3.2将传感器看成电压源143.3.3将传感器看成电荷源153.3.4电荷放大器的理论设计153.4加法放大电路设计173.5本章小结184对心肌细胞搏动进行数字信号处理194.1采集模拟信号进行分析194.2平滑滤波算法194.3卡尔曼滤波器214.4本章小结225系统设计245.1前级硬件设计245.1.1系统电源电路245.1.2信号调理电路265.1.3微控制器电路265.1.4微泵控制电路275.1.5系统总线电路275.2后级硬件设计285.2.1系统电源电路285.2.2显示器电路285.3系统软件设计295.3.1总体方案295.3.2程序流图295.3.3界面设计305.3.4实物设计315.4本章小结326总结33致谢34参考文献351 绪论本节主要介绍了课题的研究背景和研究意义，其次阐明了课题研究的主要目标，然后提出本课题研究的主要内容以及在实际设计过程中所采取的方法，最后介绍了课题论文的章节内容安排1.1 课题的研究背景和意义近几年来，由于全世界死于心脏疾病的患者人数不断上升，致使心脏疾病成为了全球人类因疾病致死中的头号杀手。据联合国世界卫生组织2010年全球非传染性疾病现状报告的数据统计，在2008年全世界大约有1730万人死于心脏疾病，其发病数量约占全球死亡总数的30%。超过80%的心脏疾病致死患者都来自于中等收入国家和低收入国家，男性女性发病致死数量基本相等。预估计到2030年，全球死于心脏疾病的年患者数量将达到2330万人，或将成为人类致死疾病历史上最可怕的疾病，而我国的疾病致死情况更不容易小视。据中国心血管疾病报告2012指出，心脏疾病患者的人数大约有2.9亿，也就是说在10个人中就有2个人患有心脏疾病，每年约有350万人死于心脏疾病，相当于每10秒钟就有一人因心脏疾病致死1。根据心脏疾病现在的形势，对心脏疾病的研究和治疗必须是现在医学界、生物界、教育界等诸多领域最为重要的研究课题之一。随着医学对心血管疾病研究的逐步深入，人们发现由于心肌细胞的衰竭、老化致使心脏不能输出与身体组织代谢所需的血液供应量，造成患者突发性的死亡2。因此，在心脏中心肌细胞的生理病变则是心血管疾病发生的主要因素之一，而对心肌细胞的生理病变医学研究的最主要的问题在于各种不同生理状态下心肌细胞组织的培养与研究。如何花费少量的人工投入、使用最简便的手段、采取最有效的方法来培养大量具有不同生理功能的心肌细胞组织、减少心肌细胞组织培养的人力物力财力以及耗费的大量培养时间、提高心肌细胞组织培养的存活率、去除非心肌细胞的影响等等，都是心肌细胞培养技术中的主要难点。据悉现在的细胞培养仪价格少则五六千，多则上万，而且大多数需要手动换液，并且由于心肌培养材料的价格不菲，如何减少人工培养中发生的错误和染菌的风险、减少培养材料的消耗、能够设定适宜培养的环境以及降低培养成本，也成为了心肌细胞培养技术中广为关注的问题。因此，心肌细胞体外培养仪这一课题的提出，对于医学心肌细胞培养的研究领域具有非常大的意义。1.2 课题研究的主要目标通过利用最前沿的可穿戴式设备传感器PVDF压电薄膜传感器，设计前端高灵敏的模拟信号采集电路，来获取心肌细胞的搏动信号量，然后通过前端ARM处理器变成数字信号，发送给后端的数据处理采集系统进行DSP数据处理，最后通过大屏幕显示器以图形界面的方式，显示在液晶触摸屏上，实时告诉数据统计员，此心肌细胞的活跃生理情况。通过人机交互界面uC/GUI系统，让研究人员对该系统进行一个定时输液培养的操作管理，以达到无污染、无菌化的自动培养系统。1.3 课题研究的内容和主要方法依据压电传感器的压电特性以及模拟电子中的运算放大器电路的基本原理，结合数字信号中的卡尔曼滤波器信号处理的方法，本课题的主要研究内容如下：（1） PVDF压电薄膜传感器特性的研究：通过查找大量资料和书籍，了解PVDF压电薄膜传感器的压电特性。根据所获得的传感器资料文档中的特性曲线，来确定电路的放大倍数。（2） 前端运算放大器电路的设计：在了解了PVDF压电薄膜传感器的压电特性以后，即可设计前端的信号调理电路。由于PVDF压电薄膜传感器输出的信号为电荷量信号，该电荷量信号十分的微弱，抗干扰性比较差并且非常容易散逸。加上ARM前端信号的电压幅值只能是正电压，因此需要根据整个系统的使用范围来设计响应的信号调理电路。其中包括了第一级差分输入电荷放大器、第二级运算放大器加法电路和放大电路，使得压电薄膜传感器的电荷量信号能够被采集。（3） 电源系统设计：由于本系统的单个前端模拟信号需要有正负双极性电压给运算放大器进行供电，因此打算使用双极性开关电源来为整个系统进行供电。但采集系统需要5个大电流步进电机进行控制，而双极性开关电源的供电电流远远不够，因此特行设计了由反向电压源，将正电压逆转为负电压进行供电的+12V、+5V、+3.3V、+1.6V、-1.6V的多电源系统。（4） 针对采集得到的信号量进行分析，选取合适的数字滤波器：由于获取的信号量中带有杂波信号，因此需要选取合适的数字滤波器来对信号进行处理。通过查阅资料，比对分析从而得到杂波信号为白噪声，然后通过均值滤波来滤除杂波。最后根据所需要的阈值算法和斜率算法，来使用一种动态的时变线性滤波器卡尔曼滤波器，最后获得真正的心肌细胞搏动数据。（5） 将模拟信号转换成数字信号交付显示：前端信号处理系统把采集得到的模拟信号，转换成数字信号，通过使用被广泛应用的数据总线CAN局域网控制工业总线改造成即插即拔的5芯线总线，将数据交付给后端液晶触摸显示器显示。（6） uC/GUI人机交互系统：由于uC/GUI支持大部分嵌入式系统，且设计出来的操作界面非常友好。因此受到国外大部分嵌入式交互系统的广泛好评。但缺点也比较明显，对于内存资源比较紧缺的嵌入式系统来讲，无法建立复杂的界面系统。因为其消耗的内存资源过大。（7） 阀门定时培养系统：本系统除了检测心肌细胞的生理活跃度以外，还需要对心肌细胞进行24小时定时培养。根据需求，系统总共可以混合注入4种类型不同的营养液，因此需要四个阀门进行定时喂养控制，一个阀门进行定时排液控制。阀门的开断主要是由电机来承担，本系统采用两相四线的步进电机进行控制。1.4 课题论文的章节安排第一章节为绪论，本章节内容主要介绍了本课题的研究背景以及其价值意义、课题研究的主要目标、课题研究的主要内容以及所用到的方法。第二章主要为论文的综述，评估了现在市场上所拥有的细胞培养仪的现状，以及本课题提出的从未出现过的心肌细胞体外培养仪系统，并且介绍了本系统用到的几种关键检测技术的研究现状。第三章主要描述了前端模拟信号采集电路的分析以及设计，详细阐述了本系统模拟电路的设计原理以及设计方式。第四章介绍了本系统中所使用的两大数字信号处理系统：平滑线性滤波器和因果维纳滤波器。定性的分析了信号的组成成分，对比了各种滤波器之间的差异，并且定量上分析了为什么要选择该滤波器。第五章阐述了本课题的系统设计方案，通过总体方案引出系统的模块化硬件设计、软件流程图以及人机交互界面设计。最后是总结和致谢，主要讲述了学生在课题中所做的所有任务，并且感谢指导老师和同学朋友的鼓励和支持。2 论文综述心肌细胞体外培养仪的制成，对于研究心肌细胞组织生理病变的特性来说无疑有着巨大的潜在价值。特别是相同的心肌细胞组织通过各种不同的营养液的调配比例，来进行二十四小时灌输培养，就能培育出不同状况下的心肌细胞，从而对他们的生理特性进行分析。产生活性较好的细胞还能够繁殖培养，甚至将来还有可能被移植到人体上用来治疗各种心脏疾病。本章将通过心肌细胞体外培养仪在国内外的研究状况进行概述，根据PVDF压电薄膜在人体信号检测方向上的研究，来引出PVDF压电薄膜与心肌细胞体外培养仪嵌入式技术结合的研究工作。2.1 心肌细胞体外培养仪的研究现状当电子信息技术融入于生物研究领域中，将会则衍生出新一领域的电子技术仪器电子医学医疗研究仪器。融合了高新电子技术的生物研究设备，将不仅能够为医学医疗领域开辟新的天地，而且还能够将其应用于市场，产生具有市场价值的医疗设备。细胞培养仪正是这么一种产品，它不仅能够感知细胞的活性状态，还能够对细胞自动化的无菌进行培养，大大减少了医务研究人员在操作上花费的时间，并且能够将精力投入到医学研究中。同时细胞培养仪培养出来的细胞还能够应用于人体治疗，是一款价值可观的医学医疗研究设备。2.1.1 国外研究概述由于细胞人工培养的成本花费比较高并且因为其重要的医学研究价值，在国外有不少企业正在研制功能种类不同的细胞培养工作站。其中较为典型的全自动细胞培养仪就是德国CULTEX生产的LTC-C细胞培养系统以及Zellwerk生产的ZRP细胞培养工作站。图2-1 LTC-C细胞培养系统德国CULTEX公司生产的LTC-C细胞培养系统，是一款由计算机控制，然后使细胞在细胞培养池上进行长期培养的气液界面培养系统。该系统由四个细胞培养池模块，一套控制单元以及一个可嵌入式浏览器的控制软件所组成。通过在计算机上面的软件，来控制培养系统进行细胞培养池上的培养基更换，并且通过超声波传感器得知培养基的高度。其中还有一个蠕动泵输入到控制单元，然后通过恒温加热来控制温度。系统所有直接接触细胞的组件都可以使用70%的酒精进行清洗或者使用高温高压灭菌，其所有材质都经过细胞培养相容性测试。其缺点就是不能进行对细胞实时状况进行检测，不能升级成为一种闭环控制的细胞培养产品，而且技术封闭，没有对外开放的接口，无法进行延展。图2-2 ZRP细胞培养系统德国Zellwerk所生产的ZRP全自动三维细胞培养工作系统是一款新一代的全自动细胞培养系统，使用三维结构高密度培养，无需人工换液，实现了自动化细胞培养。该系统由三个方面组成，分别是ZRP工作仓、ZRP控制单元以及ZRP的PC控制软件组成。细胞放在特别提供的ZRP生物反应器里面，通过放入ZRP工作仓里进行无菌化培养。ZRP控制单元来指导ZRP工作仓进行工作，所有的系统配置和过程参数都使用液晶触摸屏来进行设置。最后则是将数据输出ZRP的PC控制软件，然后进行评估。国外进口的仪器设备价格大多比较昂贵，LTC-C培养仪价格约在11万欧元，ZRP全自动三维细胞培养工作站暂无价格，不过应该比前者更贵。2.1.2 国内研究概述国内的大部分细胞培养仪则没有像国外的培养仪的功能那么全面，主要的代表设备有太仓华利达实验室设备公司生产的XBQ-1、湘仪离心机仪器有限公司生产的HPX-150以及上海堪鑫仪器设备有限公司生产的SF-05细胞培养箱。图2-3 XBQ-1细胞培养仪太仓华利达实验室设备公司生产的XBQ-1主要是通过细胞在培养管中滚动，通过无级调速来对细胞进行滚动培养。该设备体积小巧，但是无法做到进行定时输液培养，细胞的活性检测等功能，参考报价约8230元。图2-4 HPX-150细胞培养仪湘仪离心机仪器有限公司生产的HPX-150细胞培养以主要是通过微机控制温度，水套式加热，通过一个玻璃窗来使研究员进行观察细胞培养情况。本设备价格约4500元，感觉体积庞大而且使用并不方便。图2-5 SF-05细胞培养箱上海堪鑫仪器设备有限公司生产的SF-05细胞培养箱主要有温度控制、培养基振荡测速、旋转定时还有报警功能。该设备的价格约在6600元一台，主要服务对象为华东理工阿华生物工程研究所、交大、复旦医学院卫生学院、国药集团等。综上所述，国外的进口设备功能齐全，但价格不是一般人能承担的起的；国内市面上的培养仪价格也比较贵，功能也较为单一。为此，本课题的提出打破了细胞培养仪产品的垄断现状，更是开辟了心肌细胞体外培养仪产品的空白。2.2 传感器检测心肌细胞组织研究现状本课题除了要培养心肌细胞的功能之外，其最主要的一个功能就是能够检测心肌细胞的生理活跃状态。通过查阅文献可以得知，心肌细胞组织在兴奋收缩过程中会产生一下几种信号量3：第一种是心肌细胞生理电活动，第二种是心肌细胞钙离子与钠离子浓度的变化4，第三种是心肌细胞物理搏动。但其中心脏生理信号检测发展最为热门的有两种技术：第一种就是对心肌细胞组织在活跃时产生的微弱电信号进行分析，从而得出心肌细胞组织的活跃程度；第二种则是采用新型高分子传感技术PVDF压电薄膜传感器心肌细胞组织的搏动来检测活跃性5。2.2.1 生理电信号检测心肌细胞组织的活跃度研究检测人体心脏生理电信号的历史可以追溯到1903年，Einthoven发明的弦线式电流计显示出的心电波形稳定清晰，可以清晰的记录心房颤动心电图，室性期前收缩心电图等等。对于生理电信号检测有了一百多年的历史，技术也已经非常成熟。通过心电图，人们可以清楚的看到心脏活动中的各种代表性波形，如P、Q、R、S、T、U波等等。在医学上，心电图信号可以诊断各种心脏疾病，通过双极导联就能够轻松的在人体肌肤表面获取整个心脏的合成心电波形6。通过生理电信号确实能够得到心脏的实时活跃情况，但在所要研究的领域范围需要加入各种各样的液体制剂。如果带有钙离子的液体制剂流经电极，必然会对电极电流产生影响，造成生理电信号检测不精确，甚至可能完全淹没心电信号，导致无法检测心肌细胞活跃程度。2.2.2 压电薄膜检测心肌细胞组织的活跃度研究压电薄膜传感器是一种特殊的高分子聚合物传感材料，能够对压力、振动、拉伸等物体状态的变化输出电荷信号，因此是一种非常理想的微动应变片，大小形状可加工定义。近年来其在医用传感器领域的使用越来越广泛，例如便携式手环检测心跳脉搏、制作成心音听筒辅助医生了解病人体内心脏状况等等。该材料制作的传感器要比其他传统的传感器价格更为低廉，简易环保。利用心肌细胞组织的物理搏动来检测心肌细胞的活跃度，可以大大减少周围环境因素的影响。只需将心肌细胞组织贴覆在含有传感器的薄膜上，只要桌面不要晃动，即可轻松读取心肌细胞的活动周期，搏动状态。虽然红外辐射可能会影响传感器精度，但又是绝缘型的传感器，完全不需要考虑电干扰。2.3 PVDF压电薄膜传感器人类最先开始研究的压电聚合物材料则是生物体。二十世纪四十年代初，前苏联在发现了木头的压电特性以后，逐步发现了丝竹以及动物的骨骼、肌腱、筋骨、头发等延伸成的生物膜同样也有压电特性。1950年，日本着手研究了纤维素以及高结晶度生物体中的压电特性，并且在1960年前后第一次找到了人工合成聚合物中的压电特性7。在1969年，人工压电聚合物的研究首次获得了历史性的突破。Kawai在对PVDF的压电特性研究中，发现在单轴拉伸的情况下，在高温强电场下极化的PVDF具有高分子聚合物材料中最强的压电特性，并且拥有非常高的工业应用价值。PVDF具有压电性又有薄膜柔软的机械性能、重量轻和对环境适应性强等诸多优点，用它制作压力传感器，具有使用方便、设计精巧、频带宽、灵敏度高、与人体贴覆安全舒适，而且能紧贴体壁，以及声阻抗与人体组织声阻抗十分接近等一系列特点，可用于脉搏心音等人体信号的检测8。2.3.1 薄膜传感器结构图2-6 PVDF压电薄膜传感器PVDF压电薄膜是一种半结晶聚合物，由CF2=CH2为基本组成单元的长链分子反复交替聚合而成。其分子结构CF2=CH2主要是用两个氟原子来置换一个乙烯分子中的两个氢原子所构成的。因为他的两个氟原子都偏斜在一边，并且又与另一个碳原子相结合，因此学名又叫聚偏二氟乙烯。PVDF压电薄膜传感器的分子量大约为105左右的数量级，103个数量级的CF2=CH2基本重复单元，伸展长度在103104nm左右。通常来说，PVDF的结晶程度大约为50%。目前聚偏二氟乙烯有五种形态，在一定条件下经过处理，这些形态可以相互转化。最常见的形态有以下几种：型（）、型（）还有型（）。型是在所有晶体形态多形体中最稳定、势能最低的结构。通过液体缓慢冷却或者液体流动延伸形成PVDF薄膜的时候，大部分都冷凝成形态。虽然形态的PVDF势能最低，但是在各个形态之间的转换的势能差很小，所以只要给形态下的PVDF施加一定的条件，其形态都可以相互转变9。2.3.2 薄膜传感器压电效应说到PVDF这种压电式的传感器，就不得不提到压电效应。这是PVDF成为工业运用广泛的传感器最主要的因素。压电特性最早是由居里兄弟在1880年在石英晶体上找到的，该特性反映出压电晶体的弹性和介电耦合作用的相互关系。(a)正压电效应(b)逆压电效应图2-7压电效应示意图简单来说就是某些晶体材料，在沿着一定方向上得到外力的作用后，其物理结构产生极化的现象，这导致了在材料表面上产生符号相反，但大小相等的电荷；当外力被撤销以后，材料又会产生复极化，表面上的电荷消失，变成不带电的状态。如果作用力方向与之前施加的力的方向相反，那么电荷的正负极也相反。其收到作用力从而产生的电荷量大小与外力的大小正好成正比关系，即：（2 - 1）公式中：Q电荷量；F作用力大小d介电常数。以上现象为压电传感器的正压电效应。反之，给压电传感器施加一个交变电压，则晶体自身会造成机械形变，就好像传感器产生了外力一样，这种现象就叫做压电传感器的逆压电效应，简称电致伸缩效应。在大多数情况下压电传感器都是利用正压电效应来感测周围的环境，在极少数的情况下用逆压电效应来产生信号，例如水下声呐等等。2.3.3 薄膜传感器压电方程除了感性的认识压电薄膜传感器以外，我们还要了解压电效应中的压电方程。它是用来描述机电耦合与变换当中，晶体电学的物理量（E、D）和力学物理量（T、S）之间线性关系的数学公式。我们主要了解正压电效应有关的相关计算公式。经查阅相关资料及文献可得知：当压电材料满足机械自由和电学短路这两种条件时（T=0、E=0、T0、D0），其输出的电学信号和力学之间的数学关系就是第一类压电方程。在不施加任何电场的条件下，压电方程公式为：（2 - 2）（2 - 3）公式中：T为应变力、D为电位移、E为电场强度、是介电常数矩阵、d是压电系数矩阵、s是柔性常数矩阵。压电系数是压电材料将受力得到的机械能转化为电学能量的系数，因此，该系数反映了压电材料机械能和电学物理量之间的联系关系。压电传感器的压电系数越大，该压电材料对机械能和电能之间物理耦合关系就越强。2.4 本章小结本章主要介绍了国内外市场上的细胞培养仪发展现状，我们可以看到国外的细胞培养仪功能齐备、拥有人机交互界面、且操作大方、简约美观、全自动化无人工无菌培养，但是其价格也不菲。最便宜的细胞培养仪价格约在11万欧元左右，且其软件硬件皆不开源，无法进行定制化的细胞生理状况检测，这对于培养拥有特殊生理条件的心肌细胞组织来讲不是非常适宜。而国内市场上流通的细胞培养仪则功能较为单一，有的只拥有振动频率培养型的细胞培养仪、有的只拥有无级变速旋转培养功能、还有的拥有两种功能兼备外加温度控制的细胞培养仪。虽然价格均在几千元左右，但对于培养细胞组织来讲也不是非常合适。因此，本课题希望提出能够定制化检测细胞生理状况的细胞培养仪，不仅可以用来心肌细胞组织的全自动化无菌无人工研究培养，而且还能够进行大规模培养以能够发展细胞培养产业，产生市场效益。针对于心肌细胞体外培养仪的特殊需求，本课题主要关键点之一就是通过何种手段来检测心肌细胞组织的生理活跃度。在查阅相关文献资料后得知，一种方法就是检测心肌细胞的生理电活动、另一种方法就是检测心肌细胞钙离子与钠离子浓度的变化、还有一种方法就是检测心肌细胞物理搏动。经过论证分析，本课题期望采用较为前沿的人体生理信号检测手段心肌细胞物理搏动量，来检测心肌细胞的活跃度。这也是最为简单、成本最低、也是最为可靠的手段。检测用的传感器则是压电薄膜传感器。这一类的压电传感器都是一种非常典型的有源式传感器，人们又把他成为发电型传感器或者电势型传感器。该类传感器拥有比压电陶瓷材料高数十倍的压电系数、对外界环境适应能力强、质量轻而且非常柔软、非常好的生物相容性、具有特别宽范围的频率响应、灵敏度高、机械强度高、抗化学能力强、抗油性腐蚀强等等优点，目前已被大量运用于各类工业生产、医疗检测、日常生活以及军事领域。3 PVDF前端模拟信号调理电路设计本章将阐述心肌细胞体外培养仪的前端模拟信号调理电路的设计过程，其中包括电路设计前的准备措施、理论分析、电荷放大器电路和加法放大电路的实际设计过程、设计过程中实验电路的数据分析。3.1 设计准备图3-1 PVDF压电薄膜传感器课题中所使用到的前端振动感测传感器是美国MEAS传感器公司制造的PVDF压电薄膜传感器。虽然是进口产品，但价格便宜，单片压电薄膜传感器价格在17元以内，非常适合低成本的感测领域。以下列出压电薄膜主要参数如表3.1所示，无关的参数系数尚未列出，具体可详细查询MSI-techman与LDT两项说明书10。表3-1 PVDF传感器参数表名称参数极限温度范围T-4085压电系数d33nC/N杨氏模量Y3*109N/m2机电耦合系数k3112%电容值C380pF/cm21KHz热释电系数p30*10-6C/m2oK相对介电常数/012长度l1.5cm厚度T28umLDT0-028K是非常灵敏的压电薄膜传感器组件，它是由带有银漆丝网印刷电极的28um厚的PVDF高分子聚合物薄膜所组成，通过0.125毫米的聚酯基材三级层压而成，并且配有两个柔性接触点11。由于压电薄膜属于高分子聚合物，其温度适用范围为-4085（当传感器温度超过85，PVDF材料就会达到他的居里点），如果通过常规的电烙铁焊接方式会造成压电薄膜内部结构受损，其传感器的压电特性改变甚至消失，灵敏度会造成永久性的损坏，因此不能通过一般性的方式进行连接。在本课题中，传感器通过一种具有非常良好导电性能的物理凝胶导电银漆来对传感器和电路部分进行连接。但导电银漆粘合后的传感器部分比较脆弱易碎，所以切不可敲打撞击。3.2 传感器输出理论分析y- - - - + + + +FzFzxz图3-2 PVDF压电薄膜传感器根据压电特性理论得知，当压电传感器的Z电轴方向受到应力的作用而产生形变。但由于其内部分子结构距离产生变化从而破坏了正负电子之间的平衡，从而在传感器内部产生一个极化的现象。在受外力作用下的压电传感器会在Z轴方向上垂直的平面产生单位面积的正负电荷，公式为：（3 - 1）在公式中：指的是压电薄膜的压电系数；Q指的是传感器表面的电荷量；A指的是传感器表面积。而在作用力作用下，在压电薄膜表面产生的电荷总量就是：（3 - 2）由此可见，PVDF压电薄膜传感器在压电特性上与所受到的外力有一个非常良好的线性关系。在本课题中，设定的心肌细胞组织群的搏动应力大约为0.5N，根据压电薄膜传感器参数以及公式计算：（3 - 3）得出在压电薄膜表面上产生的总电荷量是16.5pC。3.3 信号放大器调理电路的分析及设计从上一小节可知，由PVDF压电薄膜传感器得到的电信号非常的微弱，仅仅只有2.2nC左右，根本无法通过电压放大器进行电压放大，而且该电信号极易逸散，对信号的处理、计算和分析造成极大的不便。因此，本课题需要设计一种能够处理PVDF压电薄膜传感器信号的前端放大电路，来对电荷量信号进行调理。除此之外，由于心肌细胞组织的活跃度频率非常的低，一般都在1Hz一下，在低频的范围，所以该前置放大电路需要能够很好的处理PVDF压电薄膜传感器的低频信号。3.3.1 信号输入分析(a)qCaUaCa(b)图3-3 PVDF压电薄膜传感器等效电路图PVDF压电薄膜传感器在受到外力作用发生形变的时候，会在受力表面产生一定量大小相等、方向相反的电荷。当PVDF压电薄膜传感器在输出电荷量信号的时候，我们可以把它看成为一个电荷源和一个电容并联的电荷发生器，如图(a)所示，其等效电容量为：（3 - 4）当传感器上下表面的异性电荷聚集时，在他们中间就会产生一定的电压，其大小为：（3 - 5）因此，我们也可以把它看成一个电压源和一个电容串联的电路，如图(b)所示。由于压电薄膜传感器的输出信号能量非常低，因此一般性先将传感器的输出信号传到高输入阻抗的前端放大器中。然后通过改变阻抗，才可用普通的运算放大器电路将信号进行调理，最后交给记录仪进行采集。前端放大器电路的主要作用就是将传感器的高输出阻抗转化为低输出阻抗，其次就是将传感器输出的信号进行放大，交给后端进行采集。前端放大电路一般有两种形式。第一种就是由电阻构成反馈的电压放大器，其输出电压与输入电压成正比。第二种就是利用电容构成反馈的电荷放大器，其输出电压与传感器的电荷成正比。3.3.2 将传感器看成电压源如果将传感器看成是一个电压源，那么我们则可以使用电压放大器来进行传感器信号的调理。图3-4 电压放大器模型图如图3-4所示，这就是电压放大器的电路原理图。电容，电阻,而。其中，是运算放大器输入电容、是运算放大器输入电阻。若压电元件受力的作用，则其电压为：（3 - 6）公式中：指的是压电薄膜输出的电压幅值，d指的是压电系数。从而得到放大器输入端电压：（3 - 7）因此，的幅值就是：（3 - 8）当式中的连接线的长度改变，那么连接线的电缆电容也会随之改变，从而造成了的值也发生改变，因此电压放大器的测量精度是和传感器与放大器之间的连接电缆有着密切的关系，如果电缆的长度发生改变，则会造成整个系统的精度改变。3.3.3 将传感器看成电荷源如果将传感器看成是一个电荷源，那么我们则可以使用电荷放大器来进行传感器信号的调理。图3-5 电荷放大器模型图电荷放大器通常是由一个反馈电容和高增益的CMOS运算放大器所组成。由于CMOS运算放大器输入阻抗非常的高，因此在电路的输入端基本上不会造成分压的情况，所以可以省去压电薄膜的绝缘电阻和放大器的输入电阻。其输出电压为：（3 - 9）公式中：指的是放大器输出电压、指的是放大器输入电压。一般性运算放大器增益A的数量级远远大于以上，所以当电压计算式满足的时候，运算放大器的输出电压就是：（3 - 10）由此可见，电荷放大器的输出电压与连接传感器的电缆电容、传感器的等效电容和运放输入电容没有直接的关系。仅仅与电荷放大器的反馈电容成反比，与传感器输出电荷成正比。3.3.4 电荷放大器的理论设计图3-6 电荷放大器电路图由前几小节可知，信号调理电路需要具备非常大的输入阻抗，才能较好的收集传感器所产生的电信号，并且电路应尽可能的消除由于电缆长度所造成的信号损失。因此，电荷放大器是最为合适的前置信号调理电路的解决方案。如图3-6所示，由于放大器在低频信号频率下能够保持一个非常高的增益，其输入端就会让传感器的信号产生虚拟接地。简而言之就是说，如果传感器的任何电荷想要在传感器的两端或放大器的输入电容上增大，那么在放大器输入端就会形成电压，为了补偿这个电压，所以电路会通过从反馈网络和吸取相同量的电荷电流进行补偿。在这里，为了能够对放大器进行正确的偏置，在电路中加上了反馈电阻。这个是必不可少的，理由有以下几点：（1）由于反馈电容电路在直流条件下相当于断路，对传感器连接线的噪声会非常敏感，因此为了抑制噪声的影响，一般性都会在电容两端并联上一个电阻产生一个直流反馈来消除这个噪声。（2）在低频信号的条件下，反馈路径中的电容电路是开路状态，而反馈路径中的电阻路径则成为了主要的反馈电路。这样对低频信号能够产生一个有效的响应。而在高频信号的条件下，电容电路则变为阻抗较小的短路状态，这有效的消除了电阻反馈通路的影响。但同时也会将电路变成一个高通滤波器的响应，其极频为：（3 - 11）由于为了降低来增加输出电压增益的同时，我们还需要增加来保持电路的低极频，增加电阻也会影响电路的噪声，并且电阻越高，该高值电阻越难在实际现实中获取现成的电阻。由于高频情况下噪声的主要因素来源于运算放大器输入偏置电流，输入偏置电流摆动通过反馈电阻则会造成偏置电压摆动。因此本课题采用了具有极低的输入偏执电流的轨至轨CMOS放大器OPA320来作为电荷放大器的核心元件。表3-1 CMOS运算放大器0PA320名称参数输入电压噪声2.8uV(0.1Hz10Hz)输入失调电压40uV输入失调电压温漂1.5uV/输入偏置电流0.20.9pA共模抑制比114dB共模输入电压范围-0.1 +0.1电源电压- 6V电荷放大器是一种非常敏感的高增益电路。在实际设计中，很容易遇到60Hz的共模干扰信号，造成信号严重失真。其主要原因在于传感器在产生电荷信号量的时候，两端伴随了极板网栅的共模干扰。由于电荷放大器采用的是单端输入信号放大，因此共模干扰信号也被一同放大，造成了信号的严重失真。图3-7 改进版差分电荷放大器电路图而图3-7则展示了本课题中所采用的差分输入的电荷放大器改进版电路结构。由于传感器在上表面产生了正极电荷，背面产生了负极电荷，因此电荷分别在和上聚集，产生差分电压。因此，它拥有两倍的单端输入电路增益，且噪声也仅仅以平方根函数递增，大幅度削弱了噪声源。电荷放大器信号极频为：（3 - 12）心肌细胞活跃度电压幅值估计为：（3 - 13）电荷放大器输出的电压值范围为电源轨-1.6V+1.6V，当PVDF压电薄膜传感器没有信号输出的时候，电压值为0V。当有电荷输出的时候，输出电压为。3.4 加法放大电路设计由于前端电荷放大器电路已将电荷量信号转换成了电压信号，并且进行了放大。所以，对二级放大电路的要求即可降低，尽可能做到电路简单，方便焊接。由于本系统采用了ARM微控制器进行前端电压采集，如果需要采集-1.6V+1.6V的电压，需要双极性的AD进行采集，而ARM内部自带的AD采集电压范围在03.3V之间。因此，为了最大幅度的简化电路和成本，还需要在第二级放大电路之上做加法电路，将-1.6V+1.6V的信号量提升至03.2V，这样正好被ARM微控制器采集。图3-8 同相加法放大器电路图如图3-8所示，R6端的输入电压和运放输出端的电压的关系式为：（3 - 14）（3 - 15）综上所示，运放的输出电压就是。负反馈同相加法放大电路很好的满足了电路设计简单、焊接方便，输入阻抗高、输出阻抗低，能够将电荷放大器输出的电压信号有效的偏置在0V以上，而且还能够钳制信号电压不超过3.2V。3.5 本章小结本章主要介绍了PVDF压电薄膜传感器的等效电路结构。当传感器收到外界振动或应力从而发生形变的时候，将会在传感器的上下表面产生极化现象。逸散出的微量电荷是无法直接被微控制器的采集系统所捕获的，其数量级一般在几个nC之间。因此，对于采集系统来说，前端的信号调理是非常重要的，因为没有这一级的信号调理，采集系统就无法采集到传感器信号，并且前端信号调理还起到了信号转化、信号放大、信号偏置等功能。可以说是心肌细胞培养系统的关键的检测部分。考虑到放大后的信号无法被心肌细胞培养系统直接处理，本系统还设计了带有负反馈网络的同相加法放大电路对信号进行加法运算。偏置后的电压最终传入到ARM传感器中，进行数字信号的处理。简而言之，本系统的前端PVDF压电薄膜传感器信号调理电路实际上是一个二级放大电路。第一级是一个带有差分信号输入的电荷放大器电路，第二级是一个信号偏置的同相加法放大电路。由于信号量的转换，其电路的顺序结构不能颠倒。4 对心肌细胞搏动进行数字信号处理通过PVDF压电薄膜传感器所获取的心肌细胞搏动电荷信号，经过前级信号调理电路将电荷量转化为电压信号，再经过同相加法运算器对电压进行偏置，最终产生03.2V的电压信号送至ARM微控制器。如何对该搏动电压信号进行去噪处理，并且如何从电压波形中提取有效的搏动周期则是本章节的主要内容。4.1 采集模拟信号进行分析图4-1 静态同相加法放大电路AC波形图和频谱图同相加法放大电路的AC电压波形如图4-1所示。由于示波测量仪器自身精度不是很高，外加自身测量环境带有一定量的噪声，所以经仪器测量出来的电压噪声在15mV左右。而课题的心肌细胞组织搏动信号在97mV左右，因此检测搏动电压还是没有非常大的问题的。如上图所示，左边我们可以看到信号幅值参差不齐最大值不超过15mV，且在右边的频谱图上显示为基于0位的正态分布趋势。由此我们可以断定在无任何传感器输出的情况下，运算放大器输出的是典型的高斯白噪声电压信号。4.2 平滑滤波算法对于消除系统噪声，线性平滑滤波器由于设计简易，并且能在大多数情况下有着优越的去噪性能，变成了数字信号处理的重要手段。但滤波器在有效的消除噪声的同时，也会带来一些新的问题。因此如何选择有效，且实用的滤波器是本节的主要内容。对于线性和非线性滤波器，有两种主要的数字滤波方法：一种是均值滤波器，还有一种就是中值滤波器。均值滤波是一种非常典型的线性冲激响应滤波器算法，主要是对某时刻上划定一个时间窗口，该时间窗口包括了该时刻过去和将来的电压幅值以及自身的电压值。然后用时间窗内的一系列采样电压做均值处理，得到的平均值电压来取代原来的电压值信号，这就是均值滤波算法。但无论视窗怎么取，均值滤波在消除噪声的时候，肯定会将真实信号中的细节和边缘进行平滑处理。我们定义系统的输出模型为 （4 - 1）由于其电压值样本均是独立的，那么噪声的概率密度函数为：（4 - 2）我们让即则随机变量，的联合分布密度变函数为（4 - 3）在上面式子中，是雅克比行列式：（4 - 4）因此的概率密度函数就是：（4 - 5）从而推导出输出方差就是：（4 - 6