仿生角加速度傳感器設計及傳感特性研究

王 智,陸施恩,李文康,邊義祥，姜亞妮

(揚州大學 機械工程學院,江蘇 揚州 225127)

0 引言

內耳(又稱迷路)由骨迷路和膜迷路構成，位于顳骨巖部，其結構復雜，其中內耳膜迷路的膜半規管是人體感知角位移運動的重要器官。膜半規管包括前膜半規管、外膜半規管和后膜半規管，3個半規管直接與橢圓囊相連，相互接近垂直。各自的膨大稱為壺腹，其內壁的隆起稱為壺腹嵴。壺腹帽蓋在壺腹嵴上，它是由支持細胞分泌的糖蛋白所組成的膠狀物[1]。當膜半規管隨人體進行旋轉運動時，內淋巴由于慣性作用會進行相對半規管的流動，促使壺腹帽變形，經壺腹嵴中纖毛感知細胞轉換為神經信號，引起人體對旋轉運動的感知[2]。

近年來對人體前庭系統傳感器的研究方案主要分為兩種：

1) 利用現有的傳感技術和信號處理技術，設計制備出與人耳壺腹嵴感知功能類似的模型，從功能的角度對人體半規管進行探究[3-5]。

2) 通過模仿人耳半規管的生理結構，從內外部結構入手，制備出與人體器官外觀相似、功能相近的仿生壺腹嵴，并對其進行實驗探究[6-7]。

基于對半規管內部結構和工作機理的仿生設計，提出了一種角加速度傳感器的制備方法。人體半規管系統中最關鍵的感受器是壺腹嵴膠頂中的感知纖毛細胞。由于壺腹嵴膠頂尺寸較小，且膠頂在運動變形過程中對傳感器柔性存在一定要求，故選用表面對稱電極含金屬芯聚偏二氟乙烯(PVDF)纖維(SMPF)代替纖毛細胞作為仿生半規管中的感覺器官。

在傳感器系統中，仿生膜半規管管壁及內淋巴部分保持其機械屬性與人體一致，SMPF纖維輸出電荷可以反應壺腹嵴膠頂結構的受力變形結果。該角加速度傳感器在幾何尺寸、內部結構和工作原理上與人體半規管基本一致，頻率響應特性與人體接近，因此適用于人體運動感知，同時基于傳感器結構參數，可進一步應用于前庭系統相關病理學說[8]的研究及治療手段[9-10]的開發。

1 仿生角加速度傳感器的設計制備

1.1 含SMPF纖維傳感器制備

人耳壺腹嵴纖毛感知細胞在感知壺腹嵴膠頂變形時，向神經傳入纖維輸出電信號，基于其結構特點和工作機理，選用SMPF纖維傳感器[11]作為角加速度傳感器信號發生器官，如圖1(a)所示。該仿生纖毛傳感器主要由金屬芯、PVDF和表面對稱電極構成。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層兩側涂鍍導電銀漆，作為對稱電極。

3) 通過極化處理增強了對稱電極區域的壓電性能，最后通過金屬絲引出SMPF的兩個對稱電極，獲得SMPF纖維傳感器。

圖1 SMPF纖維傳感器結構及傳感器仿生壺腹嵴結構

模仿人體壺腹嵴膠頂結構，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管部分外殼。與人體感知纖毛細胞一致，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；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管內淋巴(水)隔離，同時壺腹嵴薄膜的變形能促進纖維變形，以便產生電信號。

1.2 仿生半規管系統的設計制備

雖然內耳解剖復雜，顯示困難，但通過影像學的重建技術，可清晰顯示內耳的結構、形態、空間方向，重建其三維模型[12-13]，且伴隨3D打印技術與材料的發展，對膜半規管內部復雜內腔的一體化制備變得可行。人體半規管的各項物理尺寸如表1所示。

表1 仿生半規管模型尺寸

傳感器內壁采取了與人體生理結構近似1∶1的比例關系，以及更貼近生理結構的制備方法。其具體制備過程主要分為兩部分：

1) 制備膜半規管細管部分。已知人體膜半規管的內徑為?0.3 mm，長度約為22 mm。由于半規管孔徑尺寸過小，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，得到內徑?0.3 mm的硅橡膠軟管，如圖2(a)所示。

2) 根據膜半規管壺腹部分的生理結構，設計制備傳感器壺腹部分殼體。由于每個半規管都與橢圓囊相連，所以將橢圓囊列入此次制作的人工一維壺腹結構中，與人耳生理結構更相似。由于人體膜壺腹幾乎充滿骨壺腹的全部空間，導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構，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)中的人工壺腹進行連接。由于人體內淋巴液機械屬性與水接近[16]，因此，本仿生模型選用水溶液代替內淋巴，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。經過密封性檢測后，仿生角加速度傳感器實體如圖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

分解人體三維半規管，取一個法平面內的半規管模型進行分析，如圖3所示。

圖3 半規管一維截面示意圖

當一維半規管受到角位移刺激時，對其內部流體運動取運動微分方程：

(1)

(2)

(3)

f=2πρR2

(4)

Δp=KQc

(5)

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

式(1)可改寫為

(6)

對式(6)進行拉普拉斯變換：

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

(7)

取：

(8)

(9)

(10)

(11)

當傳感器受到勻加速角位移刺激時，取角速度為

W(t)=kt

(12)

對角速度進行拉氏變換，并將作為輸入與傳感器系統串聯：

(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成線性關系，由此說明，仿生傳感器壺腹嵴偏移與系統角加速度成線性關系。

2 仿生傳感器性能檢驗

2.1 人工一維壺腹嵴結構實驗平臺的搭建

仿生角加速度傳感器的內部結構、工作機理及工作對象都貼近人體參數設計，因此，對傳感器的性能檢驗同樣需要模仿人體頭部的旋轉運動。由激振器配合齒輪、齒條裝置，對仿生半規管輸入正弦、階躍角位移刺激。在半規管運動過程中，為排除附加直線加速度對壺腹嵴膠頂運動的影響，半規管主體平面法線及幾何中心與齒輪旋轉軸重合，整體實驗裝置如圖4所示。系統輸入角位移由激光位移傳感器采集，SMPF輸出信號經電荷放大器后由數據采集卡采集。

圖4 實驗系統搭建

2.2 實驗結果與分析

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動作，如擺頭和轉向，對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。通過激振器對齒輪齒條施加不同幅值的角位移信號(0.05～10 mm，頻率固定為1 Hz)，使半規管繞幾何中心擺動。系統的輸入(半規管角位移)由激光測距儀記錄,如圖5(a)、(c)所示。

齒條的位移數據(即齒輪旋轉時對應的弧長)由激光位移傳感器讀取。經計算，單位弧長對應的半規管旋轉弧度為0.034 5 rad/mm。將實驗測得的位移數據通過Origin進行二次求導后得到旋轉角加速度，并與該實驗中SMPF的輸出信號進行擬合，系統輸出信號幅值與角加速度輸入幅值的對應關系如圖5(b)、(d)所示。

圖5 系統的輸入輸出信號

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

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其工作過程中信號輸出影響較大，因此，采用掃頻實驗確定系統固有頻率。基于壓電材料的傳感特性及實驗系統的負載能力，保持系統輸入幅值不變(0.5 mm),對仿生半規管輸入0.5～15 Hz的正弦刺激(人體常規運動頻率約為0.5～5 Hz)，并記錄SMPF輸出信號的響應幅值，得到仿生角加速度傳感器的幅頻響應特性，如圖6所示。傳感器系統的固有頻率為11.6 Hz，對人體常規運動過程中的頻率信號有較好的感知能力。

圖6 SMPF信號輸出與角位移輸入頻率對應關系

3 結束語

本文基于人體半規管仿生設計和SMPF壓電纖維的應用，提出了一種仿生角加速度傳感器的設計與制備方法，并基于傳感器系統的制備及實驗對其工作原理和性能進行檢驗。

在人體常規運動刺激下，傳感器系統表現出對角加速度相對敏感[18]，SMPF感知信號和系統輸入角加速度呈線性關系，與二階過阻尼系統模型推斷相適應。

通過不同頻率的正弦角位移刺激，測試擺頭實驗中半規管系統的頻率特性。實驗結果表明，仿生半規管傳感器表現出的幅頻特性與人體貼近。

基于1∶1仿生半規管的傳感器系統，可以最大程度地還原人體半規管的工作性能，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驗研究，通過測量SMPF壺腹帽結構的變形，以檢驗相關病理學說及治療手段。