生物微触觉实时量测和校准系统

1. 简介

医学量度工程上发展触觉传感器，可以辅助量测人体生理讯号的变动。肌肉骨胳之间失调、神经末稍病变、脉搏、脊髓伤害、关节炎和皮肤组织病变等，都可以藉由触觉传感器量测人体物理量变化，协助医疗上诊断。对于手足伤残病患而言，触觉传感器可以量测手部力量变化，可以帮助评估病患手部功能及辅助手部复健工作[1]-[3]；外科技术方面，可藉由触觉传感器评估替换后的人工关节及肌腱调换后复健状态[4]；血压量测及薄膜组织病变癌症肿块也可以利用触觉传感器来检查人体异状[5]-[6]；医疗补助复健器材方面，触觉传感器也应用于义肢及轮椅等辅具上，协助病人行动及减轻不适[7]，由于触觉传感器于医疗上广泛应用需求，近年来许多以硅微加工制作（Micro-Fabrication）触觉传感器已经相继开发，如光学、压电、压阻和超音波等。

触觉传感器依型态分类，可分为接触式及非接触式两种形式触觉传感器，所谓接触指的是传感器与人体之间接触；压阻、电容及压电式触觉传感器属于接触式，光学与超音波触觉传感器属于非接触式。本研究针对接触式触觉传感器，开发一套可以评估触觉传感器特性之微力量测校准系统，系统可以仿真人体力量变化，提供正向力或侧向剪力之动态施力，完成接触式触觉传感器验证工作，同时也可以于人体直接量测，与触觉传感器施力测试相互验证。

2. 系统描述

本研究接触力量测机构设计如图1 所示，允许接触力的量测范围可由数亳克至一仟克，探针接触的可调间隙范围从0μm 到40μm。此机构主要由二个部分组成，其一为致动量测单元，含压电致动器、荷重元和探针；另一为可调三维之定位机构，含 XY与Z 轴精密位移计、角度盘、高度规和底部基座等。在直接量测接触力的情形下，如何适切作接触的特性量测是本系统的首要考量，不良的力接触过程，除了造成量测的误差外，亦可能破坏待测组件。本系统以压电伸缩原理作接触方法量测，利用压电致动控制探针施力。此压电致动比起一般使用精密位移计来带动施力的基本方法，存在数优点，首先，压电伸缩产生的精密位移，可以提高施力范围精度到达毫克的变化。次之，压电伸缩精度于微米下移动时，可准确施加微力带动探针做直接接触量测，充分降低探针与芯片不良接触过程，进而影响改善微力之量测特性。同时兼具保护微传感器功能，避免过大的施力造成微组件损坏。最后，可控制压电致动器产生周期性切换，可对触觉传感器作动态施力量测。微力变化的量测部分设计，采用高分辨率之荷重元（SENSOTEC MODEL 34）作为力的转换单元，此荷重元的规格精度达到毫克，并具有零点校正功能，当在荷重元前端装置探针，可以减去探针的重量，量测到实际压电致动施力于感测晶粒的微力变化，施加作用力于触觉传感器上之作用点，则设计点力探针实现。

受限于触觉传感器微小化限制，机构设计相对需要更高精密度机构组件才能达到探针与触觉传感器对位的要求。测量机以高倍显微镜或雷射光点，完成针尖与力微传感器之接触面中心对准的动作；藉由控制三轴平台位移，达到对位的要求；水平轴对位以精度10μm X-Y 平台，调整探针与触觉传感器接触面的中心准位点。垂直轴下针的动作，以精度1μm 分厘卡头，完成针尖与触觉传感器接触面间的最小预力接触量测。于X-Y 平台底部加入可旋转角度台，做为触觉传感器的正向力与侧向剪力量测机制，角度台最小的旋转刻度为1 度角，最大倾斜角左右各60 度。

图1. 力微感测组件测量机构

在致动器上端加上支架，延伸出可屈折探棒机构，并在探棒前端加上另一荷重元，可以直接使用于人体量测；如此，当组件测量机构施力量测时，可同时带动探棒施力。触觉传感器量测过程中，可由A、B 两组由荷重元量测施力值比较，了解机构所测试触觉传感器与直接人体量测时，两者间差异，作为触觉传感器校正依据，因此，系统将同时拥有测试触觉传感器与及临床校准触觉芯片的功能。

本感测量测系统设置方块图与实体图，如图2所示，系统的组成单元包含施力量测机构、讯号处理、电子电路设计、人机接口、资料撷取与资料分析。当探针与力微传感器完成对位后，以LabVIEW软件撰写人机接口，由GPIB 传输接口完成计算机与个别仪器间连结，再透过个人计算机下达指令。交直流控制信号经电压放大器放大后驱动致动器，致动器推动装置于前端机构之荷重元与探针，施加微力于触觉传感器。在接触的施力量测过程，可以获得两组输出数据，一组为荷重元所量测得到的施力变化，可由荷重元电表上显示出标准施力值。另一组为触觉传感器经由讯号处理电路所获得输出的电压值变化。利用GPIB 传输接口，取得荷重元电表数据与示波器上之触觉传感器输出电压，进行实时讯号处理。整个量测过程中，可随时由计算机屏幕上监控施力与触觉传感器输出变化情形，并同步记录静态资料的保存档案，完成测试步骤，验证触觉传感器性能。

图2. 微力实时量测系统

微传感器实时量测人机接口操作显示面板，如图3所示，透过IEEE488.2通信协议，应用程序具备一套与个别仪器间量测操作联系的指令，使用者可透过友善人机接口直接下达控制指令，输出弦波、方波或三角波等测试讯号，亦可调变测试讯号的频率与测试讯号振幅的大小，变化各种量测范围，提供了静态的单点量测与动态的连续量测功能。输出与输入间讯号波形的情形，则透过接口并行传输，达到实时的屏幕监控。藉由适当的调整取样数、取样频率可获得最佳取样数据。数值变化经数据处理后，允许使用者实时由屏幕上，直接获得量测后数据整理，如峰值电压值、周期频率及取样点间连续量测所得的数值资料。静态资料透过储存指令，允许将量测到资料转成文字文件，以便可汇入其它的软件上使用。

3. 传感器结果与讨论

本研究分别针对压阻式及压电式触觉微传感器施予静态与动态的正向力，藉由施力变化与触觉微传感器输出响应之关系，校对验证量测系统的功能。使用压阻式触觉力微芯片(SM5102-030-A)，作为本实验量测验证测试。由控制单元输出直流讯号经放大后驱动致动器，产生正向静态作用力施于力微传感器上。系统进行静态作用力验证，传感器重复量测的输出响应，如图4 所示。经由重复量测结果显示，仪器重复施力之可靠度佳，压阻式触觉传感器的线性度约为3.1%VFS ， 典型灵敏度约为13mV/g，电压补偏值约为52mV，此可藉调节预力而降低之。

图4. 压阻触觉传感器之力与输出电压响应关系

使用PZT 压电触觉传感器作为本实验动态量测测试，由控制单元输出测试讯号，经放大切换驱动压电致动器，可供应连续动态施力方式。图5 为1Hz 方波驱动讯号输入时，压电传感器讯号输出响应的情形，PZT 压电传感器受力时，输出追随着输入动态讯号，产生频率相同的电压输出响应，完成动态作用力验证。藉由调整方波控制讯号大小，精确控制压电致动器出力状况，从而获得量测与感测输出的情形；控制讯号振幅的增量变化与作用力的关系实验重复测试检验，输入信号和荷重元PZT 压电传感器的输出电压关系示如图6 所示，此为未经放大的响应。图7 则为压电讯号藉由电荷放大器放大200 倍后，作用力与压电讯号之输出响应情形，经由量测实验输出的结果，可分析压电式微传感器的线性度约为2.5%VFS，电压补偏值约为4mV，典型灵敏度约为0.12mV/g，此组件灵敏度较差，可使用于作用力变化较大的环境。

图5. 压电传感器动态受力输出响应实时显示

图 6 . 压电致动测试之荷重元量测与压电感测输出响应

图 7. 压电触觉传感器之力与输出电压响应关系

4. 结论

在本研究中，我们研制出一套微力实时量测系统，其基本性能藉由压阻与压电触觉感测组件测试输出响应分析，完成微力测试量测系统的可用性和可靠度的验证。压阻微传感器于静态负载施力实验测试时，可以精确量测到次毫克的微力变化。压电感测组件于动态负载作用力下，系统藉由讯号的撷取与人机接口，可以实时观察到讯号输入的振动量与感测讯号输出的情形，监视器可实时显示撷取资料数值变化，相关量测信息可储存于联机计算机，作为后续研究之基础；本套微力实时量测系统经由触觉传感器相互验证，将对触觉传感器性能评估，得到一个更具可信度与临床应用价值的发展。

References
[1] D. J. Beebe, D. D. Denton, R.G. Radwin, and J. G. Webster, “A silicon-based tactile sensor for finger-mounted applications,” Biomedical Engineering, Vol. 45, No. 2, pp. 151~159, 1998.
[2] D. J. Beebe, D. D. Denton, R. G. Radwin, and J. G. Webster, “A finger-mounted silicon tactile sensor,” Biomedical Engineering, Vol. 2, pp. 834~835, 1994.
[3] S. Omata and Y. Terunuma, “Development of new type tactile sensor for detecting hardness and/or software of an object like the human hand,” Solid-State Sensors and Actuators, pp. 868~871, 1991.
[4] R. A. Dickson, A. Petrie, F. V. Nicolle and J. S. Calnan, “A device for measuring the forces of the digits of the hand,” Biomedical Engineering, Vol. 7, pp. 270~273, 1972.
[5] C. Cristalli and M. R. Neuman, “A capacitive pressure sensor for measurement of interfacial pressure between a sphygmomanometer cuff and the arm,” Engineering in Medicine and Biology Society, Vol. 2, pp. 1547~1542, 1995.
[6] Y. Wang, C. Nguyen, R. Srikanchana, Z. Geng, and M. T. Freedman, “Tactile mapping of palpable abnormalities for breast cancer diagnosis,” Robotics and Automation, Vol. 2, pp. 1305~1309, 1999.
[7] K. G. Engelhardt, “Health and human service robotics,” Engineering in Medicine and Biology Society, pp. 2082, 1987.