眼压(IOP)是眼球内液体施加在眼球内壁的压力，用于维持眼球的形状和正常的生理功能[1]．眼压作为一项重要的生理指标，与某些眼类疾病(如青光眼)息息相关[2]．在正常情况下，眼压的参考范围在1.33~2.79 kPa之间，而眼压大于2.8 kPa和眼压波动范围大于1 kPa将有较高的几率发展成为青光眼疾病[2-3]．因此，如何对临床患者的眼压进行连续且准确的测量成为研究的重要方向．近年来，基于LC谐振原理的非侵入式无线眼压传感器成为研究的热点．相比于传统的接触式眼压测量设备，柔性的非侵入式眼压传感器具有无源、体积小、成本低、能够对眼压进行长时间的连续测量等优点[4-7]．目前研究中大多都是采用矢量网络分析仪配合读取线圈的方式获取LC无线眼压传感器谐振频率的变化，从而评估眼压的变化，其缺点在于分析和处理数据实时性差，且设备庞大，不便携带，限制了LC无线眼压传感器的推广应用[8]．本研究提出一种基于液态金属的非侵入式柔性LC无线眼压传感器[9]，同时设计了一种专用于该LC眼压传感器的信号采集装置，具有结构简单、体积小巧、便于携带的优势，内置信号处理算法，极大提高了信号获取的速度和精度，配合对应的上位机软件，可以实时进行数据处理和眼压监测．1 传感器设计与检测原理1.1　基于液态金属的变电感式眼压传感器设计现有的可穿戴式眼压传感器大多以铜、铂等固体金属材料作为应变单元，导致传感器本身的弹性模量较大，与人眼角膜的弹性不匹配，极大影响了传感器佩戴的舒适性；同时，由于传感器整体有着较高的刚度，因此其感知应变的灵敏度也会有所降低，这并不利于眼压信号的传感．为了克服以上缺点，本研究研制了一种基于液态金属(Galinstan合金)的变电感式眼压传感器．该合金的主要成分为Ga(镓)、In(铟)和Sn(锡)，在常温下以液态形式存在，同时也具有无毒性、挥发性低及良好导电性等优势．传感器使用液态金属绕制成电感线圈作为柔性应变单元，在电感线圈两端连接一个贴片固态电容，从而形成LC串联回路．使用人体可植入式医用硅橡胶作为传感器基底材料．在传感器制备方面采用基于软光刻和热塑成型的微通道液态金属注入方法，制备的具体流程如图1所示．首先通过软光刻的方式在硅晶圆上对光刻胶光刻出凹槽模板，将液态聚二甲基硅氧烷(PDMS)平铺在模板上，形成PDMS印章．对聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)薄膜表面进行羟基化和硅烷化处理，将其与PDMS印章进行表面键合，制备出平面PET-PDMS模板；接着将模板进行热处理，通过模具压制成曲面通道模板，然后倒入液态的环氧树脂，静置固化得到曲面微通道模板；最后通过凸模模板和凹模模板将医用硅橡胶压制成型，将其固化制备出传感器外膜，将外膜与镜面钢球上的内膜进行表面羟基化，实现共形键合．在微通道附近进行打孔，注入液态合金，将两端焊接有直径为50 μm铜丝的贴片电容耦合至微通道两端，最终通过二次倒模的方式制备出眼压传感器．10.13245/j.hust.240572.F001图1眼压传感器共形键合制备流程眼压传感器外形与隐形眼镜相似，其结构示意图如图2所示．当眼压发生变化时，贴附于角膜上的眼压传感器也会随之发生形变，传感器内的电感线圈直径发生变化，d为形变前的直径，d'为形变后的直径．10.13245/j.hust.240572.F002图2眼压传感器结构图通过进一步仿真分析，验证了变电感式眼压传感器在受到应力情况下，其谐振频率变化量与所受应力大小的线性关系，并最终通过优化设计得到眼压传感器的结构参数如表1所示．10.13245/j.hust.240572.T001表1眼压传感器结构参数参数取值眼压传感器直径/mm14.0曲率半径/mm8.0厚度/μm400电感线圈圈数2~3电感线圈分布直径/mm11~12谐振频率/MHz~188品质因数~701.2　传感器信号检测原理针对非侵入式眼压传感器的变电容式和变电感式眼压传感器都是基于LC谐振原理来间接测量眼压的变化[4]．以变电感式眼压传感器为例，非侵入式眼压监测系统及等效电路模型如图3所示，图中：Rs，Ls和Cs分别为眼压传感器的等效内阻、电感值和串联电容值；Rr和Lr分别为读取线圈的等效内阻和等效电感；k为两电感之间的耦合系数；ZIN为读取线圈和眼压传感器的等效阻抗．10.13245/j.hust.240572.F003图3眼压监测系统及等效电路模型在图3(a)中，LC眼压传感器佩戴于人的眼球角膜表面，信号读取设备不断产生频率变化的扫频信号，通过读取线圈以电磁波的形式发射出去，与眼压传感器中的电感线圈产生电磁耦合，当频率达到眼压传感器的串联谐振频率点时，能量传输效率最高．图3(b)为系统的等效电路模型．眼压传感器看作是可变等效电感、电容和等效电阻的串联回路，读取线圈看作是等效电感和等效电阻的串联．非侵入式眼压传感器的品质因数Qs和谐振频率Fs可以分别表示为：Qs=1RsLsCs;Fs=12πLsCs.选择使用阻抗实部最大值测量法来测量眼压传感器的谐振频率．如图3(b)电路模型所示，根据电感耦合原理，可以得到从信号读取设备看入的等效阻抗[10]为ZIN=Rr+j2πfLr+LrLs(2πfk)2Rs+j[2πfLs-1/(2πfCs)],  (1)式中f为电路工作频率．由式(1)可得：当ZIN的阻抗实部达到最大值时，对应电路工作频率fRE_MAX与LC无线眼压传感器的谐振频率Fs满足fRE_MAX=2Qs22Qs2-1Fs．理论上阻抗实部最大值所对应的电路工作频率要略大于传感器的谐振频率，但两者的误差只取决于眼压传感器的品质因数Qs，当眼压传感器的品质系数较大时，系统误差可忽略不计[11]．图4为不同电感值Ls下阻抗实部Rreal的理论计算曲线，可以看出：随着电感值Ls增大，阻抗实部对应的峰值频率会减小．10.13245/j.hust.240572.F004图4阻抗实部理论计算曲线2 信号采集装置为得到眼压传感器的谐振频率，本研究设计了一种专用于该传感器的信号采集装置，该装置包括单片机主控部分、DDS(直接数字频率合成)信号发生电路、低通滤波电路、功率放大电路、幅相检测电路及与眼压传感器进行无线耦合的读取线圈．其原理框图如图5所示，图中：UO1和UO2分别为读取线圈两端的正弦波电压信号；Rref为参考电阻．10.13245/j.hust.240572.F005图5信号采集装置原理框图由于使用阻抗实部测量法来获得LC传感器的谐振频率，因此如何获得不同工作频率下阻抗实部的变化曲线成为研究的重点[12]．首先，由DDS信号发生电路来产生不同频率的正弦信号，该正弦信号经过低通滤波电路滤除高次谐波，再经过功率放大电路放大信号幅值，进而输入到读取线圈与LC眼压传感器进行电磁耦合．假设输入到读取线圈中的正弦波电压信号为UO1=2Usin(ωt+φ)=U∠φ，(2)式中：U为电压信号的有效值；ω和φ分别为电压信号的角频率和相位．通过电阻分压定律可得，到达分压电阻的电压信号为UO2=RrefU∠φ-arctanRimagRreal+Rref(Rreal+Rref)2+Rimag2, (3)式中Rreal和Rimag分别为输入阻抗ZIN的实部和虚部．由式(2)和(3)可得，两路电压信号的幅值比和相位差分别表示为：M=(Rreal+Rref)2+Rimag2Rref；(4)P=∠arctanRimagRreal+Rref，(5)式中M和P分别为幅值比和相位差．结合式(4)和(5)可以得到阻抗ZIN的实部为Rreal=Rref(McosP-1)．(6)幅相检测电路使用了集成芯片AD8302，可用于两路同频率的交流信号的幅值相位检测，将幅值比和相位差按照一定公式比例转换为模拟电压信号．但理论转换函数与实际转换函数有所误差，通过信号发生器对该芯片进行测试，拟合得到修正后的转换函数为M=10[(Vmag/mV)-1 227]/825;P=180-0.1(Vphs/mV),式中Vmag和Vphs分别为幅相检测电路输出的对应幅值比和相位差的模拟电压值．同时，本研究还设计了一款可视化上位机软件，通过蓝牙与信号采集装置和后面提到的眼压试验平台进行无线通信．3 实验验证为验证非侵入式眼压传感器的性能和参数，搭建了一个眼压试验平台对其进行实验，实验装置和电路实物图如图6所示．该试验平台使用人工眼球模拟真实人眼的眼压变化，自动对其进行加减压．眼压试验平台如图6(a)所示，人工眼球材料为硅橡胶和PDMS材料混合物，通过模具压制成型，可以用来模拟真实人眼的形变，眼压传感器与人工眼球贴合．整个装置通过加压注射泵来调节内部的压力，压力传感器获取实时的内部压力，信号读取电路通过读取线圈来采集眼压传感器实时的谐振频率，最终将压力值和谐振频率等数据实时上传至上位机处理并显示．10.13245/j.hust.240572.F006图6实验装置和电路实物图3.1　信号处理实验使用本研究的信号读采集装置对眼压传感器进行谐振频率的提取，电路发出频率不断变化的扫频信号，通过读取线圈将信号发射出去，与眼压传感器进行电磁耦合．电路通过模数转换(ADC)采集得到相位差和幅值比，通过式(6)计算得到阻抗实部的变化曲线．图7为电路未检测到眼压传感器时的信号曲线，其中：图7(a)为相位差和幅值比信号曲线；图7(b)为进一步计算得到的阻抗实部的信号曲线．10.13245/j.hust.240572.F007图7未检测到传感器时的信号测量结果图8为电路检测到眼压传感器时的信号曲线，可以发现：阻抗实部的变化曲线出现了一个明显的峰值，而峰值对应的扫频频率即为眼压传感器的谐振频率．10.13245/j.hust.240572.F008图8检测到传感器时的信号测量结果当提取阻抗实部曲线峰值时，信号上的毛刺较多，直接提取信号峰值会引入较大的误差，不利于信号峰值的定位．为了进一步准确地提取阻抗实部变化曲线峰值的位置，须对信号进行算法处理．本研究使用一种洛伦兹函数曲线拟合的峰值提取方法．从式(1)可以得到阻抗实部Rreal与频率f之间存在固定的理论关系，进一步推导可得2πLrk2QsFsRreal=Qs2+(1-2Qs2)x+Qs2x2，式中x=(Fs/f)2．可以看出：阻抗实部Rreal的倒数再经过一定的平移和缩放之后，得到了一个关于x的二次函数．因此，将阻抗实部取倒数，进行二次多项式拟合，将得到的拟合曲线再次取倒，便得到了阻抗实部的拟合曲线．经过数据处理分析得到：洛伦兹拟合后的曲线与原始数据的相关系数r2为0.92，可以作为定位信号峰值的依据．3.2　加减压实验使用上述洛伦兹拟合的数据处理方法，对实验装置进行了如下的加减压实验．将无线眼压传感器紧贴于人工眼球表面，读取线圈和眼压传感器距离约为5 mm，通过眼压试验平台内的加压泵进行缓慢方波式加减压，人工眼球内部压力peyes由压力传感器测得，同时信号读取电路实时读取眼压传感器的谐振频率信号．实验结果如图9(a)所示，验证了该无线眼压传感器及对应的信号采集装置测量眼压的可行性．10.13245/j.hust.240572.F009图9加减压实验数据为了进一步验证传感器的灵敏度、响应快慢等性能，又进行了以下实验：通过上述的眼压试验平台对人工眼球进行了阶梯型的施压，并且通过信号读取电路读取不同压力下的的阻抗实部曲线，对曲线进行洛伦兹函数拟合进一步得到拟合后峰值频率(谐振频率)，得到的谐振频率与压力的同步变化关系如图9(b)所示．可以看出：谐振频率随着压力的阶梯变化也呈现出了明显的阶梯变化，同时响应快速，表现出较为良好的稳定性．通过上述的阶梯加减压实验可以得到眼压传感器的压力-谐振频率曲线，如图10所示．10.13245/j.hust.240572.F010图10眼压传感器的压力-谐振频率曲线对图中的原始数据进行一次函数拟合，可以得到该眼压传感器的灵敏度为467.3 Hz/Pa，而且加压过程和减压过程的数据有着较高的重合度．将拟合得到的一次函数作为眼压传感器的标定曲线，可以得到真实眼压值和传感器测得的眼压值的误差在±0.2 kPa内，能够满足测量要求．4 结语本研究针对目前眼压的测量，基于LC串联谐振的原理，提出一种非侵入式的柔性无线眼压传感器，使用液态金属态的电感线圈作为应变单元．传感器制备方面采用一种基于软光刻和热塑成型的微通道液态金属注入的传感器制备方法，有效降低了传感器的弹性模量，提高了灵敏度与佩戴舒适性．配合眼压传感器设计了一种专用的信号采集装置，体积小巧，可以实时、准确获取眼压传感器的谐振频率．在信号峰值提取方面使用了洛伦兹函数曲线拟合的算法，进一步提高了谐振频率的测量精度．在人工眼球施压试验平台上得到非侵入式眼压传感器的灵敏度为467.3 Hz/Pa，测量精度为±0.2 kPa，且在线性度、重复性方面表现良好，证明了该非侵入式眼压监测系统的实用性．