一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置及其
方法
技术领域
[0001] 本
发明涉及用于生命科学领域显微注射系统的无透镜成像技术和超微量注射控制技术，具体涉及一种利用线阵图像
传感器在无透镜的情况下对毛细玻璃注射针中液面进行成像，测量其
位置变化，从而对微量注射
泵进行闭环控制的新型方法，主要应用于在对胚胎、细胞、斑
马鱼幼鱼等微小
生物体进行显微注射过程中，对针管内液面进行实时检测，从而产生反馈对注射量实现精确控制。
背景技术
[0002] 随着生命科学技术的进步，基于胚胎、细胞以及斑马鱼幼鱼、
线虫、果蝇等微小生物体进行基因、药物以及发育学研究成为了一种普遍使用的研究方法。由于这些实验对象仅有数微米到数百微米的尺度，因此使用毛细玻璃针在
显微镜下进行的显微注射技术，成为了将外源物质如基因、药物等注入
微生物体内应用最为广泛的操作方法。目前常见的显微注射系统，是将拉针仪拉制好的毛细玻璃针，使用
持针器连接在微量
注射泵上进行注射的，如图1所示。操作者将样本置于显微镜下，操纵持针装置，将玻璃针插入实验对象体内，启动注射泵完成注射。毛细玻璃针的尖端直径一般为5～20μm，玻璃针直段直径一般约为1mm，内径有不同规格，常用内径为0.5mm。对于20nL以下的注射量，一般使用以气压驱动的微量注射泵做为
驱动器件。使用气泵进行微量注射是目前最为成熟的注射手段，国际上成熟的商业化的微量注射泵是通过调节保持压
力、注射压力以及注射时间来调节单次注射量。其中保持压力是用来克服玻璃针内液体的毛细力、液体重力等影响，从而维持玻璃针内的液面平衡。当进行注射时，注射泵使用注射压力来克服毛细力，打破液面平衡，进而推动液面前进实现注射，实际的注射量V等于：
[0003] V＝υ·d·t (1)
[0004] 其中υ为液面移动速度，d为毛细管内径，t为注射时间。
[0005] 微量注射系统示意图如图1所示，由于显微镜的
视野很窄，成像焦距很短，因此在注射过程中无法通过显微镜实时观察到玻璃针内液面的变化情况，一般只能凭经验在实验前调整注射泵参数。注射参数与玻璃针头(如图2)的长短、形状及开口大小、注射液的
粘度等参数均有关系，因此每次实验前均需耗费大量时间进行注射参数测试。同时在注射过程中，由于毛细力、液面变化、外界环境变化均会引起注射参数的显著变化，因此实验过程中的注射量通常会有较大误差；在注射大分子药剂时，经常出现堵头问题，也难以被实验人员发现，因此不同注射样本之间的一致性也很差。这一问题严重限制了大规模、高通量的生命科学实验的开展，是亟待解决的重大难题之一。
[0006] 解决这一问题的关键是需要增加能够
感知玻璃针液面位置变化的传感装置。而显微注射需要对注射量进行纳升量级的控制，产生的液位变化仅有几微米，因此只有增加显微装置才能进行液面的测量，在一般的光学系统中，物体反射(或发出)的光线需要通过透镜组投射到CMOS或CCD图像传感芯片上才能进行成像。为保证成像的清晰，物体与透镜、透镜与传感芯片均需要保持一定距离，因此限制了成像系统的体积。而在显微
操作系统中，由于空间结构的限制，额外增加用于液位观察的显微镜是不现实的。
[0007] 因此需要研制一个超微型的液面传感与控制装置，实时测量玻璃针内的液位变化，并通过控制
算法在线调整微量注射泵的注射参数，同时在空间上不与显微镜、
机械臂等其他仪器干扰。
发明内容
[0008] 本发明是为了解决现有缺少能够精确检测毛细玻璃针内液面位置变化的装置及精确控制注射液体体积的问题。现提供
一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置及其方法。
[0009] 一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置，所述装置包括注射泵和持针器e，持针器e用于夹持注射针c，注射泵用于提供注射所需动力，所述装置还包括无透镜光学
液位传感器和微量注射控制单元，
[0010] 无透镜光学液位传感器设置在注射针c外壁上，用于测量注射针c内液位变化；
[0011] 微量注射控制单元设置在持针器e上，用于
跟踪液位变化情况，修正注射泵的注射压力，使注射针c内液位达到稳定；
[0012] 无透镜光学液位传感器包括微型线阵图像传感芯片5、减光膜1、平行
光源4和夹持
外壳6，
[0013] 平行光源4设置在注射针c的外
侧壁上，减光膜1设置在注射针c的外侧壁上且位于平行光源4的透射面，减光膜1外表面设置有微型线阵图像传感芯片5，夹持外壳6将微型线阵图像传感芯片5、减光膜1和平行光源4包裹在内，
[0014] 平行光源4产生的
透射光穿透透明的玻璃材质的注射针c管，经过减光膜1将平行光源4的强度减弱至微型线阵图像传感芯片5的感光范围内，最终射入微型线阵图像传感芯片5中，由微型线阵图像传感芯片5测量注射针c内液位变化。
[0015] 根据一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置实现的方法，所述方法包括以下步骤：
[0016] 步骤一、平行光源4发出的光穿透透明的玻璃材质的注射针c，经过减光膜1进入微型线阵图像传感芯片5，注射针c内的液面在微型线阵图像传感芯片5上呈现虚像；
[0017] 步骤二、微量注射控制单元根据虚像计算液体的注射参数；
[0018] 步骤三、微量注射控制单元根据最小注射量对注射泵的压力进行修正，使
注射器内的注射液体稳定。
[0019] 本发明的有益效果为：
[0020] 本
申请采用毛细玻璃针作为成像对象不经过透镜，而是直接贴合在传感芯片表面，由平行光源产生的光穿透玻璃针射入微型线阵图像传感芯片。由于光线穿过液体与穿过空气产生的折射和散射存在差异，因此在微型线阵图像传感芯片上产生
亮度差异，一般来说，液体在微型线阵图像传感芯片上产生高亮、空气的成像则较暗。在这一过程中，光线强度需要满足空气部分的光强小于微型线阵图像传感芯片饱和光强。由于光线没有经过透镜聚焦进入微型线阵图像传感芯片，因此玻璃针内的液面在微型线阵图像传感芯片上呈现虚像。通过虚像的灰度变化，可以测得液位变化，液面位置处的光强和位移关系如图5所示。然后，采集该液位变化来修正注射泵的注射压力，使注射针内的注射液体达到稳定。
[0022] 1、本申请采用无透镜成像技术，能够在非常紧凑的体积上实现显微测量，以实施方案1为例，其传感器体积可以控制在15mm×7mm×7mm以内，可以在不影响显微注射操作的情况下直接夹持在注射针上。而传统的光学显微系统，需要复杂的光路和光源结构，体积与重量均数百至数千倍于本发明建立的传感器，无法用于注射针内液面测量。
[0023] 2、本申请能够实现对液位变化的超高
精度测量，为显微注射的超微量控制提供高精度反馈。以实施方案1为例，其理论最大分辨能力可达3.4pL，在目前的液位测量技术中无法实现这一精度的测量。
[0024] 3、本申请具有极强的抗干扰能力。由于微型线阵图像传感芯片采用光学测量方法，以及封闭的光源环境，其
信号不易受到外界干扰。而在其他微液滴测量技术，例如利用电容进行液滴感应的技术中，由于其电容变化非常微小，因此其传感信号极易受到外界电
磁场、电源
波动、以及电容自身边缘效应等因素的影响，无法实现高精度测量。
[0025] 4、本申请具有结构简单、成本低、技术成熟度高等特点。本申请所采用的器件，均为工业领域成熟器件，其小批量造价仅为数千元，可以适配各类商用
气动微量注射泵，方案成熟可靠。对比目前某些尚在研究中的，以压电陶瓷为驱动的超微量注射技术，其成本和可靠性均具有明显优势。
[0026] 5、本申请不会在显微注射仪器内产生“死区”，即无法去除的气泡区域，残留的气泡在注射过程中体积不断变化，严重影响注射量的控制精度。由于本申请采用非侵入式测量，因此无需改变实验人员一般的操作习惯，常规的排气、灌液方法均不受影响。而某些以压电陶瓷为驱动的同类技术，均采用入侵式测量和驱动，结构上容易产生“死区”。
附图说明
[0027] 图1为现有的微量注射系统结构示意图，其中，附图标记a表示培养皿，附图标记b表示显微镜，附图标记c表示注射针，附图标记d表示机械臂，附图标记e表示持针器，附图标记f表示注射泵，可以采用气动微量注射泵实现；
[0028] 图2为图1中注射针的局部放大图，其中，附图标记g表示针尖局部放大图，附图标记h表示针尖外径尺寸为20μm，附图标记i表示针管外径尺寸为1000μm；
[0029] 图3为具体实施方式一所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置的结构示意图；
[0030] 图4为图3中无透镜光学液位传感器的结构分解示意图；
[0031] 图5为微型线阵图像传感芯片采集到的光强位置关系示意图；
[0032] 图6为注射针液面毛细力示意图；
具体实施方式
[0034] 具体实施方式一：参照图3和图4具体说明本实施方式，本实施方式所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置，所述装置包括注射泵和持针器e，持针器e用于夹持注射针c，注射泵用于提供注射所需的压力，所述装置还包括无透镜光学液位传感器和微量注射控制单元，
[0035] 无透镜光学液位传感器设置在注射针c外壁上，用于测量注射针c内液位变化；
[0036] 微量注射控制单元设置在持针器e上，用于跟踪液位变化情况，修正注射泵的注射压力，使注射针c内液位达到稳定；
[0037] 无透镜光学液位传感器包括微型线阵图像传感芯片5、减光膜1、平行光源4和夹持外壳6，
[0038] 平行光源4设置在注射针c的外侧壁上，减光膜1设置在注射针c的外侧壁上且位于平行光源4的透射面，减光膜1外表面设置有微型线阵图像传感芯片5，夹持外壳6将微型线阵图像传感芯片5、减光膜1和平行光源4包裹在内，
[0039] 平行光源4产生的透射光穿透透明的玻璃材质的注射针c管，经过减光膜1将平行光源4的强度减弱至微型线阵图像传感芯片5的感光范围内，最终射入微型线阵图像传感芯片5中，由微型线阵图像传感芯片5测量注射针c内液位变化。
[0040] 本实施方式中，微型线阵图像传感芯片5夹持在玻璃材质的注射针上，采用柔性
电路板连接微型线阵图像传感芯片5与微量注射控制单元，微量注射控制单元可以安装在持针器、显微操作机械臂等位置。
[0041] 减光膜能够将特定
频谱范围的入射光强以特定比例减弱，作用是消除外界杂光对传感器的干扰，同时将平行光源的强度减弱至图像传感器的感光范围内。
[0042] 平行光源由LED发光元件以及导光
纤维、均光膜组成，提供均匀稳定的透射光。
[0043] 夹持外壳是将微型线阵图像传感芯片、减光膜、平行光源集成在一起的结构，同时构建封闭环境减少外界光线的进入。夹持外壳还通过
橡胶结构提供夹持在玻璃针上时的阻力，以确保测量的稳定。以上结构如图4。
[0044] 控制单元主要完成
图像采集和处理算法、流量控制算法、通信程序等，
硬件上可由
单片机、DSP、FPGA等计算芯片承担。
[0046] 本发明中微型线阵图像传感芯片可选用Hamamatsu生产的型号为S10226线性CMOS图像传感器作为检测芯片，其传感位数为12bit，感光区域规格为单一
像素7×125μm，线阵共1024个像素，感光区域共长8mm，外形尺寸为9.1mm×2.4mm×1.6mm。传感器表面加盖减光90％的减光膜，外加光源为LED发光元件和导光纤维组成，光强约为150lux。玻璃注射针可选用外径1mm，内径0.5mm的毛细玻璃管进行拉制。气动显微注射泵可搭配Eppendorf公司生产的FemtoJet 4i皮升级显微注射泵。
[0047] 在本实施例中，假设液面光线可使传感器像素饱和，空气光线经减光膜后未达到传感器
阈值，此时的液面界面光强差值为4096，设电噪
声波动为10％，将参数代入公式1，则理论最小液位
分辨率为：
[0048]
[0049] 将Δx数值代入公式2，
[0050]
[0051] 可计算最小注射量的测量能力为3.4pL，这一分辨能力超过微量注射泵的最小注射体积以及一般生命科学实验对于注射液量的要求，因此能够满足实际使用需求。
[0052] 对于0.5mm内径的注射针来说，其液面界面宽度约为35μm。因此在使用S10226传感器时，其最大液位检测量程为(8mm-2×0.035mm)＝7.93mm，换算为液体体积的最大量程为1.56μL，按照一般实验单次注射2nL的体积计算，本申请灌液一次可以进行780次注射，能够满足绝大多数实验的连续注射要求。
[0053] 具体实施方式二：本实施方式是对具体实施方式一所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置作进一步说明，本实施方式中，平行光源4包括LED发光元件、导光纤维和均光膜，LED发光元件、导光纤维和均光膜从外至内依次贴合排列。
[0054] 具体实施方式三：本实施方式是对具体实施方式一所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置作进一步说明，本实施方式中，控制单元包括驱动电路3和柔性
电路板2，驱动电路3设置在持针器e上，驱动电路3通过柔性电路板2连接微型线阵图像传感芯片5，柔性电路板2用于采集微型线阵图像传感芯片5的测量信息，根据该信息修正注射泵的注射压力，驱动电路3用于按照柔性电路板2发送的注射压力，驱动注射泵工作。
[0055] 具体实施方式四：本实施方式是对具体实施方式一所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置作进一步说明，本实施方式中，微型线阵图像传感芯片5是一种在y方向上仅有一列或几列感光单元的图像传感芯片，在x方向上有数百或数千感光单元的图像传感芯片。
[0056] 本实施方式中，线阵图像传感芯片是一种在y方向上仅有一列或几列，而在x方向上有数百或数千感光单元的图像传感芯片。传感芯片x方向上的长度决定了液位测量的最大量程；感光单元x方向的尺寸与传感器测量精度成正比；感光单元y方向的尺寸与传感器对光源亮度的需求成反比。感光单元对光线强度的感应是在一定区间内的，测量光强须在这一范围之内。
[0057] 具体实施方式五：根据具体实施方式一所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置实现的方法，所述方法包括以下步骤：
[0058] 步骤一、平行光源4发出的光穿透透明的玻璃材质的注射针c，经过减光膜1进入微型线阵图像传感芯片5，注射针c内的液面在微型线阵图像传感芯片5上呈现虚像；
[0059] 步骤二、微量注射控制单元根据虚像获得液体的最小注射量；
[0060] 步骤三、微量注射控制单元根据最小注射量对注射泵的压力进行修正，使注射器内的注射液体稳定。
[0061] 具体实施方式六：本实施方式是对具体实施方式五所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置实现的方法作进一步说明，本实施方式中，液体的最小注射量为：
[0062] 微型线阵图像传感芯片5的理论最小分辨能力Δx表示为：
[0063]
[0064] 式中，P0、P1为液体和空气处由二进制表示的光强强度；a为单个像素长度；N表示液面交界区域，从最小光强P0到最大光强P1所经过的像素个数；
[0065] 根据微型线阵图像传感芯片5的理论最小分辨能力Δx，获得液体的最小注射量为：
[0066]
[0067] 式中，d为注射针的内部直径，Vmin为注射针内液体的最小注射量Vmin。
[0068] 本实施方式中，由于微型线阵图像传感芯片采集回的信号包含光源和传感器的噪声波动，因此(P1-P0)所代表的光强分辨能力需要乘以误差系数ε0，其值需要根据传感器的噪声宽度确定。
[0069] 具体实施方式七：本实施方式是对具体实施方式六所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置实现的方法作进一步说明，本实施方式中，步骤三中，微量注射控制单元根据最小注射量对注射泵的压力进行修正的方式为：
[0070] 根据注射针c内的液位平衡方程：
[0071] Fb＝Fc+FG+Fa，公式3，
[0072] 获得注射泵的平衡压力Fb，
[0073] 式中，Fc为针尾对注射针内液体产生的毛细力；FG为注射针内的液体重力在注射时竖直方向的分量；Fa为外界气压，
[0074] 注射针c内的液体在针尖和针尾各存在一个毛细力，但是在实际应用过程中，由于针尖会浸入到
水或者与水相融的液体中，因此，针尖的毛细力消失，仅存针尾对注射针内液体产生的毛细力Fc，在界面交界处，毛细力Fc为：
[0075] Fc＝2πrσAcosθ，公式4，
[0076] 注射针内的液体重力在注射时竖直方向的分量FG为：
[0077] FG＝πr2ρgh·sinβ，公式5，
[0078] 式中，σAcosθ为毛细管内作用于单位长度三相周界上对水柱向上的拉力，由实验测得；θ表示毛细玻璃管内凹液面与玻璃管壁的夹
角；r为注射针的内部半径；β为实际注射时，注射针和水平面的夹角。
[0079] 微量注射控制单元根据最小注射量对注射泵的平衡压力进行修正，使注射器内的注射液体稳定。
[0080] 具体实施方式八：本实施方式是对具体实施方式七所述的一种基于无透镜成像技术的超微量注射检测与控制装置实现的方法作进一步说明，本实施方式中，使注射器内的注射液体稳定指的是注射针的注射压力与液体流量平衡，
[0081] 注射压力与液体流量满足为：
[0082] 在注射过程中，针尖注射压力与流量的关系，利用微观
流体力学进行计算，针尖流量Q通过泊肃叶方程进行估计为：
[0083]
[0084] 式中，p为注射压强，μ为动力粘度，L为管道长度；
[0085] 针尖简化为等变截面管道的截面，d＝2tanα，对该截面求导，锥形管道内流动满足压力与流量的关系变为：
[0086]
[0087] 式中，d1、d2分别是针尖部分出入口直径，α为针尖的夹角。
[0088] 由以上推导，可以计算得到相应的注射压力和注射时间。控制单元控制注射泵执行注射操作过程中，通过跟踪液面的变化情况，监控注射量变化，从而修正注射参数并提示堵头等常见故障的发生。
