本系统原设计为8通道QCM检测，即采用8套完全相同的以MAX913芯片为核心的振荡器，通过2个CD4069反相器反相后分别送到4个差频器74LS74的D端，每一个差频器74LS74内部有2个D触发器。2个6M高精度有源晶振分别经时钟芯片CDCV304后变成8个6M输出信号，分别送到4个差频器74LS74的CLK端。经过4个差频器74LS74差频后的频率信号送到可编程逻辑器件EPM570GT100C3芯片的I/O口。EPM570GT100C3在这里做频率计，通过软件编程来实现。记下的差频频率通过8位数据线送到51单片机AT89S52，同时AT89S52对EPM570GT100C3控制，以选择哪个通道，AT89S52处理后的数据经过232串口送到上位机。QCM凝血传感器属于非质量响应型传感器，利用石英晶体振荡频率变化对晶体所处体系密度和粘度变化的高度敏感性来检测体系性状的改变。QCM凝血传感器通过红细胞阻抗特性的变化引起传感器的响应来检测红细胞凝集时间和沉降速率。因此，利用基于QCM传感器的生物芯片检测技术，研制了凝血分析仪。
石英晶体振荡频率对晶体表面质量负载(质量效应)和反应体系物理性状如密度、粘度、电导率等(非质量效应)的改变高度敏感，具有亚ng级的质量检测能力，其灵敏度可达1ng／Hz。
以一个通道为例来进行基于QCM传感器的生物芯片检测电路的设计，由于一个通道所使用的逻辑门比较少，因此选择可编程逻辑器件EPM7128LC84-10。图1所示是系统总体设计框图。
图1 系统设计总体框图
1、石英晶体振荡及差频电路
为了保证QCM在滴入生物试剂后能振荡起来，必须采用一套比较特殊的自激振荡器电路，普通的用反相器构成的振荡器电路不易起振，自激振荡器通常是由基本放大电路、正反馈网络和选频网络三部分组成的。在石英晶体振荡电路中，石英晶体作为正反馈网络的主要组成部分，也是一种选频网络，只有在石英晶体振荡器的固有谐振频率下才能满足条件。根据这一原理，采用以MAX913芯片为核心的振荡器，它的输出是TTL电平，便于单片机或可编程逻辑器件的信号采集。测量用QCM振荡电路输出的方波信号送入差频器74LS74的D端，参考用高精度6M晶振输出的方波信号送入差频器74LS74的CLK端，得到的差频信号送入可编程逻辑器件进行计数，采用差频的目的是为了降低输入到可编程逻辑器件EPM7128的频率。石英晶体振荡及差频电路如图2所示。
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图2 石英晶体振荡及差频电路
2、EPM7128和AT89S52的控制电路
经过差频器74LS74后的差频信号，从74LS74的5脚输出送到可编程逻辑器件EPM7128的6脚I/O口上。由于可编程逻辑器件引脚比较灵活，又有可擦除可编程的能力，因此对原设计进行修改时，只需要修改原设计文件再对可编程逻辑器件芯片重新编程即可，而不需要修改电路布局，更不需要重新加工印刷线路板，这就大大提高了系统的灵活性，且具有很好的保密性，在这里通过软件编程将其设计为频率计。在开始测量时，上位机通过串口给51单片机AT89S52发出命令，AT89S52先给EPM7128的22脚一个RST复位命令，使EPM7128复位后开始工作计频，频率测量计时时间为100ms，计时结束后，EPM7128的46脚发出中断信号送给AT89S52的外中断0口（INT0），单片机接收到中断信号后从P1口的P10~P12给EPM7128发出3个选择信号SEL0~SEL2。由于在EPM7128设计的是32位计数器，而51单片机是8位机，因此需要4次分时处理32位数据信号，由选择信号SEL0~SEL2来控制。最终从EPM7128输出8位数据信号到AT89S52的P0数据口，经单片机处理后通过串口发到上位机进行最后的数据处理和图形界面显示。此部分硬件电路图如图3所示。
图3 可编程逻辑器件EPM7128和51单片机AT89S52的控制电路
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