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1、医用传感器原理及应用 内容提要1、医用传感器基础2、生物电检测电极3、常用医用物理传感器4、化学传感器和生物传感器5、传感器技术的发展与展望1 医用传感器基础 对传感器的定义：中华人民共和国国家标准(GB766587)对传感器下这样的定义：传感器是能感受规定的被测量并按照一定的规律转换成可用输出信号的器件或装置，它通常由敏感元件和转换元件组成。国标中的定义强调了被测量按一定规律转换成可用输出信号，而且它给出了传感器的结构信息，即它通常由敏感元件和转换元件组成。敏感元件是指能直接感测或响应被测量的部件。转换元件是指传感器中能将敏感元件感测或响应的被测量转换成可用的输出信号的部件，通常这种输出信号
2、以电量的形式出现。信号调节和转换电路是把传感元件输出的电信号转换成便于处理、控制、记录和显示的有用电信号所涉及的有关电路。有人也称这一部分电路为信号调理电路。医用传感器（Biomedical Sensors）医用传感器，顾名思义，它是应用于生物医学领域的那一部分传感器，它所拾取的信息是人体的生理信息，而它的输出常以电信号来表现，因此，医用传感器可以定义为：把人体的生理信息转换成为与之有确定函数关系的电信息的变换装置。人体生理信息有电信息和非电信息两大类，从分布来说有体内的（如血压等各类压力），也有体表的（如心电等各类生物电)和体外的(如红外、生物磁等）医用学传感器的分类传感器的分类方法多种多样
3、，有按传感器的工作原理分的，有按输入信息的类型分的，也有按能量关系或输出信号类型分的。医学测量中往往按被测信号来分类，如脉搏传感器、呼吸波传感器等。医用传感器按工作原理分类，大致可分为：生物传感器生理信号检测的特点医用传感器用于人体生理信息检测时，具有以下主要特点：被测量生理参数均为低频或超低频信息，频率分布范围在直流300Hz。生理参数的信号微弱，测量范围分布在uVmV数量级。被测量的信噪比低，且噪声来源可能是多方面的。由于人体是一导电体，体外的电场、磁场感应都会在人体内形成测量噪声，干扰生理信息的检测。人体是一有机整体，各器官功能密切相关，传感器所拾取信息往往是由多种参数综合而形成的。 医
4、用传感器的数学模型传感器的设计、制造和应用，均需要研究传感器的输入与输出的关系特性。描述传感器的输入一输出关系的数学表达式被称为传感器的数学模型，通常从传感器的静态输入一输出和动态输入一输出关系两分面建立数学模型。静态模型静态模型是指静态信号（输入信号不随时间变化或变化缓慢）情况下，描述传感器的输出与输入量间的函数关系。在实际工程应用中，忽略蠕动效应和迟滞持性、它可以用多项式来表示为：动态模型动态模型是指传感器在准动态或动态信号（即输入信号随时间变化）作用下，描述其输出一输入关系的数学表达式。要精确地建立传感器的动态数学模型较困难，工程上常利用近似方法，忽略次要因素。来简化动态模型的建立。医用
5、传感器的基本特性医用传感器的基本特性是指传感器的输出与输入的关系特性，它是传感器应用的外部特性，但是传感器不同的内部结构参数影响或决定着它具有不同的外部特性。医用传感器检测的生理信息，基本上有两种类型，即静态量和动态量。静态量是指不随时间变化或变化甚为缓慢的量(如体温)，动态量通常是周期性信号、瞬变或随机的信号(如心电、血压等)。静态特性静态特性表示传感器在被测生理量处于稳定状态时的输出与输入之间的关系特性，一般情况下，它呈现非线性关系。工程应用中，要求静态特性尽可能呈线性。衡量传感器静态特性的主要指标是线性度、灵敏度、迟滞、重复性、分辨力、零点漂移、温度漂移等。线性度指传感器输出随输入变化的
6、线性程度，它用输出量一输入量的实际关系曲线偏离直线的程度来表示。灵敏度是指传感器在稳态下输出变化对输入变化的比值。迟滞特性是指传感器在正(输入量增大)反(输入量减小)行程期间输出一输入曲线的不重合程度。迟滞是由传感器材料固有特性和机械上的不可避免的缺陷等原因产生的。重复性是指传感器在同一工作条件下输入量按同一方向作全量程连续多次变动所得到特性曲线的不一致程度。产生重复性误差的原因同样是传感器内机械缺陷引起的，如材料内的摩擦、间隙、积尘等。动态特性传感器的动态特性是指传感器对激励(输入)的响应(输出)特性。具有良好的动态特性的传感器，在动态(快速变换)的输入信号作用下，不仅能精确地测量信号的帕值
7、大小，而且能迅速准确地响应信号幅度变化和无失真地再现被测量信号随时间变化的波形。对医用传感器的基本要求 医用传感器作为传感器的一个重要分支，其设计与应用必须考虑人体因素的影响，考虑生物信号的特殊性、复杂性，考虑生物医学传感器的生物相容性、可靠性、安全性。1.传感器本身具有良好的技术性能，如灵敏度、线性、迟滞、重复性、频率响应范围、信噪比、温度漂移、零点漂移、灵敏度漂移等。2.传感器的形状和结构应与被检测部位的解剖结构相适应，使用时，对被测组织的损害要小。3.传感器对被测对象的影响要小，不会对生理活动带来负担，不干扰正常生理功能。4.传感器要有足够的牢固性，引进到待测部位时，不致脱落、损坏。5.
8、传感器与人体要有足够的电绝缘，以保证人体安全。；6.传感器进入人体能适应生物体内的化学作用，与生物体内的化学成分相容，不易被腐蚀、对人体无不良刺激，并且无毒。7.传感器进入血液中或长期埋于体内，不应引起血凝。8.传感器应操作简单、维护方便，结构上便于消毒。医用传感器在医学上的用途 检测检测正常或异常生理参数。比如：先心病病人手术前须用血压传感器测量心内压力，估计缺陷程度。监护连续测定某些生理参数是否处于正常范围，以便及时预报。在ICU病房，对危重病人的体温、脉搏、血压、呼吸、心电等进行连续监护的监护仪。控制即利用检测到的生理参数控制人体的生理过程。比如，用同步呼吸器抢救病人时，要检测病人的呼吸
9、信号，以此来控制呼吸器的动作与人体呼吸同步。3 常用医用物理传感器 物理传感器物理传感器是指基于物理学原理、检测机体物理学指标的一类传感器。物理传感器是生物医学传感器中的一个大类，其作用是将各种物理信号转化为电信号。物理传感器的分类物理传感器根据检测对象的不同，有温度传感器、压力传感器、血流量传感器、心音传感器、脉搏传感器、呼吸传感器等 。物理传感器根据工作原理分为电阻式传感器、电容式传感器、电感式传感器、压电式传感器、磁电式传感器、热电式传感器和光电式传感器等。3.2 压力的测量和压力传感器 医学常用的压力参数有：血压、颅内压、眼内压、肠内压、肺泡压等，其中最常规的测量内容是血压(Blood
10、 Pressure ,BP)。医学上测量的血压有动脉压、静脉压和心内压（包括心室压、心房压）等，每种压力信号又包括：收缩压、舒张压、平均压。压力传感器是检测人体内各种生理压力参数的传感器，在基础医学、临床诊断中应用十分广泛。对血压的测量方法有直接测量和间接测量。 直接测量血压的传感器包括液体耦合式传感器、导管端部传感器等。间接测量血压的方法是科氏音法。压力测量的基础电阻应变式传感器导体或半导体在外力作用下产生机械变形，其电阻将发生变化，这种效应称应变效应。利用应变效应制成传感器被称为应变片。应变片的种类繁多，有丝状、片状、薄膜状等。半导体同金属相比，具有更高的应变系数。但半导体电阻温度系数较高
11、，使用时必须采取温度补偿措施。应变片的主要参数：应变片电阻值绝缘电阻灵敏系数应变极限机械滞后零点漂移液体耦合系统及传感器 这是直接测量血压的最简单的方法，是将充满液体的导管插入到被测体内待测部位，通过导管内流体的耦合，将体内导管端部位置的压力信息传递到导管另一端的压力传感器内，这是临床和科研中广泛应用的一种成熟而可靠的常规手段。液体耦合系统及传感器通常使用一根不能透过X光线的聚乙烯导管，经皮插入臂静脉或锁骨下的大静脉中。近些年来较常用的是末端带有可充气气球的双腔导管或四腔导管，即所谓漂浮导管，它特别适合于测量肺动脉压。当插入到静脉中适当位置时，将气球充气，由于静脉血的回流造成气球的漂移，带动导
12、管进入右心房、右心室或肺动脉等指定位置。通常这种测量都要求在X光机的监视下进行，以确保导管进入到指定的位置。液体耦合系统及传感器临床常见的心导管液体耦合式传感器的基本结构包括一个弹性膜片，通过将压力信号转变成膜片的变形，再根据膜片的应变或位移，通过敏感部件转换成相应的电信号输出。目前使用很广泛的硅杯型压力传感器与图(c)所示的结构相似，它是在硅杯的圆形底部膜片上，应用半导体集成技术，在适当的位置制造4个阻值相同的半导体电阻组成测量电桥。当受到压力时，硅杯底部产生形变，集成的半导体应变电桥便输出相应的信号。这种硅杯型传感器具有许多优点，例如压阻系数高、机械性能稳定、膜片的谐振频率高等，因而得到越
13、来越多的应用。但是半导体电阻通常对温度很敏感，使用时必须采用某种温度补偿的网络，以修正由于温度变化对应变灵敏度和零点偏移造成的影响。 液体耦合系统及传感器由于有液体的惯性、液体流动时内部的摩擦阻力以及导管和膜片的弹性等因素，信号可能会失真。导管端部传感器为克服液体耦合式传感器的缺点，人们将压力传感器放置在导管端部，将待测部位的压力信号转变为相应的信息传递出去。此方法在一定程度上避免了液体耦合系统中信号的失真，可分为以下几种。导管端部传感器(1)电阻式传感器 (2)电感式传感器 (3)光纤式传感器 导管端部传感器（1）最早的电阻式导管端部压力传感器是1898年报道的，它是在导管端部装有一充满电解
14、液的小圆筒。一端是弹性膜片，上面安置了一个电极，在附近的位置设置了一固定的电极。当压力改变时，会使得这两电极间的相对位置改变，即改变了极间的电阻值。 导管端部传感器（1）导管端部传感器（2）当压力改变时，膜片的位移使得铁心在螺管中的位置左右变化，改变了螺管的电感量。左侧是高导磁材料制成的铁心，右侧为有机玻璃制成的虚拟铁心，以达到温度补偿的目的。导管端部传感器（2）通常把螺管接成调频振荡器的一部分，当压力增大造成高导磁铁心进入螺管，使螺管的电感增加时，则振荡器输出的频率变化就反映了位移的变化，只要铁心移动距离较小，频率的变化与两薄膜间的压力差就近似呈正比关系。由于这种传感器的质量很小，所以其频响
15、到100Hz以上还很平坦，这就可以同时测出心腔内血压和心音两种信号。由于心音信号频率较高，故可以用低通和高通滤波器将这两种信号分开。导管端部传感器（3）用于人体直接压力测量的光纤压力传感器的前端用液晶作为压力敏感元件，液晶受压使得入射光的反射强度发生变化，如图所示。导管端部传感器（3）导管端部的弹性膜片当受到压力作用时，产生位移，接收反射光的光检测器的输出发生变化。这种传感器内有直径为50um的多模光导纤维约80根，发射和接收的光纤以最合适的配置进行分布，膜片与光纤末端面间的距离约为30um，它的测量范围为-6.666kPa26.664kPa。间接测量血压科式音法采用导管术直接测量血压虽然具有很多优点，但它要求刺破皮肤，将导管插人体内，所以这种方法受到较大的限制。长期以来，人们一直致力于发展各种间接测量法。虽然间接法的测量误差大，而且只限于测量动脉压的特征值（收缩压、舒张压等），一般说来也不能连续监测，但因其方法简单安全，所以在临床上亦得到广泛应用。科氏音法原理利用袖带在体外对动脉血管加以变化的压力，通过体表检测出脉管内血流与外部压力之间相对应的关系，进而测出脉管内的血压值。通常使用袖带充气，阻断动脉血流，然后缓慢放气，在阻断动脉点的下游监听是否出现血流，当开
