生物医学传感器设计报告.docx

东南大学生物科学与医学工程学院 生物医学传感器设计报告专 业： 生 物 医 学 工 程 姓 名： 学 号： 实 验 室: 东南大学医用电子技术实验中心 设计时间： 2014年8月25日 2014年9月5日 评定成绩： 审阅教师： 2014年9月12日目录1传感器性能指标的测试32.血氧信号的检测62.1课题背景62.2 系统设计102.2.1设计要求102.2.2设计思路11 1.基本思路11 2.单元模块设计11 （1）探头11 （2）控制电路12 （3）滤波13 （4）交直流分离15 交流分离电路162.3系统调试162.4实验中存在的问题及反思183总结184参考文献195附录201传感器性能指标的测试一、实验目的1. 通过查阅资料，了解传感器的性能及应用；2. 学会自主制定检测方案；3. 通过实际检测，熟悉和掌握各种传感器的性能指标，为后继设计提供依据。二、实验原理1电偶传感器：两种不同的金属组成回路时，若两个接触点温度不同，则回路中就有电流通过，称为温差电现象或塞贝克效应。热电偶传感器就是利用这种效应制成的热敏传感器。它具有测温范围宽、性能稳定、准确可靠等优点，应用广泛。温度差现象：在塞贝克效应中，若保持两接触点的温度差，回路中就存在恒定的电势。塞贝克电势可用下式表示： 式中：、均为热电偶常数；T1为第一接触点上的被测温度；T2为第二接触点上的参考温度（通常为0C）。常用材料的较小，故在温差不大时，近似于线性关系。 2.电阻：热敏电阻是一种对温度敏感的具有负电阻温度系数的温敏远见，由氧化锰、氧化镍、氧化钴等氧化物和陶瓷、半导体材料制成，其电阻率比金属大得多。用于生物医学的热敏电阻的电阻率约为0.1100.m，通常做成珠状、圆盘状、薄片状、杆状和环状的器件，具有尺寸小、灵敏度高和很好的长期稳定性等特点，应用很广。3.传感器：光电式传感器是以光电器件作为转换元件的传感器。它可用于检测直接引起光量变化的非电量，如光强、光照度、辐射测温、气体成分分析等；光电式传感器具有非接触、响应快、性能可靠等特点，因此在工业自动化装置和机器人中获得广泛应用。三、实验数据及分析1热电偶传感器温度电压（mv）组一组二661.491.5631.331.35601.241.22571.111.15411.01510.890.9480.760.74450.640.62420.510.52390.410.4360.30.29330.190.18300.10.09从图表以及下图中可以看出热电耦随温度的降低电势差减小。斜率为K=0.038（mv/）电势差随温度变化关系图如下图示。2.热敏电阻温度（）电阻（）组一组二79130.613130.61276129.513129.5173128.263128.26570127.179127.1867125.998125.99764124.779124.7861123.644123.64558122.288122.28955121.274121.27752119.782119.78649118.852118.85446117.862117.86343116.789116.7940115.92115.91937114.782114.78134113.536113.53531112.412112.411从上表与下图中可以看出热敏电阻随着温度的下降电阻减小，其中斜率K=0.380/ 3.光电传感器截止（遮挡）导通（不遮挡）5.02V610mv4.血氧探头交流电压直流电压红外组员1360mv1.25V组员2280mv1.01V红光组员1380mv2.10V组员2300mv2.10V组员1的Q值=0.628组员2的Q值=0.522.血氧信号的检测2.1课题背景2.1.1临床意义血氧饱和度是呼吸循环的重要生理参数。人体的新陈代谢过程是生物氧化过程，而新陈代谢过程中所需要的氧，是通过呼吸系统进入人体血液，与血液红细胞中的血红蛋白(Hb)，结合成氧合血红蛋白(HbO2)，再输送到人体各部分组织细胞中去。许多临床疾病会造成氧供给的缺乏，这将直接影响细胞的正常新陈代谢，严重的还会威胁人的生命，所以动脉血氧浓度的实时监测在临床救护中非常重要。一般情况下人体的血氧饱和度是正常的（动脉约98%，静脉约75%），人体手术后需要检测血氧饱和度，例如在急性心肌梗死患者恢复期测定混合静脉血氧饱和度可以有效判断左室收缩功能，对急性心肌梗死患者左室功能的恢复有明显的预测作用。在腹部手术后利用血氧饱和度对于低氧血症监测。由于脉搏血氧饱和度仪发现的低血氧饱和度早于临床表现，且利用血氧饱和度监测比较直观，方便，无需反复抽血。可以针对性的加强术后低氧血症的预防及护理。2.1.2检测原理脉搏血氧的测量原理是根据郎伯一比尔定律(LambertBeer Law)，采用光电技术进行血氧饱和度的测量。当一束光打在某物质的溶液上时，透射光强I 与发射光强IO之间有以下关系：（3.3）I 和I0 的比值的对数称为光密度D，因此上式也可表示成：（3.4）这里，C 是溶液(例如血液)的浓度， d 为光穿过血液的路径， k 是血液的光吸收系数。若保持路径 d 不变，血液的浓度便与光密度 D 成正比。图3.2 单色光透过溶液时的Lambert定律模型3.3式建立在理想的组织模型条件下，条件为：入射光光源是单频的；光线平行传播；吸收组织在光学特性上是各向均匀的，不存在机体散射效应。假定机体吸收组织由N层组成，第层吸收组织浓度为，厚度为，吸收系数为，为LED光源入射强度，为对应的入射光波长。波长为、光强为的单色光垂直照射人体，当透射光区域动脉血管搏动时，动脉血液对光的吸收量将随之变化，而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的。由图3.2可知，在心脏舒张期（Diastole），最大透射光强可表示为： （3.5）在心脏收缩期（Systole），心跳最大程度时，假定动脉血液中只有氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）是有效吸光组织，在式3.5的基础上，还需增加这两部分的吸收系数，这是产生的最小透射光强可表示为： （3.6）其中表示由于动脉血管组织体积变化引起的光程变化，表示还原血红蛋白（Hb）的浓度，表示氧合血红蛋白（HbO2）的浓度，表示Hb的吸收系数，表示HbO2的吸收系数。图3. 3 心脏收缩（Systole）和心脏舒张（Diastole）机体组织对入射光的吸收分析将式3.5与3.6相除，再取对数，可得动脉血液组织的吸收部分： （3.7）根据功能性氧饱和度的定义，利用两个不同波长的LED入射光源，分别为和，由动脉组织体积变化引起的光程变化可通过以下运算而去除，所得结果Q为双波长吸收比率： （3.8）从而功能性血氧饱和度可表示为： (3.9)图3.4 氧合血红蛋白和还原血红蛋白的吸收光谱曲线图3.4中Extinction Coefficient为吸收系数。在红光波长处，的吸收系数远大于的吸收系数，而在近红外波长处，两者的差别很小。若选择合适的入射光波，使得近红外光谱区，式3.9可简化为： (3.10)和Q之间近似呈线性关系。由 (3.11)、是由于脉搏搏动而引起的透射光的最大变化量，考虑和远小于1（x充分小时，），则有： (3.11)只要测定两路透射光的最大光强和，以及由于脉搏搏动而引起的透射光最大变化量、；或是测定两路透射光最大光强和，与最小光强和代入式3.11就可以计算出双波长吸收比率。其中透射光的变化量称为动脉分量或交流量（AC）；而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的，称为直流（DC）。考虑到透射光中交流量占直流量的百分比远小于1，透射光的最大光强可看成直流（DC）。取为660nm红光、为905nm红外光，则： （3.12）为准确预测血氧饱和度，通过获取实验数据再经定标来确定功能性氧饱和度。如采用FlukeIndex2 型血氧模拟仪进行定标。2.2 系统设计2.2.1设计要求通过查阅资料了解血氧饱和度的临床意义，根据设计课题一所掌握的血氧探头性能，设计并搭建血氧探头控制及检测电路。基本任务：设计完成单路光交、直流检测电路，并能在示波器上显示相应波形，根据所得波形计算出Q值。提高任务：在完成基本任务基础上 设计控制电路用以控制血氧探头以一定的频率轮流输出红光、红外光两路光信号； 设计信号分离电路，将经过光电检测电路所检测出的含有红光、红外光混哈信号分离出来； 结合基本任务完成血氧饱和度检测电路。2.2.2设计思路1.基本思路整个课题的设计思路主要分为探头、控制电路、滤波、交直流分离（两部分并联）四个部分。基础任务为后三部分，提高任务是在基础任务的基础上加了控制电路，以实现控制红外和红光以一定频率轮流输出和分离红外和红光。2.单元模块设计（1）探头1血氧探头简介血氧探头传感器是7针接头（由于4脚和8脚未引出，实际为7针接头。另有实际意义上的9针接头，其4脚和8脚分别接芯片的正负端），R、IR、PD分别为红光发光二极管（波长660nm）、红外发光二极管（波长905nm）、光敏电阻。测量所得红外发光管的正向压降是1.07V（理论值1.0V），红光发光管的正向压降是1.575V（理论值1.5V），光敏二极管的正向压降为0.616V（理论值0.58V）。脚1与脚6间的电阻（Nellcor血氧模块通过判断该电阻值然后选择确定血氧饱和度的系数）。2.血氧探头发光、驱动电路图2.1为血氧探头的发光驱动电路，当为高电平时，为低电平，红光发光二极管亮；当高电平时，为低电平，红外发光二极管亮。血氧传感探头是将光信号通过硅光管转化为电流信号。但是，电流信号处理起来不方便，所以需要将电流信号转换为电压信号，然后对电压信号进行处理。可以采用反相放大电路来完成电流电压转换。电路如图2.2所示：图2.1 血氧探头发光驱动电路图2.2 光电检测电路（2）控制电路控制电路的基本设计思路是在一个周期内，控制660nm的红光和905nm的红外两种波长周期性发光。具体电路是由一个时基电路555定时器构成的多谐振荡器，由74LS04反相器构成下降沿触发器，由高电平触发的电子开关4066作为控制部分，如图2.3示。时基电路555定时器构成的多谐振荡器，555定时的振荡周期：T=TPH+TPL=0.7（R1+2*R2）CT为555定时器的振荡周期，TPH为充电时间，TPL为放电时间。根据公式计算出周期为14s，模拟开关4066将由血氧探头测得的红外和红光分成两路输出。图2.3 控制电路电路图（3）滤波人体信息本身具有不稳定性、非线性和概率特性。脉搏波的频率属于低频，频率范围是0.13Hz,主要频率分量一般在2Hz内，且信息微弱，噪声强，因而信噪比低。在实验中主要存在的信号干扰有检测电路的噪声，人体其他信号的干扰，50Hz工频干扰，测量过程中人体运动的噪声等。在滤波的过程中，我们主要采用了低通滤波和50Hz工频陷波来消除噪声。a. 低通滤波低通滤波我们采用了二阶低通滤波，根据 ,设计截止频率为10Hz，取电容为10F，电阻为1.6K，电路图如下图2.4示。仿真截止频率为6.67Hz，实际电路截止频率为6.6Hz。图2.4二阶低通滤波图2.5低通滤波仿真结果b. 工频陷波50Hz陷波电路如图2.6示，这里我们采用的是无源陷波，根据，取R=3.2K，C= 1F，理论值为49.7Hz， 仿真结果如图2.7示。2.6 50Hz陷波电路图2.7电路仿真图（4）交直流分离a.直流分离电路图2.8直流分离电路仿真图图2.9直流分离仿真图b.交流分离电路图2.10交流分离电路图2.11交流分离仿真图2.3系统调试1.各级电路理论与实际值的比较a.低通滤波截止频率理论值仿真值真实值10Hz6.67Hz6.6Hzb.50Hz工频陷波理论值仿真值真实值49.7Hz50.501Hz55Hzc.交直流分离加Vpp=500mv，偏置2V的正弦波输入电压理论值仿真值真实值直流输出2V直流电压加Vpp=500mv，偏置2V的正弦波输入电输出2V直流电压加Vpp=100mv，偏置2V的正弦波输入电压输出2V直流电压交流输出Vpp=500mv正弦波输出Vpp=500mv正弦波输出Vpp=500mv正弦波d.增益Av理论值实际1062.实验照片图3.1未加控制电路时交直流信号图3.2分离红外与红光交流电路3.实验数据与结果红光红外正常憋气户外正常憋气户外刘亚迪交流/mv18.1008.05012.05044.22522.10026.125直流/mv372.701518.229Q值0.5690.5060.641鞠寅晖交流/mv8.08510.0508.05014.07518.10014.075直流/mv455.377581.671Q值0.7340.7090.7402.4实验中存在的问题及反思1、 刚开始的时候过渡时间过长，导致正常波形显示不完整，所以将周期调长至14s2、 交流分离之后，显示波形过小，所以加了一个放大电路。3 总结1、看到分离电路的任务，我们刚开始觉得看起来就很难，所以毫不犹豫的放弃了这个提高任务。但是后来老师要求我们去做之后，我们找到了4066的引脚图，很简单就弄出来了。无论遇到怎样的难题，都不能退缩，只要去做，就不会难，不去做，那永远是难题。2、在实验过程中，多次出现了问题，一度心情很烦躁，严重影响了实验进度。科学是一个漫长枯燥的过程，必须要耐下心来，去发现解决问题。3、电路出现问题要冷静，先逐级检查，找出问题在哪里。如果查不出，可重连部分电路。4 参考文献1康华光，电子技术基础，高等教育出版社 2余璆，数字电子技术第九版，电子工业出版社 3黄雷，夏兰，生物医学传感器设计实验指导书2014 4应明英，闵龙秋，脉搏血氧饱和度仪的原理及临