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云南十一选五遗漏: SAW传感器在智能血凝仪中的应用

2014/10/15 17:26:46  来源?/span>计测网通讯?/a> 

广东快乐十分走势图 www.4sny7.cn   喻洪?,吴永?,2,王远?

  1·重庆大学光电技术及系统教育部重点实验室,重庆400030;

  2·西南大学工程技术学?重庆400716

  摘 ?针对现有血凝仪中所用的光电比浊法和双路磁珠法的不足,提出了一种新的血液凝固检测方?mdash;——声表面波(Sur2face Acoustic Wave简称SAW)传感器检测方?介绍了检测电路和信号处理电路的结构设计和工作原理,对所用SAW传感器进行了相关参数的验?对血液粘度建立了相应的数学模?实验结果证明了SAW传感器在血凝仪中的可行性和优越性?/p>

  现代止血与血栓分析仪的雏形出现于上世?0年代之后60年代出现了光学浊度法的血凝仪,但是血凝仪的真正发展与普遍使用乃是始于微电子技术、免疫化学技术的迅速发展的上世?0~80年代。然而在现有的检测原理中,都有不同程度的缺陷和不足。在光学比浊法中,为了克服黄疸、高血脂的影响,往往将样品本底浊度扣?这实际是以牺牲有效信号为代价?从而降低了信噪?所?ldquo;一般采用光学系统进行测定的仪器不能对血脂高的、黄疸或溶血的血浆得出精确的结果”[1];对于磁珠法而言,在样品凝固的过程?钢珠的运动幅度逐渐减小,从而以检测这种幅度的变化来检测血液的凝固?然而在钢珠的运动过程中,容易引起血液凝固物随钢珠一起运动的情况,从而降低了检测的精度。为?需要寻找更有效的检测方法。根据SAW传感器的工作原理,如果在压电基片上负载溶液,溶液的物理特?如粘滞系数、介电常数、电导率?会改变基片的力学与电学边界条?从而影响声表面波的振幅及传播速度,由于血浆在凝固的前?粘度发生了明显的变化,只要将声表面波传感器转变成单一的力学特性的检?就可以根据此原理来精确检测血浆的凝固点?/p>

  1 基本工作原理

  如图1是一种声表面波传感器的结构原理图,由叉指换能器(Interdigital Transducer,简称IDT)与基片材料构成。基片材料是由具有压电效应的晶体在特定的方向上切割而成,叉指换能?IDT)是用集成电路工艺沉积在基片材料上而成。在输入叉指换能器加入射频电压信号时,由于逆压电效?在基片材料上产生与射频信号相同频率的声表面波,声表面波沿着基片传输到输出叉指换能器?又因正压电效应转换为相同频率的电信号,声表面波的波?lambda;决定于叉指的间距Ws和叉指的宽度Wf,λ=2×(Ws+Wf),声表面波的波速为Vs,则声表面波的频率f=Vs/λ,从而通过测量SAW振荡器的频率就能测出声表面波的波速?/p>

  因此,当把配制好血液样品置于该传感器的基片上的时?不与IDT接触,避免对IDT的腐蚀),根据血液在凝固的前后粘度的变化,就可测量出频率的变化,从而以频率的变化来确定血液的凝固点。但由于此参数同时受到力学与电学边界条件的影?即频率的变化量包含有血液的电学边界特性信?因此必须要排除这种信息的干扰,使检测参数变为单一的力学特性的检?在这里我们可以在传感器与血液的接触面上镀一层非常薄的金属膜,质量负载趋于?使电学边界短?此时被测参量的变化就只反映了血液的粘滞系数的大小[2]?/p>

  2 检测电路的设计和分?/strong>

  由于在这里我们测量的是频率的变化,因此需要采用振荡频率法,另外,在实际应用中,SAW元件各组成部分的尺寸和性质都有可能随外界条?特别是温度的影响,外界条件的波动势必影响SAW元件的基本振荡频?为了消除这种外界条件的影?一种有效的办法就是采用双延迟线结构,其电路结构如?2)所?图中是将两个完全相同的SAW延迟线振荡器制作在同一压电基片?并采用同样的射频放大器和电路,其中一个延迟线用集成电路的工艺方法制作一盛放血液的容器,并在容器底部镀上一层很薄的金属?质量负载趋于?作为检测延迟线,为了对称起见,另一个同样也用集成电路工艺的方法制作与第一个相同的容器,但没有金属膜,作为基准参比延迟?并将两者的输出信号送给混频?混频器的输出送给低通滤波器,设检测延迟线和基准延迟线的输出分别为Um(t)和Ur(t),并设:

  因此,低通滤波器的输出就只包含了差频信号(ωr-ωm),而滤掉和频信?ωr+ωm),这样就可以通过高频计数器或频率分析仪读出频率的变化量。大多数SAW传感器是利用叉指电极在压电基片上激发瑞利波,瑞利波的能量主要集中在晶体的表面,有两个分?一个是沿传播方向平行于表面的切向分?它与液体介质会发生粘性作?由于在界面的法向没有分量,因此切向分量在液体中不会引起振动;另一个是垂直于表面的纵向分量,纵向分量在液体介质中会产生相应的压缩?声能量辐射入液体?引起声波衰减。因?欲使SAW传感器能检测血液的粘度,就必须激发其水平位移分量,而抑制垂直分量。为?在传感器检测电路中所用SAW传感器的压电晶体采用41°方向Y切割X向传播LiNbO3晶体,这样LiNbO3晶体激发的SAW水平剪切位移最?而其它方向上的位移很小[325]。压电基体的尺寸?4 mm×13 mm×1 mm,输入输出IDT均为单指、等指长换能?电极间距?0μm,指对数N?00,输入输出IDT之间的间距为12 mm,在SAW延迟线上盛放血液的固定容器内部尺寸?8 mm×10 mm×5 mm。在实验?测量了在此规格下的单个SAW延迟线的激励频率。为了确定最强的SAW激励频?我们用连续波激励输入IDT,用网络分析仪观察输出IDT,当激励频率为48.5 MHz?输出IDT的响应最?结果如图3。因?48.5 MHz就为该SAW的激励频率?/p>

  当SAW在与血液介质接触传播时,不会在血液中产生压缩?从而血液介质只能通过粘性负载作用影响SAW传播,SAW在传播过程中不会发生声的模式转换,声能量损耗相对来说很小。由于血液粘度的变化直接反映了血液的凝固过程,从而通过测量SAW的频率、相位等的变?就可测知血液的凝固点?/p>

  3 信号处理电路

  由于传感器检测电路的输出信号?Delta;f,在一定范围内,它是血液粘度r的线性函?而血液粘度r又是时间t的指数函?建立函数模型如下:

  其中:r0是血液加入试剂激活血凝因子时刻所对应的粘?τ是时间因?它与所加的试剂和测量的指标有关,a0和a1为常系数,它与压电晶体材料和SAW传感器结构等因素有关。因?要测量出凝固时间,就需要测量出Δf,为此,需要设计出可靠的频率信号检测电?在这里采用等精度测频?原理框图如图4所示?/p>

  在图中P是测频允许信?高电平有?f0是基准时钟信?可以将图2中的基准延迟线输出的信号作为这里的f0,当P有效?计数闸门并不是立即打开,计数器A、B也没有立即开始计?而是在此后的第一个被测信号有效沿到来后才打开计数闸门,开始计?当P无效?计数闸门也不是立即关?计数器A、B也没有立即停止计?而是在此后的第一个被测信号有效沿到来后关闭闸?停止计数,这样就保证了被测信号与闸门时间的同步。NA和NB分别为计数器A、B的计数?所以可推导?

  其中:要注意的?由于这里?Delta;f本身也不是稳定不变的,而是随粘度的变化而变化的,因此,为了能够提高检测的Δf精度,也即是提高测量凝血指标的精?就必须要求闸门的开启时间不能太?即P的有效时间要求尽可能的短,为了让精度提高到0.01 s,需要闸门的开启时间不能超?.01 s。整个信号处理电路部分是通过单片机系统结合可编程芯片CTC8253来完成?/p>

  4 实验与结?/strong>

  在实验中,用本实验装置仅检测了同一血浆样本的PT(prothrombin? time血浆凝血酶原时间),其目的在于检验该实验装置的准确性和重复性。所需试剂PT试剂:氯化?.294 mg/0.2 mL,兔脑凝血活酶0.05 mL/0.2 mL,批号A4105,ISI=1.2质控血?N(正常,批号A400S)方法与结果取20μL血浆加入在延迟线上用于盛放血液的固定容器?再加?μL的PT试剂,微微搅拌一?使其充分混合,迅速按下装置中的开始按?实验完成后自动显示结果。实验数据如?所示?/p>

  5 结束?/strong>

  本文提出了血液凝固指标新的检测方?避免了现有的光电比浊法和双路磁珠法中所存在的不?又由于SAW传感器具有非常高的灵敏度,从而使得用这种方法检测血液凝固指标有更高的灵敏度,能精确到0.01 s,并且具有良好的重复?同时,由于SAW传感器容易与单片机等处理器结?故容易实现血凝仪的自动化装置。本文所提出的不仅是血液凝固的新的检测方?同时又是SAW传感器的一种新的应?为SAW传感器开辟了一个新的应用领域?/p>

  参考文?

  [1] 丛玉?止血与血栓实验的质量控制应注意的几个问题[J] .临床检验信息杂?1998,5(2):41248·

  [2] 陈峰,章德,李有?LiNbO3基片溶液成分测试声传感器.南京大学学报(自然科学),1999,35(4):4682471·

  [3] 吕霞?张崇?王武.一种声表面波液体密度传感器的实验研究[J].传感器技?1999,18(5):44246·

  [4] Josse F,Shana Z. Analysis of Shear Horizontal Surface Wavesat Boundary between a Piezoelectric Crystal and a Viscous Flu2id Medium[J]. J Acoust Soc Am ,1988 , 84 (3) : 9782984·

  [5] Josse F,Haworth T,Kelkar U R,et al. LiNbO3Acoustic PlateMode Sensor for Dilute Ionic Solutio[J].Electronics Letters,1990,26(13):8342835·

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