SAW传感器在智能血凝仪中的应用
发布时间：2017-09-01
现代止血与血栓分析仪的雏形出现于上世纪50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纪70~80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除,这实际是以牺牲有效信号为代价的,从而降低了信噪比,所以“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,在样品凝固的过程中,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点,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。为此,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,溶液的物理特性,如粘滞系数、介电常数、电导率等,会改变基片的力学与电学边界条件,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后,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测,就可以根据此原理来精确检测血浆的凝固点。
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,叉指换能器(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,由于逆压电效应,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时,又因正压电效应转换为相同频率的电信号,声表面波的波长λ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。
因此,当把配制好血液样品置于该传感器的基片上的时候(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响,即频率的变化量包含有血液的电学边界特性信息,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测,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,质量负载趋于零,使电学边界短路,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]。
2检测电路的设计和分析
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件,特别是温度的影响,外界条件的波动势必影响SAW元件的基本振荡频率,为了消除这种外界条件的影响,一种有效的办法就是采用双延迟线结构,其电路结构如图(2)所示,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上,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膜,质量负载趋于零,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,作为基准参比延迟线,并将两者的输出信号送给混频器,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),而滤掉和频信号(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,有两个分量,一个是沿传播方向平行于表面的切向分量,它与液体介质会发生粘性作用,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波,声能量辐射入液体层,引起声波衰减。因此,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。为此,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水平剪切位移最大,而其它方向上的位移很小[325]。压电基体的尺寸为44 mm×13 mm×1 mm,输入输出IDT均为单指、等指长换能器,电极间距为60μm,指对数N为100,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为:8 mm×10 mm×5 mm。在实验中,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激励频率,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时,输出IDT的响应最强,结果如图3。因此,48.5 MHz就为该SAW的激励频率。
当SAW在与血液介质接触传播时,不会在血液中产生压缩波,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、相位等的变化,就可测知血液的凝固点。
3信号处理电路
由于传感器检测电路的输出信号是Δf,在一定范围内,它是血液粘度r的线性函数,而血液粘度r又是时间t的指数函数。
其中:r0是血液加入试剂激活血凝因子时刻所对应的粘度,τ是时间因子,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。因此,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路,在这里采用等精度测频法。
P是测频允许信号,高电平有效,f0是基准时钟信号,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有效后,计数闸门并不是立即打开,计数器A、B也没有立即开始计数,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,开始计数;当P无效后,计数闸门也不是立即关闭,计数器A、B也没有立即停止计数,而是在此后的第一个被测信号有效沿到来后关闭闸门,停止计数,这样就保证了被测信号与闸门时间的同步。
其中:要注意的是,由于这里的Δf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度,就必须要求闸门的开启时间不能太长,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过0.01 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。
4实验与结果
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:氯化钙0.294 mg/0.2 mL,兔脑凝血活酶0.05 mL/0.2 mL,批号A4105,ISI=1.2质控血浆: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里,再加入2μL的PT试剂,微微搅拌一下,使其充分混合,迅速按下装置中的开始按键,实验完成后自动显示结果。
5结束语
本文提出了血液凝固指标新的检测方法,避免了现有的光电比浊法和双路磁珠法中所存在的不足,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性,同时,由于SAW传感器容易与单片机等处理器结合,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法,同时又是SAW传感器的一种新的应用,为SAW传感器开辟了一个新的应用领域。
摘自：中国计量测控网
