SAW傳感器在智能血凝儀中的應用
發布時間：2017-09-01
現代止血與血栓分析儀的雛形出現于上世紀50年代之后60年代出現了光學濁度法的血凝儀,但是血凝儀的真正發展與普遍使用乃是始于微電子技術、免疫化學技術的迅速發展的上世紀70~80年代。然而在現有的檢測原理中,都有不同程度的缺陷和不足。在光學比濁法中,為了克服黃疸、高血脂的影響,往往將樣品本底濁度扣除,這實際是以犧牲有效信號為代價的,從而降低了信噪比,所以“一般采用光學系統進行測定的儀器不能對血脂高的、黃疸或溶血的血漿得出精確的結果”[1];對于磁珠法而言,在樣品凝固的過程中,鋼珠的運動幅度逐漸減小,從而以檢測這種幅度的變化來檢測血液的凝固點,然而在鋼珠的運動過程中,容易引起血液凝固物隨鋼珠一起運動的情況,從而降低了檢測的精度。為此,需要尋找更有效的檢測方法。根據SAW傳感器的工作原理,如果在壓電基片上負載溶液,溶液的物理特性,如粘滯系數、介電常數、電導率等,會改變基片的力學與電學邊界條件,從而影響聲表面波的振幅及傳播速度,由于血漿在凝固的前后,粘度發生了明顯的變化,只要將聲表面波傳感器轉變成單一的力學特性的檢測,就可以根據此原理來精確檢測血漿的凝固點。
1基本工作原理
如圖1是一種聲表面波傳感器的結構原理圖,由叉指換能器(Interdigital Transducer,簡稱IDT)與基片材料構成。基片材料是由具有壓電效應的晶體在特定的方向上切割而成,叉指換能器(IDT)是用集成電路工藝沉積在基片材料上而成。在輸入叉指換能器加入射頻電壓信號時,由于逆壓電效應,在基片材料上產生與射頻信號相同頻率的聲表面波,聲表面波沿著基片傳輸到輸出叉指換能器時,又因正壓電效應轉換為相同頻率的電信號,聲表面波的波長λ決定于叉指的間距Ws和叉指的寬度Wf,λ=2×(Ws+Wf),聲表面波的波速為Vs,則聲表面波的頻率f=Vs/λ,從而通過測量SAW振蕩器的頻率就能測出聲表面波的波速。
因此,當把配制好血液樣品置于該傳感器的基片上的時候(不與IDT接觸,避免對IDT的腐蝕),根據血液在凝固的前后粘度的變化,就可測量出頻率的變化,從而以頻率的變化來確定血液的凝固點。但由于此參數同時受到力學與電學邊界條件的影響,即頻率的變化量包含有血液的電學邊界特性信息,因此必須要排除這種信息的干擾,使檢測參數變為單一的力學特性的檢測,在這里我們可以在傳感器與血液的接觸面上鍍一層非常薄的金屬膜,質量負載趨于零,使電學邊界短路,此時被測參量的變化就只反映了血液的粘滯系數的大小[2]。
2檢測電路的設計和分析
由于在這里我們測量的是頻率的變化,因此需要采用振蕩頻率法,另外,在實際應用中,SAW元件各組成部分的尺寸和性質都有可能隨外界條件,特別是溫度的影響,外界條件的波動勢必影響SAW元件的基本振蕩頻率,為了消除這種外界條件的影響,一種有效的辦法就是采用雙延遲線結構,其電路結構如圖(2)所示,圖中是將兩個完全相同的SAW延遲線振蕩器制作在同一壓電基片上,并采用同樣的射頻放大器和電路,其中一個延遲線用集成電路的工藝方法制作一盛放血液的容器,并在容器底部鍍上一層很薄的金屬膜,質量負載趨于零,作為檢測延遲線,為了對稱起見,另一個同樣也用集成電路工藝的方法制作與第一個相同的容器,但沒有金屬膜,作為基準參比延遲線,并將兩者的輸出信號送給混頻器,混頻器的輸出送給低通濾波器,設檢測延遲線和基準延遲線的輸出分別為Um(t)和Ur(t),并設:
因此,低通濾波器的輸出就只包含了差頻信號(ωr-ωm),而濾掉和頻信號(ωr+ωm),這樣就可以通過高頻計數器或頻率分析儀讀出頻率的變化量。大多數SAW傳感器是利用叉指電極在壓電基片上激發瑞利波,瑞利波的能量主要集中在晶體的表面,有兩個分量,一個是沿傳播方向平行于表面的切向分量,它與液體介質會發生粘性作用,由于在界面的法向沒有分量,因此切向分量在液體中不會引起振動;另一個是垂直于表面的縱向分量,縱向分量在液體介質中會產生相應的壓縮波,聲能量輻射入液體層,引起聲波衰減。因此,欲使SAW傳感器能檢測血液的粘度,就必須激發其水平位移分量,而抑制垂直分量。為此,在傳感器檢測電路中所用SAW傳感器的壓電晶體采用41°方向Y切割X向傳播LiNbO3晶體,這樣LiNbO3晶體激發的SAW水平剪切位移最大,而其它方向上的位移很小[325]。壓電基體的尺寸為44 mm×13 mm×1 mm,輸入輸出IDT均為單指、等指長換能器,電極間距為60μm,指對數N為100,輸入輸出IDT之間的間距為12 mm,在SAW延遲線上盛放血液的固定容器內部尺寸為:8 mm×10 mm×5 mm。在實驗中,測量了在此規格下的單個SAW延遲線的激勵頻率。為了確定最強的SAW激勵頻率,我們用連續波激勵輸入IDT,用網絡分析儀觀察輸出IDT,當激勵頻率為48.5 MHz時,輸出IDT的響應最強,結果如圖3。因此,48.5 MHz就為該SAW的激勵頻率。
當SAW在與血液介質接觸傳播時,不會在血液中產生壓縮波,從而血液介質只能通過粘性負載作用影響SAW傳播,SAW在傳播過程中不會發生聲的模式轉換,聲能量損耗相對來說很小。由于血液粘度的變化直接反映了血液的凝固過程,從而通過測量SAW的頻率、相位等的變化,就可測知血液的凝固點。
3信號處理電路
由于傳感器檢測電路的輸出信號是Δf,在一定范圍內,它是血液粘度r的線性函數,而血液粘度r又是時間t的指數函數。
其中:r0是血液加入試劑激活血凝因子時刻所對應的粘度,τ是時間因子,它與所加的試劑和測量的指標有關,a0和a1為常系數,它與壓電晶體材料和SAW傳感器結構等因素有關。因此,要測量出凝固時間,就需要測量出Δf,為此,需要設計出可靠的頻率信號檢測電路,在這里采用等精度測頻法。
P是測頻允許信號,高電平有效,f0是基準時鐘信號,可以將圖2中的基準延遲線輸出的信號作為這里的f0,當P有效后,計數閘門并不是立即打開,計數器A、B也沒有立即開始計數,而是在此后的第一個被測信號有效沿到來后才打開計數閘門,開始計數;當P無效后,計數閘門也不是立即關閉,計數器A、B也沒有立即停止計數,而是在此后的第一個被測信號有效沿到來后關閉閘門,停止計數,這樣就保證了被測信號與閘門時間的同步。
其中:要注意的是,由于這里的Δf本身也不是穩定不變的,而是隨粘度的變化而變化的,因此,為了能夠提高檢測的Δf精度,也即是提高測量凝血指標的精度,就必須要求閘門的開啟時間不能太長,即P的有效時間要求盡可能的短,為了讓精度提高到0.01 s,需要閘門的開啟時間不能超過0.01 s。整個信號處理電路部分是通過單片機系統結合可編程芯片CTC8253來完成。
4實驗與結果
在實驗中,用本實驗裝置僅檢測了同一血漿樣本的PT(prothrombin? time血漿凝血酶原時間),其目的在于檢驗該實驗裝置的準確性和重復性。所需試劑PT試劑:氯化鈣0.294 mg/0.2 mL,兔腦凝血活酶0.05 mL/0.2 mL,批號A4105,ISI=1.2質控血漿:N(正常,批號A400S)方法與結果取20μL血漿加入在延遲線上用于盛放血液的固定容器里,再加入2μL的PT試劑,微微攪拌一下,使其充分混合,迅速按下裝置中的開始按鍵,實驗完成后自動顯示結果。
5結束語
本文提出了血液凝固指標新的檢測方法,避免了現有的光電比濁法和雙路磁珠法中所存在的不足,又由于SAW傳感器具有非常高的靈敏度,從而使得用這種方法檢測血液凝固指標有更高的靈敏度,能精確到0.01 s,并且具有良好的重復性,同時,由于SAW傳感器容易與單片機等處理器結合,故容易實現血凝儀的自動化裝置。本文所提出的不僅是血液凝固的新的檢測方法,同時又是SAW傳感器的一種新的應用,為SAW傳感器開辟了一個新的應用領域。
摘自：中國計量測控網
