PVDF压电薄膜脉搏传感器的研制
2004年12月
第4期 传 感 技 术 学 报
Design and Implementation of the Three 2Point PVdF
Piezo 2Film Sphygmo 2Transducer
WANG Guo 2li , ZH AO Zi 2ying , BAI Jin 2xing
(School o f Information Science and Engneering , Shandong Univer sity , Jinan 250100, China )
Abstract : A kind of three 2point PVdF has been developed ,it can imitate the tradition Chinese clinical pulse diagno 2sis by measuring three parts “C UN ”“, G UAN ”“, CHI ”of the pulse wave. This paper analyses the principle of the PVdF Piezo 2Film and electric charge am plifier from a new view point. The system consists of a linearization revisary circuit of the electric charge am plifier and the signal processing circuits ,It considers the plastic w orking of the pulse wave form and suppression of the noise , increases the measure sensitivity ,and s olves the problem of the pulse wave distortion. K ey w ords : PVdF ; linearization ; electric charge am plifier ; pulse transducer design
PVdF , 白金星
(山东大学信息科学与工程学院, 济南 250100)
①
关、尺三部位脉搏信号的仿生手诊用的PVdF 压电薄膜传感器, 并从新的角度剖摘要:主要讨论了能同时感受寸、
析了PVdF 和电荷放大器的工作原理。所设计的线性化修正的电荷放大电路和其他信号调理电路, 又考虑到脉搏波形的整形, 并专门进行了消噪处理, 提高了测量的灵敏度, 有效地抑制了非线性失真。
关键词:PVdF ; 线性化; 电荷放大器; 脉搏传感器设计
中图分类号:TP21213 文献标识码:A 文章编号:1004-1699(2004) 04-0688-05 脉诊具有2600多年临床实践, 是我国传统中医四诊中的精髓。脉搏信息在中医、西医都有着十分重要意义。在传统中医脉诊中, 切脉技巧复杂, 难以掌握和运用, 医生主观因素影响也较大, 诊断标准不一。随着科学技术的发展, 脉诊的客观化、定量化已成为中医诊断的必然趋势。几十年来, 国内外都研制出了不同的脉象仪, 用于脉诊的客观化研究, 但从研制情况看, 大部分传感器不能模拟中医切脉时所取寸、关、尺三部, 按浮、中、沉三种诊法检测脉搏信号, 且主要靠压力定标, 适用性不够好。本文将从模拟中医脉诊的角度, 研制了PVdF 压电薄膜传感器, 并应用于脉象仪研究。
1 设计原理
111 敏感部分
本设计的脉象仪传感器的敏感部分是人手指
端大小的PVdF (聚偏二氟乙烯) 压电薄膜, 之所以选择PVdF 压电薄膜, 因为它有如下几个的优点:
① 压电常数大(d 33=20pC/N ) , 变力响应灵敏度高。比石英晶体高10倍, 压电电压输出常数g =174是所有压电体中最高的。
② 在非常高的交变电场中不至于去极化, 单位体积能获得大的输出功率。因为换能器单位体积最大输出功率正比于机电耦合系数和能承受的
[1]
①
收稿日期:2004206216
作者简介:王国力(1975-) , 男, 硕士研究生, 主要从事信号检测与处理,wanggl @sdu.edu. cn ; 赵子婴, 女, 硕士研究生导师.
第4期 王国力, 赵子婴等:PVdF压电薄膜脉搏传感器的研制 689
最大电场强度的平方。③ 膜轻且柔韧, 易于制备, 与人体组织的阻抗耦合性好, 能紧贴皮肤, 使得脉搏信号通过薄膜而不失真。另外由于薄膜类似于人类皮肤, 可以制作仿生触觉传感器。
④ 机械品质因素低, 阻尼小, 密度低, 具有宽带特性, 能满足脉搏信号的频率特性。人体的脉搏频率非常低, 约为015～4H z , 一般情况下为1H z 左右。由于PVdF 膜的柔性及其厚度方向伸缩振动的谐振频率很高, 使得在很宽范围内有平坦的频率响应(响应范围是011-100MH z ) 。因此, 从理论上讲,PVdF 换能器能检测微弱低频的脉搏信号。
基于PVdF 膜的以上优点, 根据中医切脉模式, 我们研制出了三点式的传感器, 三个换能器分别由PVdF 薄膜作成正方形片状, 面积约为16mm , 相当于切脉时指腹的受力面积。在压电薄膜
2
式中d =[d ij ], i =1, 2, 3, j =1, 2…6, 是压电常
E T
数矩阵; s 是恒电场下的柔性常数矩阵; ε是恒应力时的介电常数矩阵。当仅考虑Z 方向受均匀的力时, 即F 3≠0, E =0, 如图3所示
:
图3 PVdF 膜应变示意图
式(1) 可简化为:
D 3=d 31F 1+d 32F 2+d 33F 3+d 15F 4+d 15F 5 (3) 由于d 33µd 15, 且h νl , h νw , 在具体应用中, 可认为d 15=0, T i =0, i =1,4,5。式(3) 可进一步:D 333, E
S 3=s 33F 3
(5) 得:(4) 、
D 3=
E S 3s 33
电荷生成的两极分别蒸镀铝电极并引出导线, 用柔性有机塑料薄膜封装并作成圆形基片, 带上。考虑到患者体征、, 独立地对应于寸横调节。测量时, , 医生手指对应地放大三个换能器上即可。医生可以透过薄片感觉到脉搏的波动, 根据浮、中、沉模式, 把脉过程中可以人为地控制力度, 做到因人而异, 克服了以往刚体换能器压力定标所取浮、中、沉的不足, 保证了取脉脉位和脉压的准度和精度。以单个换能器为例, 其结构如图1所示
:
(4) (5) (6)
式中:s 33=
E
3F 3
; 当E =0时
E
s 33=
E
E p
(7)
式中E p 为PVdF 压电材料的弹性模量。
将式(7) 代入式(6) 得:
D 3=E p d 33S 3
荷为:Q (t ) =Q (t 0) +E p d 33
S d x d y ∫∫
3
l
w
(8)
根据高斯定律, 电场内介质的任意一表面的自由电
(9)
当l 、w 很小时, 式(9) 可表示为:
Q (t ) =Q (t 0) +E p d 33S 3lw
图1 PVdF 薄膜换能器
(10)
如图2所示,
当周期性脉搏压力作用在换能器
方程(10) 中Q (t 0) 为介质初始贮能, 一般情况下, 认为Q (t 0) =0。得到
Q (t ) =E p d 33S 3lw
(11)
由式(11) 可知PVdF 压电薄膜换能器的电荷输出与S 3成正比, 利用其结构应变特性, 可以构成应变传感器。为方便讨论表述, 需要进行归一化处理。因
(12) Q (t ) =D 3A 3=d 33F 3A 3在整个脉搏信号检测中, 压电薄膜的面积是不变
的, A 3=1, 换能器输出电荷与所受压力关系可表示为:Q (t ) =d 33F (t )
(13)
图2 桡动脉及换能器剖图
上时, 桡动脉血产生的压力周期均匀地作用在换能
[2]
器上, 将机械能转化为电能。压电方程为:
T
(1) D =dF +εE
E T
(2) S =s F +d E
其中d 33为压电常数, 单位为C /N , 表示其电荷灵
传 感 技 术 学 报 2004年690
敏度, F (t ) 为周期变化的脉搏压力。112 信号调理电路
[3]
脉象频谱分析表明, 脉象能谱中99%的能量集中在10H z 以下, 最高频率不超过40H z 。调理电路主要是对检测到的微弱脉搏电信号进行处理。信号调理电路原理框图如下
:
单片机61开发板内进行的, 该板具有简单的数字信号处理功能, 适合于慢变的脉搏信号。该单片机可对脉搏信号进行预处理, 并通过其US B 接口实现与微机的通信。11211 电荷放大电路
电荷放大器的中最主要是一个带反馈电容C f
的高增益运算放大器
[5]
[4]
, 如图6所示
:
图4 调理电路原理框图
其中PVdF 压电薄膜换能器是本设计中的敏
感部件, 也是设计的关键环节之一, 作用是能模拟人的压觉, 将微弱低频的脉搏压力信号转换成电信号。因压电薄膜内阻很高, 且脉搏信号微弱, 因而设置前置电荷放大器作用有二:一是与换能器阻抗匹配, 把高阻抗输入变为低阻抗输出。电荷转换成电压信号并放大和灵敏度, 大电路, 电容对灵敏度的影响, 使设计的传感器体积小型化。第一个低通滤波电路由R 1和C 1组成, 上限截止频率约为1000H z , 以使脉搏信号的高次谐波能通过, 让脉搏信号反映的病理性特征信息得到完整的保留。同时该上限截止频率和时间常数电路(由C 2和R 2组成) 还会决定性地影响脉搏波形的失真度。如果电路的时间常数选得过小, 会造成信号的低频分量严重衰减和移相。实验表明, 当时间常数当τ=3s , 即下限截止频率为01053H z 时, 可以保证脉搏波的低频分量不会失真。低通滤波和时间常数电路如图5所示。电压放大器主要是对电荷放大器输出的电压信号进行放大, 并提供不同的增益。
第二个低通滤波器环节主要是滤除高频
图6 PVdF 与电容放大器连接的等效电路
其中:C a 为压电薄膜的等效电容, C c 为电缆电容, C i , 当放大器开环增益
K i f 相当大并视为开路
, U sc (t ) ≈-d F (t ) =-C f C f
(14)
此时电荷放大器输出电压跟脉搏压力成正比, 与反
馈电容成反比。
112. 2 线性化电荷放大器原理
当考虑到传感器与电荷放大器之间的等效电阻, 图6电路可简化为图7电路
。
图7 简化后电荷放大器等效电路图
图中:R 0为换能器与电荷放大器之间电缆的等效电阻, R i 为折合到放大器输入端的等效电阻,
C 为折合到放大器输入端的等效电容C =C a +C c +C i +C f (K +1)
(15)
因为R 0νR i , 可认为换能器产生的能量全部消耗在C 和R i 上。由式(13) 已知关系Q (t ) =d 33F (t ) 。
U (t )
(16) 因为K =-U sr (t )
设从t 0=0时刻开始, 换能器受到脉搏压力F (t )
图5 频率选择及时间常数电路
干扰。根据我们的经验, 设置上限截止频率为100
H z 比较理想。工频陷波器环节是为了滤除市电50H z 干扰。数据采集和模数转换是在16bit 的凌阳
(图3所示) , 经过dt 时间, 换能器产生的总的电荷
(17) 是:Q =-d (d 33F (t ) ) =-d 33d F (t )
电容C 两端的电荷量是:CdU sr (t ) , 在d t 时间内流
()
过R i 的电荷量是:d t , 所以有方程:
R i
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d 33d F (t ) =C d U sr (t ) +
()
d t R i
t =00
(18) =0。
因为t 0=0时刻, F (t ) |
解方程可得:
F (t ) =-d 33K
t =00
=0, U sr (t ) |t
U sc (t ) +
CR i
U (t ) d t 0
sc
(19)
因为C =+C f (K +1) , 且K ≥100, C f (K +1) µ(C a +C c +C i )
所以 C ≈C f (K +1) ≈KC f
从而有
F (t ) =-C f
(20)
从原理图可知, 线性化修正可以很容易用标准
运算电路实现。11213 除噪设计
由于脉搏信号频率很低, 是微弱信号, 且干扰信号较多, 滤波电路在设计中, 非常重要。系统中, 噪声主要来自以下几个方面:①元器件噪声; ②市电50H z 噪声; ③PVdF 对电磁信号响应引起的噪声; ④患者和医生手部抖动对PVdF 激励产生的噪声。⑤外界温度变化导致PVdF 生产的热电效应噪声。对不同的噪声, 我们采取了不同的滤除和抑制措施。对元器件噪声抑制, 主要是选择低噪声前置运放, 经比较, 选择了AD620, 该运放采用了激光晶片校准工艺, 为超β结构, 低频使用时, 其噪声
Ω, 共模抑水平仅为0128μV pp , 输入阻抗可达10G 制比可达140dB , , 实验证明, , 对工频干扰信号的抑制效果较好; 对电磁信号抑制主要采取了两种方法, 一是对信号线进行屏蔽, 二是设计四阶巴特沃斯低通滤波器, 截止频率为100H z 。对于人体的抖动噪声主要是通过软件滤波加以滤除, 主要是采用了防脉冲干扰平均值滤波法。该算法在凌阳单片机内实现, 其基本思想是把测量得到的256个数据看成一队列, 每进行一次新的测量, 就把测量结果放入队尾, 而剔除原来队首的一次数据, 这样在队列中始终有256个“最新”数据, 对256个数据逐个比较大小, 去掉其中的最大值和最小值, 然后计算254个数据的平均值。这种滤波方法对周期性干扰有良好的抑制作用, 还能对滤除脉诊过程中人体偶尔的抖动产生的干扰。实验中发现, 尽管人的体温基本保持恒定, 但手腕部位皮肤表面的温度受外界温度变化的影响仍很大, 而且手腕部位皮肤与传感器表面的温差也会给测量带来很大影响, 需要消除温度效应噪声。利用人体脉搏(1H z 左右) 与热电噪声信号(015H z 以下) 之间存在频率差别, 需要设计一个下限频率为015H z 的高通数字滤波器, 来避免温度效应给脉搏测量带来的不良影响。
d 33
U sc (t ) +
C f R i
U (t ) d t 0
sc
t
(21)
从式(21) 可以看出, 只有当足够大τ=R f C f =R i C f 时, 式(14) 才成立。
在一般的电荷放大器设计中, 时间常数τ=
5
R f C f 要求很大(10s 以上) , 在小型的PVdF 脉搏传感器中, 很难实现, 因为反馈电容不能选得太小, 式(15) 中, 不能满足C f (K +1) µ(C a +C c C i ) 件, 扰, , 将, C f 取值范围在100pF 到10nF 量级之间, 实验中, 我们取10nF 量级。实验表明, 在时间常数不足够大的情况下(小于100s ) , 电荷放大器的输出电压跟换能器受到的压力成非线性关系, 这一点从式(21) 就可看出。又因医生取脉时, 浮、中、沉三种取法, 换能器感受到的脉搏压力变化很小, 在这种情况下, 如果不对电荷放大器进行线性化修正, 会引起检测的脉搏信号较大失真。
在式(21) 中, 令
U (t ) =U sc (t ) +
C f R i
U (t ) d t 0
sc
i
(22) (23)
则 U (t ) =-
d 33F (t ) C f
式(23) 表示为电荷放大器线性化修正后输出, 其中U (t ) 是U sc (t ) 及其积分的线性组合, 其线性化原理框图为图8所示:
2 实验与结果
211 实 验
图8 线性化电荷放大器原理图
脉搏信号在微机中处理, 我们借助了MAT LAB 信号处理工具箱。
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21111 电荷放大器线性化修正实验
图9和图10所显示的都是某正常人在同一时刻测得左手桡动脉尺部的脉搏波形, 分别为线性化修正前和修正后的检测结果。检测图9显示波形时, 所用的PVdF 换能器和电路, 除没有对电荷放大器进行线性化修正外, 其他情况都与检测图10所显示波形时相同。可以看出图9显示波形失真较大。图10显示波形与正常人脉图相似
。
图12 经典正常人脉图(右关)
K =
U d =-εF 333
式中:U 0为开路电压, F 3为桡动脉作用在膜片上的周期性均匀压力, δ为膜片厚度, 实验结果若取
T ε33
d 33=20pC/N , ε=12, δ=50μm 。可得出K 33=ε0=8313pC μm/N 。213 传感器参数
图9
线性化修正前脉图
传感器参数如下:膜厚h =50μm , 压电
2
常数d 3320pC/N 。mm 。静电容量C 3=350℃。
通过对电荷放大器的线性化修正, 实现了传感器设计整体的小型化。所研制的PVdF 传感器较好地解决了以往大都由刚体材料制成的脉搏传感器换能器触头, 以压力定标取浮、中、沉模拟中医切脉所引起的与人体耦合性不好、模拟效果不佳的问题。它适合于不同年龄和各种体格的人体脉搏测量, 能实现人体交互监测, 并可用于建立中医脉诊专家系统, 也可用于中医脉诊教学与实验。参考文献:
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[2] 王代华, 周德高, 刘建胜. PVdF 压电薄膜振动传感器
图10 线性化修正后脉图
因此, 设计的线性化电荷放大器, 在输入阻抗
不是极高的情况下, 可以较好解决非线性失真问题。21112 传感器实验
本传感器性能稳定, 重复使用性好, 脉搏波形清晰。图11为测得的正常脉图(右关部) , 仅从脉搏波形态上相比较,
本传感器检测到的脉图与气压
及其信号处理系统[J].压电与声光,1999,21(2) :122
-126.
[3] C. T and Ling Y wei. S pectru. analysis of human pulse [J].
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图11 正常人脉图(右关)
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[5] 彭军. 传感器与检测技术[M].西安电子科技大学出
血流电阻式脉象仪测得的正常人脉图(右关) 如图12所示) 非常相似。
本传感器可以用于人体脉搏信号采集, 且效果比较好。212 灵敏度测试
[7]
[6]
版社,2003.
[6] 费兆馥等编. 中医脉象研究[M].上海中医学院出版
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[7] 强锡富. 传感器[M].哈尔滨工业大学出版社, 哈尔
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PVdF 膜换能器的灵敏度可以表示为
: