基于PVDF 薄膜材料的脉搏传感器的研制*

2012-07-03纪林海陈春红

山西电子技术 2012年2期

史源，纪林海，陈春红，吴文

(1.南京理工大学电光学院，江苏南京， 210094;2.淮海工学院电子工程学院，江苏连云港， 222005)

随着社会的发展和生活水平的提高，人们对健康的关注也越来越多，希望能实时准确地了解自身的健康状态。从古至今，中医学讲究望闻问切，其中“切”就指的是诊脉，通过解读人体的脉搏信号能够探测出很多生理疾病，反映出人的身体健康状态，可见人体的脉搏信号特征是何其的重要。目前，各大医院用的脉搏测试仪器大多为国外生产厂商提供，产品对进口的依赖较高，也成为医疗器械价格居高不下的一个原因。国产类似型号的产品一般可以分为三类:一是使用压电陶瓷或石英晶体材料制作［1］，体积较大，波形不完整，灵敏度一般;二是使用光电耦合来制作［2］，器械容易损坏，体积大，灵敏度不高，常用于工业测量;三是使用压电薄膜材料来制作［3］，但由于前段敏感部分机械结构性能不稳定等原因，测试输出波形效果不理想。

本文旨在使用一种新型的压电薄膜材料研制更加小巧、稳定、实用的脉搏传感器。在前端拾取信号的机械结构方面，采用了比较新颖的鼓式振动结构，从而可以提高拾取微弱脉搏信号的能力，灵敏度更高，大大地降低了后续信号处理的难度和电路的复杂度。在后续信号处理的电路中主要采用模拟放大器和滤波器的设计，将比较大的50 Hz 市电噪声、外界的高频干扰和人体的抖动产生的噪声滤除，获取比较纯净的模拟脉搏信号，再经过波形转换电路的处理，从而实现了脉搏模拟信号和脉冲方波的输出。

1 压电材料

压电式传感器是一种以某物质的压电效应为基础的传感器。当这些物质材料表面因受力产生形变时，他的表面就会有大量电荷产生，从而实现非电量与电量间的转换。

(1)压电石英晶体

压电石英晶体是最具代表性并较早发现的天然压电材料。它的结构为中间是六棱柱，两端呈六棱锥体的结构，如图1所示。

图1 石英晶体的形状

如图2所示，压电材料在受到外力的作用后，发生形变，并且在其对应面上引起正负电荷中心的相对位移而产生极化的现象。左图显示的是当无外力作用到压电材料的表面时，正负电荷中心相互重合，晶体表面电荷为0。当受到挤压时，由于表面形变使得正负电荷的中心不再重合，材料表面就出现极化现象。

图2 压电材料受外力作用

石英晶体的压电常数比较低，具有很好的机械强度和时间及温度的稳定性，常用于精确度和稳定性要求较高的场合［4］。

(2)压电陶瓷

压电陶瓷压电材料就是人工烧制成的陶瓷微晶材料。其中钛酸钡(barium titanate，BaTiO3)和锆钛酸铅(lead zirconate titanate ，PZT)是应用最广的压电陶瓷［5］。

图3所示是钛酸钡或锆酸铅晶体结构图。立方体的八角是带负电的氧离子，立方体的六个表面的中心是带正电的铅离子，正4 价的锆或钛离子(Ti4+，Zr4+)居于正立方体的正中心。由图可知，正负离子的重心是重合的，晶体表面电荷为零。

压电陶瓷的压电常数大，灵敏度高，造价低廉。

图3 PZT 晶格结构

(3)压电有机聚合材料

压电聚合物材料主要有压电半导体和有机压电薄膜等。有机压电薄膜是由某高分子聚合物，经延展拉伸挤压和电场极化后形成的具有压电特性的薄膜。图4是具有微晶结构的聚偏二氟乙烯(polyvinylidene fluoride ，PVDF)的晶型结构示意图。由其结构可知F 原子和H 原子的空间分布是不对称的，因而PVDF 具有很强的电偶极性倾向［5］。有机压电薄膜具有机械强度高、较柔软、不易破碎、易于加工成薄膜、能够耐冲击、造价低廉、不易受水和化学药品的污染等优点。

图4 PVDF的两种晶型结构

表1 常见的三种压电材料的性能比较

综合比较表1 中数据，PVDF的性能介于压电陶瓷和压电石英晶体之间。介电常数比石英高，但比起PZT 就低很多了，压电电压系数中PVDF是最高的。又由于PVDF 变力响应灵敏度高、单位体积能获得大的输出功率、能紧贴皮肤，使得脉搏信号通过薄膜而不失真、能满足脉搏信号的频率特性［6］。所以本设计选用PVDF 材料制作脉搏传感器。

2 传感器结构设计

一款微弱生物脉搏信号传感器性能的好坏，在很大程度上取决于换能器的材料以及传感器的结构设计，在上一节中对压电材料进行了详细的比较，在本款脉搏传感器的制作上选用了性能比较好的PVDF 压电薄膜材料，在本节中将详细介绍本传感器的机械结构的设计，采用了鼓式振动的机械结构设计理念，从而获得了较好的换能效果。

采用四层PVDF 压电薄膜材料制作的脉搏传感器，中间层位金属薄片，具有良好的导电特性，在输出引线端设计方面，采用铆钉将PVDF 材料、夹层金属薄片、输出引线固定在一起，从而实现了较为良好的换能输出效果。传感器的结构设计方面，如图5所示，采用厚度约为2 mm的塑料硬质衬底，以减少手臂的震动干扰。在硬质衬底与压电薄膜之间填充软质材料，同时将压电材料产生形变，做成抛物球面，使得最低点能够与人体手腕处脉搏有效地接触，增加灵敏度。

图5 传感器结构示意图

在日常生活中，常见的鼓具有良好的震动性能，当外界有敲击时，鼓面和空气共振，形成“共鸣腔”，因此声音大大增强。基于鼓面震动的设计思想的启发，为了更好地放大脉搏跳动时的震动信号，将压电材料的两端使用弹性皮筋固定，配合中间的软质填充物，压电薄膜材料的表面变的紧绷，从而可以更好地感应震动信号，实现动能转换为电信号。实物模型如图6。

图6 传感器实物模型

3 电路设计

由于压电传感器的内阻抗很高，而输出的信号很弱，因此它的测量电路需要一个高输入阻抗的前置放大器作为阻抗匹配，这样才能防止电荷迅速泄漏，从而使测量误差减小。通过50 Hz的陷波器滤除人体自身携带的50 Hz 工频干扰信号。再通过高通滤波器滤去信号中的由于人体的抖动而产生的干扰信号［7］。用低通滤波滤除高于心电信号高频响应频率(小于200 Hz)。系统总体方框图如图7。

图7 系统总体框图

在线性电荷放大器设计方面，其作用主要是将传感器获取的电荷转化为电压，采用差分输入的方法，提高共模抑制比，对噪声起到一定的抑制作用。选择小信号低噪放集成器件TLC2201，为了实现输入阻抗理论值要为无穷大的要求，超标称电阻选择100 GΩ的输入反馈电阻加以接近理想值，同时配以3.3pF的并联电容，形成高通滤波器，考虑到人体脉搏信号应为0.6 ～2 Hz，所以将滤波下限截止频率控制在0.4 ±0.1 Hz 左右，可以方便地消除因手抖动产生的干扰信号。在实际制作中电荷放大器使用金属屏蔽罩可以更好地减少干扰［8］。

在电压放大器设计方面，采用线性集成器件LM324 构成的电压放大器，其作用是将电荷放大器输出的微小的电压幅值加以放大［9］。从前端PVDF 压电薄膜(约1.2 cm2)中获取到的脉搏信号的电压幅值约为10 μV，因此在进行后续信号处理前需要对信号进行预放大，放大倍数约为1000。

在滤波器设计方面，由于脉搏信号极其微弱，而工频市电噪声的幅值约为50 mV，相比于脉搏信号要大的多，所以在滤波器前端需要增加一节50 Hz的陷波器电路是非常必要的。50 Hz 陷波器设计采用双T 无源陷波器和50 Hz 文氏桥式陷波器组合［9］而成，在50 Hz 频点上对信号的衰减达到－43.065 dB，满足了设计要求。在后节滤波电路中，主要采用四阶巴特沃斯高通和低通滤波器，通过仿真可得高通滤波器的截止频率为0.4 Hz，阻带衰减小于－25 dB，通带增益为7.622 dB;低通滤波器的截止频率约为200 Hz，阻带衰减小于－23 dB，通带增益约为7.612 dB。使用multisim10 仿真曲线如图8所示。

图8 仿真曲线图

在波形变换电路设计方面，其功能主要是将模拟的脉搏信号转换为方波脉冲信号，为数字电路提供稳定的信号源。选择迟滞比较器来做作为波形转换的电路是比较合适的［9］，根据低通滤波器输出的模拟脉搏幅值(－0.81 V ～1.55 V)，如图9所示，取迟滞比较器的阈值电压为－0.4 V和1 V，顺利实现波形的转换，其输出的方波脉冲波形如图10所示。

图9 模拟脉搏信号

图10 方波脉冲输出

值得注意的是，在低通滤波器与迟滞比较器串接电路中，需要考虑负载匹配的问题，为了避免因负载不匹配而造成的功率的损耗，所以在其中间接入电压跟随器，从而实现了信号的完整输出。系统电路原理图如图11所示。

在PCB 制作过程中，使用辅助设计软件protel99se 进行设计，对于脉搏信号的电路布线来说，应该尽量顺应信号的走向来安排走线，由于电路元件较多，因而将电路板总体分成上下两个部分，PCB 板上边左端信号进入，下边左端信号输出，总体走线呈圆形，板子背面接地，迎合了信号的流向，达到了比较好的效果。同时在电路板四周设计覆铜底线，方便制作金属屏蔽盒，提高整个传感器的抗干扰能力。PCB 板图如图12所示。