医用传感器原理及应用内容提要
1、医用传感器基础
2、生物电检测电极
3、常用医用物理传感器
4、化学传感器和生物传感器
5、传感器技术的发展与展望
§ 1 医用传感器基础对传感器的定义：
“传感器,在新韦式大词典中定义为,
－“从一个系统接受功率，通常以另一种形式将功率送到第二个系统中的器件”。
根据这个定义，传感器的作用是将一种能量转换成另一种能量形式，所以不少学者也用“换能器－ Transducer”来称谓“传感器－ Sensor”。
中华人民共和国国家标准 (GB7665—87)对传感器下这样的定义：
传感器 是能感受规定的被测量并按照一定的规律转换成可用输出信号的器件或装置，它通常由敏感元件和转换元件组成。
国标中的定义强调了被测量按一定规律转换成可用输出信号，而且它给出了传感器的结构信息，即它通常由敏感元件和转换元件组成。
信号调节转换电路敏感元件 转换元件辅助电路被测信息按照国家标准对传感器的定义，传感器包括：
输出电信号
敏感元件 是指能直接感测或响应被测量的部件。
转换元件 是指传感器中能将敏感元件感测或响应的被测量转换成可用的输出信号的部件，通常这种输出信号以电量的形式出现。
信号调节和转换电路 是把传感元件输出的电信号转换成便于处理、控制、记录和显示的有用电信号所涉及的有关电路。有人也称这一部分电路为信号调理电路 。
医用传感器 （ Biomedical Sensors）
医用传感器,顾名思义，它是应用于生物医学领域的那一部分传感器，它所拾取的信息是人体的生理信息，
而它的输出常以电信号来表现，因此，医用传感器可以定义为：把人体的生理信息转换成为与之有确定函数关系的电信息的变换装置。
人体生理信息有 电信息 和 非电信息 两大类，从分布来说有 体内的 （如血压等各类压力），也有 体表的 （如心电等各类生物电 )和 体外的 (如红外、生物磁等）
医用学传感器的分类
传感器的分类方法多种多样，有按传感器的工作原理分的，有按输入信息的类型分的，也有按能量关系或输出信号类型分的。医学测量中往往按被测信号来分类，如脉搏传感器、呼吸波传感器等。
医用传感器按工作原理分类，大致可分为：
生物传感器生理参数利用生物活性物质选择性识别来测定生化物质利用材料的物理变化 物理传感器非电学量参数机体的各种生物电（心电、脑电、肌电、神经元放电等）
生物电电极电学量参数利用化学反应原理，
把化学成分、浓度转换成电信号化学传感器物理传感器电阻式传感器电容式传感器电感式传感器压阻（效应）传感器压电（效应）传感器光电（效应）传感器霍尔（效应）传感器生理信号检测的特点医用传感器用于人体生理信息检测时，具有以下主要特点,
被测量生理参数均为低频或超低频信息，频率分布范围在直流～ 300Hz。
生理参数的信号微弱，测量范围分布在 uV～ mV数量级。
被测量的信噪比低，且噪声来源可能是多方面的。由于人体是一导电体，体外的电场、磁场感应都会在人体内形成测量噪声，干扰生理信息的检测。
人体是一有机整体，各器官功能密切相关，传感器所拾取信息往往是由多种参数综合而形成的。
医用传感器的数学模型
传感器的设计、制造和应用，均需要研究传感器的输入与输出的关系特性。
描述传感器的输入一输出关系的数学表达式被称为 传感器的数学模型,通常从传感器的静态输入一输出和动态输入一输出关系两分面建立数学模型。
静态模型
静态模型 是指静态信号（输入信号不随时间变化或变化缓慢）情况下，描述传感器的输出与输入量间的函数关系。在实际工程应用中，
忽略蠕动效应和迟滞持性、它可以用多项式来表示为：
xaxaxaay n210
动态模型
动态模型 是指传感器在准动态或动态信号（即输入信号随时间变化）作用下，描述其输出一输入关系的数学表达式。
要精确地建立传感器的动态数学模型较困难，
工程上常利用近似方法，忽略次要因素。来简化动态模型的建立。
医用传感器的基本特性
医用传感器的基本特性是指传感器的输出与输入的关系特性，它是传感器应用的外部特性，
但是传感器不同的内部结构参数影响或决定着它具有不同的外部特性。
医用传感器检测的生理信息，基本上有两种类型，即静态量和动态量。静态量是指不随时间变化或变化甚为缓慢的量 (如体温 )，动态量通常是周期性信号、瞬变或随机的信号 (如心电、
血压等 )。
静态特性
静态特性 表示传感器在被测生理量处于稳定状态时的输出与输入之间的关系特性，一般情况下，它呈现非线性关系。工程应用中，要求静态特性尽可能呈线性。
衡量传感器静态特性的主要指标是线性度、灵敏度、迟滞、重复性、分辨力、零点漂移、温度漂移等。
线性度 指传感器输出随输入变化的线性程度，它用输出量一输入量的实际关系曲线偏离直线的程度来表示。
灵敏度 是指传感器在稳态下输出变化对输入变化的比值。
迟滞特性 是指传感器在正 (输入量增大 )反 (输入量减小 )
行程期间输出一输入曲线的不重合程度。迟滞是由传感器材料固有特性和机械上的不可避免的缺陷等原因产生的。
重复性 是指传感器在同一工作条件下输入量按同一方向作全量程连续多次变动所得到特性曲线的不一致程度。产生重复性误差的原因同样是传感器内机械缺陷引起的，如材料内的摩擦、间隙、积尘等。
分辨力 是表述传感器可能检测出被测信号最小变化的能力。
零点漂移 指传感器无输入时，输出值随时间而偏移，
偏移零值的偏移量。
温度漂移 表示温度变化时，传感器输出值的漂离程度，
通常以温度变化 1℃ 时，输出最大偏差与满量程值之比表示。
动态特性
传感器的动态特性 是指传感器对激励 (输入 )的响应 (输出 )特性。具有良好的动态特性的传感器，在动态 (快速变换 )的输入信号作用下，不仅能精确地测量信号的帕值大小，而且能迅速准确地响应信号幅度变化和无失真地再现被测量信号随时间变化的波形。
对医用传感器的基本要求
医用传感器作为传感器的一个重要分支，其设计与应用必须考虑人体因素的影响，考虑生物信号的特殊性、复杂性，考虑生物医学传感器的生物相容性、可靠性、安全性。
1.传感器本身具有良好的技术性能,如灵敏度,
线性,迟滞,重复性,频率响应范围,信噪比,
温度漂移,零点漂移,灵敏度漂移等 。
2.传感器的形状和结构应与被检测部位的解剖结构相适应,使用时,对被测组织的损害要小 。
3.传感器对被测对象的影响要小,不会对生理活动带来负担,不干扰正常生理功能 。
4.传感器要有足够的牢固性,引进到待测部位时,不致脱落,损坏 。
5.传感器与人体要有足够的电绝缘,以保证人体安全 。 ；
6.传感器进入人体能适应生物体内的化学作用,
与生物体内的化学成分相容,不易被腐蚀,对人体无不良刺激,并且无毒 。
7.传感器进入血液中或长期埋于体内,不应引起血凝 。
8.传感器应操作简单,维护方便,结构上便于消毒 。
医用传感器在医学上的用途
检测 －检测正常或异常生理参数 。 比如：先心病病人手术前须用血压传感器测量心内压力,
估计缺陷程度 。
监护 －连续测定某些生理参数是否处于正常范围,以便及时预报 。 在 ICU病房,对危重病人的体温,脉搏,血压,呼吸,心电等进行连续监护的监护仪 。
控制 －即利用检测到的生理参数控制人体的生理过程 。 比如,用同步呼吸器抢救病人时,要检测病人的呼吸信号,以此来控制呼吸器的动作与人体呼吸同步 。
§ 2 生物电检测电极电极有两类
生物电检测电极
刺激电极生物电检测电极
生物电的变化能够反应生物体的复杂生命现象，
比如人体心血管的疾患，通常可以从心脏各部分的电活动反映出来。例如：临床医生可以从病人身上记录的心电图的细节进行分析诊断；
人的神经系统及脑部的疾患在脑电图上必有所表现。因此临床上研究人的各种脏器的功能状态、疾病的发生与发展，需要有效地把生物体内细胞、离子分布电位感应导出。通过与生物体的接触耦合，将生物体内的电位和生物电流有效地导出的敏感元件称为 检测电极 。
刺激电极
另一方面，临床医学根据生物体的电生理活动原理，对生物体导入各种不同的电信号，以调节和治疗疾病，使肌体获得康复。比如：对处于纤维性颤动而杂乱兴奋的心肌细胞给予瞬间高能量电刺激，强使心肌兴奋相位变为一致的除颤作用；对各种因风湿炎症而引起的慢性疼痛，施以适量的电刺激以使疼痛减轻；控制心脏起搏器监测心脏节率并在搏动失常时给予适当的电刺激来维持心肌的搏动等等，都需要利用另一类电极向生物体导入电信号，这一类电极称为 刺激电极 。
＋
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＋ ＋
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生物电检测电极示意图机体外机体内电极电极在生物体内离子导电和金属的电子导电体系之间形成一个电化学界面，能实现离子流与电子流的互相转换，从而使生物体和测量仪器间构成了电流回路。
电极的本质 —— 半电池原理
当某种金属浸入含有这种金属离子的电解质溶液中时，金属中的原子将失去一些电子进入溶液，溶液中的离子也将在金属电极上沉积，当这两种过程相平衡时，在金属和电解质溶液的接触面上形成电荷分布，并建立起一个平衡的电位差。对给定的金属与电解质溶液来说，这种电位差是一个完全确定的量。这种金属与电解质的组合如同半个电解质电池，称 半电池,
其电位差称为 半电池电位 。
Zn
ZnSO4
生物电电极的本质是由金属－电解质溶液构成的半电池。
生物体的活组织是一种含多种金属离子成份的电解质溶液，当电极与组织表面相接触时，电极与组织之间就构成了半电池。
电极的本质电极的极化
电极与电解液处于静态平衡时，电极与电解液间没有电流流过。当接上仪器的电路时，就有电流流过这个界面。原有的平衡被打破，电极的半电池电位与没电流时不同。
所谓 极化 就是当电流通过电极界面时电极电位偏离平衡电位的现象。 在有和无电流通过两种情况下电极的半电池电位的差值称为极化电压。
生物电测量的等效电路电极的电位
生物电电位差＝两个电极间的电位差
电极的电位＝电极的 半电池电位 与 极化电位 的总和。
电极的等效电路
实验表明，生物电测量电极的伏－安特性呈非线性。电极的参数与流过的电流强度和频率有关。
生物电电极的分类生物电电极宏电极微电极体表电极体内电极金属微电极玻璃微电极宏电极和微电极
宏电极 －用于检测和记录机体器官、组织整体放电水平的电极。按记录部位的不同，分为 体表电极 和 体内电极 。
微电极 －用于测量细胞内外的电位改变的电极，
其尖端直径 一般直径小于细胞，且电极较坚硬，
可刺入细胞膜并保持机械性能稳定。微电极直径 大约在 0.05到 10μm之间。 按制作材料可分为金属微电极 和充填电解液的 玻璃微电极 。
体表电极
体表电极是用于在身体表面记录生物电信号
（如 ECG,EEG,EMG）的电极。
体表电极，应满足如下要求：电极电位稳定；
阻抗小 ；安放容易且不易脱落；不易产生 运动伪迹 ；可长期监测；无毒安全、对人体刺激要小。
皮肤的角质层虽然极薄（约
40μm），但具有很高的电阻率。一般在电极表面涂上一层含有 Cl-离子的导电膏，以保持良好接触，并且在此之前用砂纸摩擦去除部分皮肤角质层，可以显著减小表皮电阻。
当电极相对于电解液运动时，使界面处电荷分布打乱，会产生运动伪迹。
临床上常用的体表电极
临床上常用的体表电极种类繁多,形状多样,
常见的有金属板电极,Ag/Agcl电极等 。 不锈钢,铂或镀金 （ 银 ） 的圆盘电极常用于肌电和脑电的记录 。
柔性电极可适应体表外形的变化,可减少运动伪迹,常用的是柔性银丝电极,它的制作方法很简单：在橡皮膏上敷一小块银丝网,焊上引线,涂上导电膏即可,它适用于手,足等部位的测量,尤其是早产新生儿的心电监测 。
体表生物电检测中最常用的电极是 Ag／ AgCl
电极。它的结构是在金属银的表面覆盖一层难溶解的银的盐类 AgCl，再浸入含有氯离子的溶液中。电极可以用下列符号表示,Ag|AgCl|
C1-。
实际应用的 Ag／ Ag Cl电极极化电压很低，一般在 0.2mV左右。极化电压的随机变化小于
10mV，对生物电的检测几乎不产生影响。在临床上得到广泛的应用。
Ag－ Agcl圆盘电极
Ag－ Agcl圆盘电极的导电膏充填在空腔内,
结构稳定,并且对于生物组织具有非常小和稳定的半电池电位,而且是一种不可极化电极,
所以常被用作体表生物电测量电极 。
体内电极
体内电极,用作在生物体内检测生物电势 。 因电极被插入体内,电极材料的安全性很重要,象 Ag－ Agcl电极和人体蛋白质会发生化学反应,不应选用 。 下面介绍两种体内电极：经皮注射式针电极和丝电极 。
经皮注射式针电极（ a）和丝电极（ b）
针电极一般用不锈钢材料制成，
常用于肌电的测量，效果较体表电极大 5~7倍。
丝电极一般采用外面涂有绝缘层，直径为 25~125μ m的镍铬合金丝做成，
用于肌电的长期测量。
金属微电极
金属微电极 是在不锈钢,钨,铂等金属上喷涂聚合物,玻璃等绝缘材料制成的,其尖端裸露 。 金属微电极的极化特性使其不宜精确测量细胞的静止电势,常用于活动电势的检测 。
金属微电极包括单点测量微电极和多重微电极,
后者由多根相互独立的电极组合而成,能同时测量多点电位 。 如测量神经纤维束中多根神经纤维电位的多个单点电极 。
目前已经出现的有用半导体材料制作的多重微电极和经磁化处理的,合金线制作的,每个电极可独立移动的多重电极 。
玻璃微电极
玻璃微电极 一般用于细胞膜电势（如静息电位）
的测量。它是由毛细管热拉后，内部充入电导率溶液，再将电极丝放入制成，电极尖端直径一般小于 1μ m。
玻璃微电极较金属电极来讲，存在阻抗高、噪声大等缺点。
玻璃微电极可以向检测部位注射微量药物。
§ 3 常用医用物理传感器物理传感器
物理传感器 是指基于物理学原理、检测机体物理学指标的一类传感器。物理传感器是生物医学传感器中的一个大类，其作用是将各种物理信号转化为电信号。
物理传感器的分类
物理传感器根据检测对象的不同，有 温度传感器,压力传感器,血流量传感器,
心音传感器,脉搏传感器,呼吸传感器等 。
物理传感器根据工作原理分为电阻式传感器、电容式传感器、电感式传感器、
压电式传感器、磁电式传感器、热电式传感器和光电式传感器等。
3.1 温度的测量和温度传感器
温度是物理学中一个基本的物理量，自然界中的一切过程无不与温度密切相关。温度传感器是最早开发、最古老，也是应用最广泛的一类传感器。
在医学上通常将体温分为体表温度、深部温度（即机体内部温度）和器官温度（用流经器官的血液温度来代替），测量时应根据不同需要来选用不同类型的温度传感器。
温度传感器的发展历史
首先把温度变成电信号的传感器是 1821年由德国物理学家赛贝发明的，这就是后来的热电偶传感器。
50年以后，另一位德国人西门子发明了铂电阻温度计（ RTD）。
后来，由于半导体材料的发明，本世纪相继开发了 半导体热敏电阻传感器,PN结温度传感器和集成温度传感器 。
根据波与物质的相互作用规律，人们又相继开发了声学温度传感器,红外温度传感器 和微波温度传感器等。
温度传感器的种类
目前，温度传感器的种类很多，在医学上常用的有：
– 热电偶温度传感器
– 热敏电阻温度传感器
– PN结温度传感器和集成温度传感器
– 红外热辐射式温度传感器。
热电偶温度传感器
当两种不同材质的导体，在某点互相连接在一起，对这个连接点加热，在它们不加热的部位就会出现电位差。这个电位差的数值与不加热部位测量点的温度有以及这两种导体的材质有关。这种现象被称为 热电效应,也称 Seeback
（赛贝克）效应。
热电偶效应可以在很宽的温度范围内出现，如果精确测量这个电位差，再测出不加热部位的环境温度，就可以准确知道加热点的温度，这就是热电偶测温的原理。
不同材质做出的热电偶应用于不同的温度范围，
它们的灵敏度也各不相同。热电偶的灵敏度是指加热点温度变化 1℃ 时，输出电位差的变化量。对于大多数金属材料支撑的热电偶而言，
这个数值大约在 5～ 40微伏／ ℃ 之间。
医学测量中热电偶温度传感器种类较多，常用的有杆状热电偶和片状热电偶。
杆状热电偶是将金属丝放入注射针头中，经皮插入到待测部位，可用于测量口腔和直肠温度。
片状热电偶是用薄膜代替金属丝，最薄可达
3~6μ m，将其固定在适当材料的基片上，尺寸很小，直径达 μ m数量级，响应速度很快，有的可用于测量细胞内的暂态温度。
（ a）杆状热电偶（ b）片状热电偶热敏电阻温度传感器
热电阻式温度传感器可分为两大类：纯金属电阻 （ RTD） 和半导体材料热敏电阻,因后者临床用的较多,这里重点介绍热敏电阻式温度传感器 。
在生物医学测量中通常将热敏电阻的探头做成珠状和薄片状,体积非常小 （ 可达几十纳米 ）,
其热惯性小,响应速度快 。 其中薄片热敏电阻多是用单晶半导体材料 （ 如 SiC） 制造的,在它的外表涂覆一层高强度绝缘漆类材料作绝缘防护,多用于测量表面温度和皮肤温度 。 还有一种注射针型的测稳探头是用微型珠状热敏电阻封装于注射针头的顶端制成的,可用来做动物实验及测量肌肉温度和浅表血管内的温度 。
PN结温度传感器和集成温度传感器
PN结温度传感器是利用半导体 PN结上正向电压降的温度效应设计而成的，其线性度好、灵敏度高、测量范围宽，还可与放大器做在一起，
体积小且性能稳定，可应用在低温测量和植入动物体内长期检测使用。临床上常用的 PN结测温探头有杆式测温探头、小型测温探头、针状测温探头和表面测温探头，它们的不同在于半导体热敏器件安装的方法和装配材料的不同，
当然其时间常数也不同，其中以小型测温探头最小，达 0.2S。
红外热辐射式温度传感器
上述温度传感器都属于接触式温度传感器，红外辐射式温度传感器则属于不需与被测对象接触的传感器，
因而不会影响人体的生理状态。
根据 Planck辐射定律，当物体的温度高于热力学温度零度（ -273.16℃ ）时，都要以电磁波的形式向周围辐射能量，其辐射频率和能量随物体的温度而定。
人体辐射红外线的波长约在 3-16μ m之间，当体温改变时，所辐射的红外线能量就会改变，红外辐射测温装置就是根据检测人体表面的辐射能量而确定体温的 。
临床上具有实用价值的红外测温传感器有 红外热探测器 和 红外光电探测器 。
红外热探测器 是全波长的红外探测器,其首先利用黑化元件吸收入射红外线辐射能量,使感温元件温度升高,再通过适当的温度敏感元件将温度信息转变为电信号,采用的温度敏感元件有热电偶,热敏电阻等 。
红外光电探测器 的敏感元件是光电器件碲镉汞
（ HgCdTe）,它能将接收到的红外线转化为电信号 。 此种传感器只能对一定波长范围的红外线有响应,并且需在低温 （ 液氮冷却 ） 下工作 。 目前出现了低成本的非制冷红外光电探测器 (Si器件 )。 一般将许多个红外光电探测器组合在一起构成红外图像传感器,它是红外热像仪的关键部分 。 红外热像仪 在乳腺癌的诊断中具有重要的意义 。
3.2 压力的测量和 压力传感器
医学常用的压力参数有：血压,颅内压,眼内压,肠内压,肺泡压等,其中最常规的测量内容是血压 (Blood
Pressure,BP)。
医学上测量的血压有动脉压,静脉压和心内压 （ 包括心室压,心房压 ） 等,
每种压力信号又包括：收缩压,舒张压,平均压 。
压力传感器 是检测人体内各种生理压力参数的传感器，在基础医学、临床诊断中应用十分广泛。
对血压的测量方法有 直接测量 和 间接测量。
直接测量血压的传感器包括 液体耦合式传感器,导管端部传感器 等。
间接测量血压的方法是 科氏音法 。
压力测量的基础－电阻应变式传感器
导体或半导体在外力作用下产生机械变形，其电阻将发生变化，这种效应称 应变效应 。利用应变效应制成传感器被称为 应变片 。应变片的种类繁多，有丝状、片状、薄膜状等。
半导体同金属相比，具有更高的应变系数。但半导体电阻温度系数较高，使用时必须采取温度补偿措施。
应变片的主要参数,
应变片电阻值
绝缘电阻
灵敏系数
应变极限
机械滞后
零点漂移液体耦合系统及传感器
这是直接测量血压的最简单的方法,是将充满液体的导管插入到被测体内待测部位,通过导管内流体的耦合,将体内导管端部位置的压力信息传递到导管另一端的压力传感器内,这是临床和科研中广泛应用的一种成熟而可靠的常规手段 。
液体耦合系统及传感器
通常使用一根不能透过 X光线的聚乙烯导管，
经皮插入臂静脉或锁骨下的大静脉中。近些年来较常用的是末端带有可充气气球的双腔导管或四腔导管，即所谓漂浮导管，它特别适合于测量肺动脉压。当插入到静脉中适当位置时，
将气球充气，由于静脉血的回流造成气球的漂移，带动导管进入右心房、右心室或肺动脉等指定位置。通常这种测量都要求在 X光机的监视下进行，以确保导管进入到指定的位置。
液体耦合系统及传感器临床常见的心导管
（ a）端部开口型（ b）侧孔型
（ c）双腔型（ d）带充气气球型
液体耦合式传感器的基本结构包括一个弹性膜片，通过将压力信号转变成膜片的变形，再根据膜片的应变或位移，通过敏感部件转换成相应的电信号输出。
图 (a)中所示是一种张丝式传感器,把 4根相同阻值的应变电阻丝接成一个平衡电桥,使其在膜片不受力的时候输出为零 。 当有压力输出时,造成膜片位移,电阻值变化,电桥失去平衡,
输出相应的信号 。 图 (b)中所示为粘贴型应变片与膜片组合的示意图,在圆形的弹性膜片上,按力学分析找出受力时产生正负应变最大的位置贴上应变片,并把应变电阻接人到测量电桥中 。 图 (c)则是用真空沉积方法直接将金属应变薄膜制造到金属弹性膜片的表面 。
目前使用很广泛的硅杯型压力传感器与图 (c)所示的结构相似，它是在硅杯的圆形底部膜片上，
应用半导体集成技术，在适当的位置制造 4个阻值相同的半导体电阻组成测量电桥。当受到压力时，硅杯底部产生形变，集成的半导体应变电桥便输出相应的信号。这种硅杯型传感器具有许多优点，例如压阻系数高、机械性能稳定、
膜片的谐振频率高等，因而得到越来越多的应用。但是半导体电阻通常对温度很敏感，使用时必须采用某种温度补偿的网络，以修正由于温度变化对应变灵敏度和零点偏移造成的影响。
液体耦合式血压传感器液体耦合系统及传感器
由于有液体的惯性,液体流动时内部的摩擦阻力以及导管和膜片的弹性等因素,
信号可能会失真 。
导管端部传感器
为克服液体耦合式传感器的缺点,人们将压力传感器放置在导管端部,将待测部位的压力信号转变为相应的信息传递出去 。 此方法在一定程度上避免了液体耦合系统中信号的失真,可分为以下几种 。
导管端部传感器
(1)电阻式传感器
(2)电感式传感器
(3)光纤式传感器导管端部传感器（ 1）
最早的电阻式导管端部压力传感器是
1898年报道的，它是在导管端部装有一充满电解液的小圆筒。一端是弹性膜片，
上面安置了一个电极，在附近的位置设置了一固定的电极。当压力改变时，会使得这两电极间的相对位置改变，即改变了极间的电阻值。
导管端部传感器（ 1）
导管端部的侧面开有一膜片窗口,它将外界压力变化传递到硅片上 。 在两硅片中间,用绝缘的胶合剂固定了一根金属隔片,当受到压力造成弯曲时,,以中间金属片为中心面,两硅片产生相反的应变变形,两硅片阻值的变化方向相反 。 以两硅片阻值作为测量电桥相应的桥臂,则可测出外界的压力变化 。
导管端部传感器（ 2）
当压力改变时，
膜片的位移使得铁心在螺管中的位置左右变化，
改变了螺管的电感量。左侧是高导磁材料制成的铁心，右侧为有机玻璃制成的虚拟铁心，以达到温度补偿的目的。
导管端部传感器（ 2）
通常把螺管接成调频振荡器的一部分，当压力增大造成高导磁铁心进入螺管，使螺管的电感增加时，则振荡器输出的频率变化就反映了位移的变化，只要铁心移动距离较小，频率的变化与两薄膜间的压力差就近似呈正比关系。
由于这种传感器的质量很小，所以其频响到
100Hz以上还很平坦，这就可以同时测出心腔内血压和心音两种信号。由于心音信号频率较高，故可以用低通和高通滤波器将这两种信号分开。
导管端部传感器（ 3）
用于人体直接压力测量的光纤压力传感器的前端用液晶作为压力敏感元件,液晶受压使得入射光的反射强度发生变化,如图所示 。
导管端部传感器（ 3）
导管端部的弹性膜片当受到压力作用时,产生位移,接收反射光的光检测器的输出发生变化 。 这种传感器内有直径为 50um的多模光导纤维约 80根,发射和接收的光纤以最合适的配置进行分布,
膜片与光纤末端面间的距离约为 30um,它的测量范围为 -
6.666kPa～ 26.664kPa。
间接测量血压－科式音法
采用导管术直接测量血压虽然具有很多优点,但它要求刺破皮肤,将导管插人体内,所以这种方法受到较大的限制 。
长期以来,人们一直致力于发展各种间接测量法 。 虽然间接法的测量误差大,
而且只限于测量动脉压的特征值 （ 收缩压,舒张压等 ）,一般说来也不能连续监测,但因其方法简单安全,所以在临床上亦得到广泛应用 。
利用袖带在体外对动脉血管加以变化的压力,通过体表检测出脉管内血流与外部压力之间相对应的关系,进而测出脉管内的血压值 。
通常使用袖带充气,阻断动脉血流,然后缓慢放气,在阻断动脉点的下游监听是否出现血流,当开始监听到科氏音时,即开始有血流通过时,袖带内的压力为动脉内的收缩压,当血流完全恢复正常时,袖带内的压力为动脉内的舒张压 。
科氏音法原理科氏音法间接测量血压原理图基于科式音识别的电子血压计原理
3.3 血流的测量和 血流量传感器
血流量是生理研究和临床医学中最常测量的对象 。
血流量的检测方法有 热稀释法,电磁流量计法 和 Doppler频移法 。 不同的检测方法采用不同的传感器 。
热稀释法测血流量
利用指示剂（冷盐水）注入心脏中的血流里，通过检测心脏搏出血液中指示剂的温度变化来测量心脏搏出量或输出量的方法。检测时一般用四腔漂浮心导管：第一腔是将导管插入臂静脉后将可充气气球充气，使导管随气球经右心房至肺静脉；第二腔用于注入稀释剂；第三腔可测量压力；第四腔用于引出测温电路导线。
电磁血流传感器
电磁式血流传感器 是用手术剥离待测血管后，将血管嵌入其磁气隙中测量血流量的传感器。在垂直于血管轴方向上加一磁场 B，
在与 B垂直的两侧安装电极。因血液是碱性导电体并以均速运动，
在恒定的磁场中切割磁力线感应出电动势，然后根据传感器输出的电压值和血管横截面积而得出血流量。该传感器可测的最小血管直径可达 1mm以下，并且结果较为准确，并且可以连续检测血流，因而可作为检测血流量的标准方法。
Doppler频移血流计
Doppler频移血流计,基于血液中的血细胞等运动微粒会使超声波产生反射发生频率改变的特性，人们开创了测量流量的 Doppler技术。通过公式可以根据频率改变得到的差频即可求出血流速度。
目前此超声血流计已成为临床上广为使用的常规无创检测法。
3.4 心音检测和心音传感器
随着心脏的收缩和舒张,造成瓣膜的迅速打开或关闭,从而形成了由血流湍流引起的振动,
脉管中血流的加速和减速也会造成血管的振动,
这些振动传到胸腔表面就是 心音 。
另外,人体内部还有一些器官也会造成音响,
例如呼吸时支气管与肺膜产生的声音,肠蠕动的杂音,孕妇的子宫杂音,胎儿的心音等 。 所有这些声音,对多种疾病的诊断都是非常有价值的 。
这些声音的频率范围一般都在 20～ 200Hz以内，
有些杂音频率的低端可达 4～ 5Hz，高端可大于
1000Hz。
医用心音传感器的种类非常多，总的来说可分为 空气传导式 和 直接传导式 两大类。由于空气传导式心音传感器需由气室和一般传感器组合而成，虽然简单易行，但其灵敏度低，且易受周围噪声的干扰，所以现在临床上使用的大多是直接传导式心音传感器。
电磁式空气传导心音传感器也称动圈式心音传感器 。 传感器于胸壁相接触后,心音便通过胸壁与膜片间的空气传导引起膜片的振动,从而带动线圈在气隙中作切割磁力线的往复运动,于是在线圈中就感应出与线圈运动速度成正比的电动势 。
直接传导式心音传感器
直接传导式心音传感器，通常又将其分为 加速度型、
悬挂型 和 放置型 三种。
压电型心音传感器
直接传导式压电型传感器主要是一个振动质量块与压电晶体的一个面相连接。顶盖与质量块之间通过一弹簧加以预应力，这种对系统的预负载，可进行调节，从而使压电元件运用在特性曲线的线性部分。这种传感器的重量可做得小于 30g，除可用来记录心音信号外，还可用来测量震颤。
用于心音检测的心音传感器压电效应与压电材料
某些晶体和陶瓷延一定方向产生机械变形时,能产生电压；相反地,加上电压也能产生机械变形,这种现象称为 压电效应 。 前者称为正压电效应,后者称为逆压电效应 。 具有压电效应的材料称为压电材料 。
压电材料有压电晶体和压电陶瓷 。
导管端部心音传感器
当需要测量体内的音响,例如要测量心杂音发生的位置,则可将心音传感器配置在心导管的端部,插到待测的部位进行测量 。
这一类的传感器中有应变式,电磁式和压电式等多种类型 。
导管端部心音传感器
这种传感器的敏感元件是用压电陶瓷制成的悬臂梁,两陶瓷片中间由金属片隔开 。 当悬臂梁受力弯曲时,以金属片为中心面,一边陶瓷片被拉伸,一边陶瓷片被压缩 。
压电陶瓷片沿着厚度方向极化,从而感应出心音信号 。
3.5光电式传感器的应用
光电式传感器是把光信号转换成电信号的传感器,它可以直接检测来自人体的辐射信息,也可以把人体的其他信息转换成光信号 。
光电式传感器结构简单,非接触,可靠性高,
精度高,反应迅速,在生物医学领域应用广泛 。
光电脉搏传感器,核医学检测器 (如伽马照相机 ),红外热成像和光导纤维血压传感器等是它的应用实例 。
光电传感器的物理原理
光电传感器包括：光电管,光电倍增管,光敏电阻,光电池,光电二极管三极管等 。
它的物理基础是 光电效应 。 光电效应是指光照射到物质上引起其电特性 (电子发射,电导率,
电位电流等 )发生变化的现象 。
光电效应分为 外光电效应 和 内光电效应,外光电效应就是光电发射效应；内光电效应有光导效应,光生伏特效应等几种 。
外光电效应
金属表面受光照射,其表面和内部的电子吸收光能后逸出金属表面的现象,称为外光电效应,亦称光电发射效应 。
光电倍增管
光电倍增管是把微弱的光输入转换成电子流并使电子流获得放大的电真空器件 。
它是最灵敏的光检测器,在冷却状态,
无热生电子时,甚至能检测单个光电子 。
图中 K表示光电阴极,D1,D2,…,Dn是由二次发射体制成的倍增极 。 A是收集电子的阳极或收集极 。 工作时这些电极的电位从阴极逐级升高,相邻电极电位相差 100V左右 。 微弱光线射人的光子打到光电阴极上,引起光电发射,释放出一些电子 。 这些电子经电子光学输人系统的静电聚焦和加速,飞向比阴极电位高 100V左右的第一倍增极,在倍增极上引起了二次电子发射,倍增效应发生,
释放出更多的电子 。 倍增后的电子再次加速飞向更高电位的下一个倍增极 。 电子倍增过程就这样延续下去 。 最后,电子到达阳极被收集,在负载电阻 RL上形成电流 。
在放射性同位素测量和成像技术中,常用光电倍增管作为检测器中的光电转换器 。
例如,在伽马照相机和单光子发射断层成像装置
(SPECT)中,就是采用光电倍增管来检测由伽马射线激起的闪烁晶体发出的光信号,从而实现成像的 。
光导效应和光敏电阻
光照射到绝大多数高电阻率半导体材料时，会引起该材料的电阻率下降而易于导电的现象，称光导效应。用具有光导效应的材料制成的光敏器件，称之为光敏电阻或光导管。
光敏二极管和光敏三极管
光敏二极管的结构与一般二极管相似，装在透明玻璃外壳中，它的 PN结装在管顶，便于接受光的照射。
光敏二极管在电路中工作时，一般接上反向电压。在没有光照射时，反向电阻很大，反向电流很小，反向电流也称暗电流。当光照射在 PN
结上时，使 PN结附近产生光生电子和光生空穴对，使少数载流子的浓度大大增加，因此通过
PN结的反向电流也随着增加。
光敏二极管和光敏三极管
光敏三极管由两个 PN结组成，它的发射极与光敏二极管一样，具有光敏特性。
它的集电极则与普通晶体管一样，可以获得电流增益。
光照射发射极产生的光电流，相当于基极电流，因此集电极电流是光电流的 β倍，
所以光敏三极管有放大作用，它比光敏二极管有更高的灵敏度。
光电脉搏测定原理
这是由光敏电阻和一个光源组成的光电脉搏传感器的原理图 。 光敏电阻与适当的普通电阻串联后由电源供电,光源在加电时发光,光经人的手指传播到光敏电阻的受光面,当人手指的微血管的血流随微血管的脉压变化时,对光的反射系数也发生变化,使光敏电阻接收到的光强也随之改变 。 把光敏电阻被微血管反射的光信号转换成指脉电信号,就可做成脉搏传感器 。
光电脉搏测定原理（ 2）
透射型指套式光电传感器,由发光二极管和光敏三极管组成 。 其工作原理是：发光二极管发出的光透射过手指,被手指组织的血液吸收和衰减,然后由光敏三极管接收 。 由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化,所以它对光的吸收和衰减也是周期性脉动的,于是光敏三极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化 。
发光二极管采用红色单色光,稳定性好 。 传感器做成遮光指套式,减少了外界光的干扰 。 将传感器套在手指上,就可以测量手指末端处的动脉脉搏波,使用方便,灵敏度高,性能稳定 。
光电脉搏测定原理（ 2）
脉搏测定的其它方法
利用灵敏度高的半导体压阻材料，也可以制成基于惠斯顿电桥的脉搏传感器。
脉搏血氧测量原理
氧是维护生命的基础，动脉血氧饱和度是反映动脉血含氧程度的重要参数。人体内的血液通过心脏的收缩和舒张脉动地流过肺部，一定量的还原血红蛋白 (Hb)
与从肺泡中摄取的氧气结合变成了氧合血红蛋白 (HbO2)，而约 2％的氧溶解在血浆里。这些血通过动脉系统一直输送到毛细血管，然后将氧释放，以维持组织细胞的新陈代谢。
脉搏血氧测量原理
血氧浓度的测量通常分电化学和光学两类 。 以往大部分采用电化学法,如临床和实验室常用的血气分析仪,它要取血样来检测,尽管可以得到精确结果,但从危重病人身上经常取血却是不可能的,
且其操作复杂,分析周期长,不能连续监测 。 在病人处于危症状况时,就不易使其得到及时的治疗 。
脉搏血氧测量原理
脉搏血氧测定法是一种克服这些缺点的新型光学测量方法 。 在符合临床要求的前提下,实现无创伤,长时间连续监测血氧饱和度,为临床提供了快速,简便,
安全可靠的测定方法,可用于手术室,
ICU病房,急救病房和睡眠研究中 。
脉搏血氧测定法的测量原理是对普通血氧计光学测量方法的发展 。 根据吸光定律,当入射光射入厚度为 D的均质组织时,入射光
I0与透射光 I之间的关系为：
I/ I0=e-ECD
式中,C为吸光物质的浓度； E为吸光物质的吸光系数 。 定义物质的吸光度 A为：
A＝ 1n(I0/I)=ECD
脉搏血氧测定法,是基于血液中氧合血红蛋白
(HbO2)和还原血红蛋白 (Hb)的吸收光谱的特性,
运用 Lambert-Beer法则,在体浅表动脉处用光电器件获取两个不同波长的吸光值 。
选择适当的两波长就可以测量出 HbO2和 Hb的百分含量 。 因为在红光区 (660nm),Hb和 HbO2
的分子吸光系数差别很大,主要反映 Hb的吸收；
而在红外光区 (925nm),Hb和 HbO2的分子吸光系数差别很小,反映 Hb和 HbO2吸收的综合效果 。
设,ρ=ΔA1/ΔA2 为两个波长的光吸收变化率
则,SaO2＝ a+b× ρ
a和 b是实验获取的两个系数 。
脉搏血氧测量传感器
§ 4 化学传感器和生物传感器
化学传感器 （ Chemical Sensor） 通常指基于化学原理的,以化学物质成分为检测对象的一类传感器 。
该类传感器主要是利用敏感材料与被测物质中的离子,分子或生物物质相互接触而产生的电极电位变化,表面化学反应或引起的材料表面电势变化,并将这些反应或变化直接或间接地转换为电信号 。
化学传感器在医学中的应用和技术改进使医学生化检验更加快速,准确,方便,它的发展趋势向实时,经济,无创,自动化和微型化发展 。
化学传感器有可逆和不可逆之分,前者的试剂相不因与待测物反应而被消耗,后者相反 。 因而可逆型化学传感器更被重视 。
这里重点介绍的化学传感器有,离子传感器 和气体传感器 。 离子传感器主要包括各种 离子选择性电极 和 离子敏感场效应晶体管 。
离子选择性电极（ Ion Sensitive
Electrode,ISE）
离子选择性电极 属于电化学传感器,它的电位对溶液中给定的离子的活度的对数呈线性关系 。
它主要由膜,内参比溶液组成,敏感膜 是其关键部件,其分类也是按膜的组成和性质来分的 。
ISE分为 原电极 和 敏化电极 两大类 。 原电极分为晶体膜电极 （ 均相膜电极和非均相膜电极 ）
和 非晶体膜电极 （ 刚性基质电极和流动载体电极 ） 。
ISE
ISE的分类原电极敏化电极晶体膜电极非晶体膜电极匀相膜电极非匀相膜电极刚性基质电极流动载体电极晶体膜电极
晶体膜电极,其膜一般由难溶盐经加压或拉制成单晶、多晶或混晶的活性膜，
由晶格空穴引起离子传导，
而一定膜的空穴只能容纳某种离子，其他离子不能进入，则可以起到选择某种离子的的作用。
晶体膜电极一般结构
均相膜电极,它的敏感膜由单晶或由一种化合物均匀混合压片制成,内参比电极常用 Ag/AgCl电极 。
此类电极常用于检测 Cl-,Br-,I-,Ca2+、
Pb2-等 。
它们的响应快,敏感膜使用后可恢复性能,并且使用前不必预先浸泡 。 某种复合型电极制成的微型电极只需几微升溶液就可测量离子含量 。
非均相膜电极,其敏感膜是由各种电活性物质和惰性基质 （ 如硅橡胶,聚氯乙烯或石蜡 ） 混合组成,使得膜的导电性,
机械性能和弹性均较好 。
可用来检测 Cl-,Br-,I-,SO42-,F-等离子 。
但此膜电极在第一次使用时需预先浸泡以防止电势漂移,并且响应较慢 。
刚性基质电极 （玻璃电极）：是由离子交换型的刚性基底薄膜玻璃熔融烧制而成，其膜电势通过膜相与溶液中的金属离子或氧粒子在相界面交换产生。
玻璃电极有 pH玻璃电极 和 其他阳离子玻璃电极 。
pH玻璃电极,其敏感膜是由固熔体玻璃薄膜构成的,它的化学组成对 pH电极性能的影响很大 。 例如纯二氧化硅石英玻璃中加入了碱金属氧化物后,对 H+有较强的选择性 。 最常见的是球形玻璃膜电极,其内参比电极常用 Ag/AgCl电极 。
其他阳离子玻璃电极,玻璃的组成成分对电极的离子选择性影响很大,如在玻璃中加入铝的氧化物制成铝硅酸盐玻璃薄膜后,会增加对除了 H+以外的其他阳离子的选择性 。
玻璃电极使用起来比较烦琐,如必须用水浸泡并防止污染等 。
液膜电极,又称为活动载体膜电极，它的敏感膜是以液体离子交换剂为敏感物质而形成的一种液态膜，内参比电极多为 Ag/AgCl电极，用多孔惰性物质（如多孔玻璃、聚氯烯等）薄片为液膜的支撑体。
液膜电极常用于检测 Ca2+、,Mg2+,Cl-等离子，
其响应速度快（ <10秒），可干放保存，其中以聚氯乙烯（ PVC）电极较多应用。
另外利用分子设计合成电中性化合物（中性载体）作为敏感膜的研究和应用也十分活跃，此材料如缬氨酶素电极能与被测离子形成络合物，
检测的敏感性很高。
离子敏感场效应晶体管 (ISFET)
离子敏感场效应晶体管 是一种新型离子敏感器件,它具有输入阻抗高、输出阻抗低、频带宽、全固态结构、体积小、机械强度大、响应速度快、可实现集成化和多功能化，是很有发展潜力的一类新型化学传感器。
ISFET工作原理
ISFET的绝缘膜是裸露的或在晶体材料上面有一层敏感膜覆盖，其电解质溶液直接与绝缘膜或敏感膜接触，并在敏感膜界面上产生依赖于特定离子活度的界面电势，进而使绝缘膜下的半导体沟道的电导率发生变化，从而得出被测离子活度。
ISFET的结构和分类
ISFET的封装结构对它的工作稳定性和可靠性等可产生重要的影响,因而有必要了解一下 ISFET的结构设计,这主要包括：
探头式结构,探针式结构,导管复合式结构,背面引线 ISFET结构,SOS型结构 。
(1)探头式结构：有软线式和硬杆式两种，
基本是将芯片粘在绝缘材料或敷铜板上，
与电极引线连接好后，用硅橡胶或环氧树脂包封制造，此结构由于采用的是印刷电路制作工艺，比较易于实现并有利于集成化。
(2)探针式结构：是采用 Si的各向异性腐蚀技术，将 ISFET器件制成针状，将芯片装在探针前端，在敏感膜以外区域用无机钝化膜包封，这样可做成端部宽度只有 30~50μ m的 ISFET；另外用等离子蚀刻技术还可制成端部达 10μ m的 ISFET。
所以探针式结构的 ISFET对微量试液如胃液、淋巴液、婴儿血样等的分析较为适用 。
(3)导管复合式结构：是将微型参比电极与 ISFET芯片共同封装在一个导管中，使得测量可以一次性完成，特别适用于体内液的测量。
（ 4） 背面引线 ISFET结构：此工艺是为避免采用平面工艺设计中容易引起的封装困难,敏感膜容易被极化失效等缺点而设计的：将电极与敏感膜分别作在硅片两面,使器件的化学敏感部分和电测量部分隔离 。 此结构性能较好,发展潜力较大,但还不太成熟 。
(5)SOS型结构：是为了保证液体与晶体材料之间有良好的绝缘性而设计的，是以蓝宝石为基底并在其上生成场效应管
FET，然后在它们的表面覆盖绝缘层的制作方法。此结构包封简单，性能稳定且较为可靠。
气体传感器
医学科研与临床中常用的气体传感器有电化学气体传感器,半导体气体传感器 。
电化学气体传感器
电化学气体传感器 其设计原理是：当气体在电极和电解质组成的电池中时,气体与电解质反应或在电极表面发生氧化 —还原反应,从而在两个电极间输出电压或电流,而得到待测气体浓度 。 其中电极多采用 气敏电极 和 气体扩散电极 两种,前者用于测量溶解于溶液中的气体含量,如血液中的 O2,CO2等的含量；后者则能直接测量混合气体中的可燃性或可氧化性气体 。
此类传感器在医学中应用广泛 。
气敏电极 又可分为 O2电极和 CO2电极两种 。
溶液中的氧含量或称氧浓度可用所含氧的体积或当量数表示,溶液中的氧含量一般决定于氧的分压 （ PO2）,其中
PO2常用氧电极检测 。
氧电极的基本结构
参考电极为阳极,工作电极为阴极,两电极进入试液中,并在二者间加上 0.6~0.8V左右的电压,
经过一系列的氧化还原反应,电路中有电流产生,并且此电流值大小与 PO2成线性关系,可以根据电流大小计算出 PO2
的值 。
Clark氧 电极
Clark氧电极是一种较为稳定的封闭式氧电极，
它的阳极、阴极和电解液与被测液被一疏水透氧薄膜（如聚丙烯等）
隔开，其中阳极为
Ag/AgCl电极，阴极为铂丝。此电极的灵敏度受此膜对被测气体的渗透系数和膜层厚度决定，
它对 CO2基本无响应。
在 Clark氧电极的基础上有人又设计了一种阳极加热型经皮氧电极 。 它利用加热丝加热皮肤至
42℃ ~44℃,引起皮下小动脉扩张,皮下血流量增加,使得真皮上层的血液状况接近于动脉血状况,除了皮肤组织消耗的氧外,剩余的氧气通过组织扩散到皮肤表面,可在皮肤表面测得此氧分压来近似得到动脉血 PO2。 此种电极多应用于新生儿,婴幼儿的氧监测 。
CO2电极示意图
CO2电极的工作原理是根据 pCO2的对数值在 1.3332~11.9988kPa
范围内与 pH值成线形关系，所以可用 pH电极间接得到 pCO2。其结构与 Clark电极相似，
但工作电极为 pH电极，
电解液含 HCO3。
半导体气体传感器
半导体气体传感器 其原理是当半导体材料吸附某些气体分子时，将产生电子迁移而使其表面电导发生改变，进而测得气体浓度。
半导体气体传感器是一种灵敏度很高的器件
（可达 10-5~10-3），且结构简单、寿命长，可检测出含量非常低的有毒气体和可燃性气体。
有 电阻式 和 非电阻式 两种。
电阻控制型气体传感器是利用表面电阻或体电阻的变化来检测气体浓度的传感器。主要用于 C3H8,CH2,CO,H2,NO等可燃气体检测，它的灵敏度高、响应速度快且结构简单。
非电阻型半导体气体传感器是利用半导体元件与气体接触后,诸如整流特性等特性改变而检测气体浓度的传感器,其材料多采用金属 —半导体二极管,金属 —氧化物 —半导体二极管等 。 Pd—MOSFET气体传感器对氢的灵敏度很高且选择性好,是理想的氢气传感器 。
生物传感器
生物传感器 （ Biosensor） 是 利用某些生物活性物质所具有的高度选择性,来识别待测生物化学物质的一类传感器 。
生物传感器是近年来出现的一类新型传感器 。
生物传感器的概念生物传感器的本质生物传感器将生物体活性成分（酶、抗原、抗体、激素、
DNA、受体等）或生物体本身（组织、细胞、细胞器）
作为敏感元件，有很强的特异性和高度的敏感性，被称为 具有生物识别能力的化学传感器 。
生物传感器的出现开创了医学基础研究与临床中生化检验的新方法,可以检测多达百种的生物化学物质,形成了活体内,无试剂,快速,可反复检测及联机在线测量分析的发展趋势 。
生物传感器的分类
酶传感器
微生物传感器
组织传感器
细胞器传感器
免疫传感器酶传感器
酶传感器 是由固定化酶与传感元件两部分组成的,其中酶是与适当的载体结合形成的不溶于水的固定化酶膜 。
最常用的酶传感器是 酶电极,即将固定化酶膜与转换电极做在一起,当酶膜与被测物发生催化反应而生成电极活性物质后,电极测定活性物质并将其转换为电信号输出 。
酶电极
酶电极一般可根据电极检测物理量的不同分为电流型和电压型,前者一般有氧电极,H2O2电极等,后者有 NH3,CO2、
H2电极等 。
较典型的一种酶电极为以 Clark氧电极为基础的 葡萄糖酶电极 。
葡萄糖酶电极结构示意图
葡萄糖酶电极的敏感膜是葡萄糖氧化酶（ GOD），它被固定在聚乙烯酰胺凝胶上。在酶膜的作用下葡萄糖发生氧化反应，消耗掉氧而生成葡萄糖酸和过氧化氢。通过用电极测量被消耗的氧或生成的过氧化氢就可了解葡萄糖浓度。
微生物传感器
微生物传感器 也称为 微生物电极,它属于酶电极衍生电极,因为除了生物活性物质不同以外,
它们有相似的结构和工作原理 。
微生物电极根据对氧的反应情况分为 好氧性微生物电极 和 厌氧性微生物电极 。 前者利用氧电极或 CO电极测定细胞的呼吸活性的变化来得出底物浓度,也称为 呼吸活性测定型传感器 ；
后者根据 ISE电极测得微生物与被测物反应后生成的代谢产物如 CO2,H2,H+等的浓度来测定底物浓度,也被称为 代谢物质测定型传感器 。
组织传感器
组织传感器 是以动植物组织薄片材料作为生物敏感膜并利用酶组为反应催化剂的生物传感器,
也称 组织电极 。
组织电极的工作原理类似于酶电极,但因为酶促反应存在于稳定的自然环境中,组织电极的酶活性比酶电极的离析酶活性高而且稳定性强,
另外还不需要固定化等处理；但组织电极目前存在的问题就是其酶的选择性和灵敏度不太理想,因此目前组织电极还未能形成产品 。
组织电极按敏感膜材料可分为 动物组织电极 和植物组织电极 。
细胞器传感器
细胞器传感器 与组织电极一样,细胞器传感器并且是一种多酶电极。细胞器中的酶有较高的酶活性和稳定的状态，将含所需酶的细胞器经过加工、分离，制成薄膜状并固定，再与相应敏感电极结合构成细胞器传感器。
例如将线粒体处理后的凝胶膜结合氧电极，利用其氧化磷酸化酶（电子传递粒子 ETP）将
NADH（辅酶 Ⅰ ）氧化，此过程消耗氧，通过测定氧含量就可测定 NADH含量。
免疫传感器
免疫传感器 是利用抗体对抗原的识别和结合功能,高选择性地测定蛋白质,多糖类等高分子化合物的传感器 。
根据免疫反应的不同可分为 非标记免疫传感器 和 标记免疫传感器 。
非标记免疫传感器 也称 直接免疫电极 。 它的工作原理为：不使用任何标记物,根据蛋白质分子 （ 抗原或抗体 ） 携带大量电荷,当抗原抗体结合时会产生电导率,膜电位,离子浓度等若干电化学或电学的变化,根据这种变化可以检测免疫反应的发生 。
实际操作时可把抗体 （ 或抗原 ） 固定在敏感膜表面或金属电极表面,然后检测抗原 —抗体复合物形成后膜或电极的电位变化,以此测定抗原的浓度 。 此种传感器响应快速,操作容易,
但灵敏度较低 。
标记免疫传感器 也称 间接免疫传感器 。 它的工作原理是：用酶,红细胞,放射性同位素,金属,噬菌体等作为标记物标记抗原,使标记抗原全部与等量抗体结合形成复合体；然后再取上述等量抗原,抗体再加入被测非标记抗原,由于标记抗原和非标记抗原与抗体发生竞争反应形成复合体,此时标记抗原量有所改变,
以此变化测定被测非标记抗原量 。 由于可以取得较高的灵敏度,标记酶免疫传感器的使用比较广泛 。 因为酶具有化学放大作用,它可在半分钟内使 103~107个的底物分子转变为产物 。
§ 5 传感器技术的发展与展望
传感器在医学研究与临床诊治中占据着重要地位,随着工程技术和医学科学的进步,生物医学传感器也必将得到迅速发展 。
目前对传感器的研究方向有：
对各种新型传感器的开发与研究；
对多功能传感器的研究,它们可以被集成到一起,同时检测多路信号；
对智能传感器的研究,它是传感器技术与计算机技术相结合的产物,目前正在开发的智能传感器不仅能完成基本的传感和信号处理任务,
还有自诊断,自恢复及自适应的功能 。
传感器本身的开发研究也有两个分支,一个是有关传感器基础的研究,即新技术和新原理的研究,
主要集中在新材料和超微细加工技术方面；另一个是新型传感器产品的开发,重点解决光技术的应用,微电子封装技术和一次性芯片等 。
目前热门的研究课题有多功能精密陶瓷材料在传感器中的应用,生物功能性物质在传感器开发中的利用,微细加工技术制造超小型传感器的研究等 。
此外,发展化学传感器和生物传感器是传感器技术发展的另一趋势,尤其在生物医学领域的更具实用性,有利于促进医学基础研究,临床诊断和环境医学的发展 。
1、医用传感器基础
2、生物电检测电极
3、常用医用物理传感器
4、化学传感器和生物传感器
5、传感器技术的发展与展望
§ 1 医用传感器基础对传感器的定义：
“传感器,在新韦式大词典中定义为,
－“从一个系统接受功率，通常以另一种形式将功率送到第二个系统中的器件”。
根据这个定义，传感器的作用是将一种能量转换成另一种能量形式，所以不少学者也用“换能器－ Transducer”来称谓“传感器－ Sensor”。
中华人民共和国国家标准 (GB7665—87)对传感器下这样的定义：
传感器 是能感受规定的被测量并按照一定的规律转换成可用输出信号的器件或装置，它通常由敏感元件和转换元件组成。
国标中的定义强调了被测量按一定规律转换成可用输出信号，而且它给出了传感器的结构信息，即它通常由敏感元件和转换元件组成。
信号调节转换电路敏感元件 转换元件辅助电路被测信息按照国家标准对传感器的定义，传感器包括：
输出电信号
敏感元件 是指能直接感测或响应被测量的部件。
转换元件 是指传感器中能将敏感元件感测或响应的被测量转换成可用的输出信号的部件，通常这种输出信号以电量的形式出现。
信号调节和转换电路 是把传感元件输出的电信号转换成便于处理、控制、记录和显示的有用电信号所涉及的有关电路。有人也称这一部分电路为信号调理电路 。
医用传感器 （ Biomedical Sensors）
医用传感器,顾名思义，它是应用于生物医学领域的那一部分传感器，它所拾取的信息是人体的生理信息，
而它的输出常以电信号来表现，因此，医用传感器可以定义为：把人体的生理信息转换成为与之有确定函数关系的电信息的变换装置。
人体生理信息有 电信息 和 非电信息 两大类，从分布来说有 体内的 （如血压等各类压力），也有 体表的 （如心电等各类生物电 )和 体外的 (如红外、生物磁等）
医用学传感器的分类
传感器的分类方法多种多样，有按传感器的工作原理分的，有按输入信息的类型分的，也有按能量关系或输出信号类型分的。医学测量中往往按被测信号来分类，如脉搏传感器、呼吸波传感器等。
医用传感器按工作原理分类，大致可分为：
生物传感器生理参数利用生物活性物质选择性识别来测定生化物质利用材料的物理变化 物理传感器非电学量参数机体的各种生物电（心电、脑电、肌电、神经元放电等）
生物电电极电学量参数利用化学反应原理，
把化学成分、浓度转换成电信号化学传感器物理传感器电阻式传感器电容式传感器电感式传感器压阻（效应）传感器压电（效应）传感器光电（效应）传感器霍尔（效应）传感器生理信号检测的特点医用传感器用于人体生理信息检测时，具有以下主要特点,
被测量生理参数均为低频或超低频信息，频率分布范围在直流～ 300Hz。
生理参数的信号微弱，测量范围分布在 uV～ mV数量级。
被测量的信噪比低，且噪声来源可能是多方面的。由于人体是一导电体，体外的电场、磁场感应都会在人体内形成测量噪声，干扰生理信息的检测。
人体是一有机整体，各器官功能密切相关，传感器所拾取信息往往是由多种参数综合而形成的。
医用传感器的数学模型
传感器的设计、制造和应用，均需要研究传感器的输入与输出的关系特性。
描述传感器的输入一输出关系的数学表达式被称为 传感器的数学模型,通常从传感器的静态输入一输出和动态输入一输出关系两分面建立数学模型。
静态模型
静态模型 是指静态信号（输入信号不随时间变化或变化缓慢）情况下，描述传感器的输出与输入量间的函数关系。在实际工程应用中，
忽略蠕动效应和迟滞持性、它可以用多项式来表示为：
xaxaxaay n210
动态模型
动态模型 是指传感器在准动态或动态信号（即输入信号随时间变化）作用下，描述其输出一输入关系的数学表达式。
要精确地建立传感器的动态数学模型较困难，
工程上常利用近似方法，忽略次要因素。来简化动态模型的建立。
医用传感器的基本特性
医用传感器的基本特性是指传感器的输出与输入的关系特性，它是传感器应用的外部特性，
但是传感器不同的内部结构参数影响或决定着它具有不同的外部特性。
医用传感器检测的生理信息，基本上有两种类型，即静态量和动态量。静态量是指不随时间变化或变化甚为缓慢的量 (如体温 )，动态量通常是周期性信号、瞬变或随机的信号 (如心电、
血压等 )。
静态特性
静态特性 表示传感器在被测生理量处于稳定状态时的输出与输入之间的关系特性，一般情况下，它呈现非线性关系。工程应用中，要求静态特性尽可能呈线性。
衡量传感器静态特性的主要指标是线性度、灵敏度、迟滞、重复性、分辨力、零点漂移、温度漂移等。
线性度 指传感器输出随输入变化的线性程度，它用输出量一输入量的实际关系曲线偏离直线的程度来表示。
灵敏度 是指传感器在稳态下输出变化对输入变化的比值。
迟滞特性 是指传感器在正 (输入量增大 )反 (输入量减小 )
行程期间输出一输入曲线的不重合程度。迟滞是由传感器材料固有特性和机械上的不可避免的缺陷等原因产生的。
重复性 是指传感器在同一工作条件下输入量按同一方向作全量程连续多次变动所得到特性曲线的不一致程度。产生重复性误差的原因同样是传感器内机械缺陷引起的，如材料内的摩擦、间隙、积尘等。
分辨力 是表述传感器可能检测出被测信号最小变化的能力。
零点漂移 指传感器无输入时，输出值随时间而偏移，
偏移零值的偏移量。
温度漂移 表示温度变化时，传感器输出值的漂离程度，
通常以温度变化 1℃ 时，输出最大偏差与满量程值之比表示。
动态特性
传感器的动态特性 是指传感器对激励 (输入 )的响应 (输出 )特性。具有良好的动态特性的传感器，在动态 (快速变换 )的输入信号作用下，不仅能精确地测量信号的帕值大小，而且能迅速准确地响应信号幅度变化和无失真地再现被测量信号随时间变化的波形。
对医用传感器的基本要求
医用传感器作为传感器的一个重要分支，其设计与应用必须考虑人体因素的影响，考虑生物信号的特殊性、复杂性，考虑生物医学传感器的生物相容性、可靠性、安全性。
1.传感器本身具有良好的技术性能,如灵敏度,
线性,迟滞,重复性,频率响应范围,信噪比,
温度漂移,零点漂移,灵敏度漂移等 。
2.传感器的形状和结构应与被检测部位的解剖结构相适应,使用时,对被测组织的损害要小 。
3.传感器对被测对象的影响要小,不会对生理活动带来负担,不干扰正常生理功能 。
4.传感器要有足够的牢固性,引进到待测部位时,不致脱落,损坏 。
5.传感器与人体要有足够的电绝缘,以保证人体安全 。 ；
6.传感器进入人体能适应生物体内的化学作用,
与生物体内的化学成分相容,不易被腐蚀,对人体无不良刺激,并且无毒 。
7.传感器进入血液中或长期埋于体内,不应引起血凝 。
8.传感器应操作简单,维护方便,结构上便于消毒 。
医用传感器在医学上的用途
检测 －检测正常或异常生理参数 。 比如：先心病病人手术前须用血压传感器测量心内压力,
估计缺陷程度 。
监护 －连续测定某些生理参数是否处于正常范围,以便及时预报 。 在 ICU病房,对危重病人的体温,脉搏,血压,呼吸,心电等进行连续监护的监护仪 。
控制 －即利用检测到的生理参数控制人体的生理过程 。 比如,用同步呼吸器抢救病人时,要检测病人的呼吸信号,以此来控制呼吸器的动作与人体呼吸同步 。
§ 2 生物电检测电极电极有两类
生物电检测电极
刺激电极生物电检测电极
生物电的变化能够反应生物体的复杂生命现象，
比如人体心血管的疾患，通常可以从心脏各部分的电活动反映出来。例如：临床医生可以从病人身上记录的心电图的细节进行分析诊断；
人的神经系统及脑部的疾患在脑电图上必有所表现。因此临床上研究人的各种脏器的功能状态、疾病的发生与发展，需要有效地把生物体内细胞、离子分布电位感应导出。通过与生物体的接触耦合，将生物体内的电位和生物电流有效地导出的敏感元件称为 检测电极 。
刺激电极
另一方面，临床医学根据生物体的电生理活动原理，对生物体导入各种不同的电信号，以调节和治疗疾病，使肌体获得康复。比如：对处于纤维性颤动而杂乱兴奋的心肌细胞给予瞬间高能量电刺激，强使心肌兴奋相位变为一致的除颤作用；对各种因风湿炎症而引起的慢性疼痛，施以适量的电刺激以使疼痛减轻；控制心脏起搏器监测心脏节率并在搏动失常时给予适当的电刺激来维持心肌的搏动等等，都需要利用另一类电极向生物体导入电信号，这一类电极称为 刺激电极 。
＋
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＋＋
＋ ＋
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生物电检测电极示意图机体外机体内电极电极在生物体内离子导电和金属的电子导电体系之间形成一个电化学界面，能实现离子流与电子流的互相转换，从而使生物体和测量仪器间构成了电流回路。
电极的本质 —— 半电池原理
当某种金属浸入含有这种金属离子的电解质溶液中时，金属中的原子将失去一些电子进入溶液，溶液中的离子也将在金属电极上沉积，当这两种过程相平衡时，在金属和电解质溶液的接触面上形成电荷分布，并建立起一个平衡的电位差。对给定的金属与电解质溶液来说，这种电位差是一个完全确定的量。这种金属与电解质的组合如同半个电解质电池，称 半电池,
其电位差称为 半电池电位 。
Zn
ZnSO4
生物电电极的本质是由金属－电解质溶液构成的半电池。
生物体的活组织是一种含多种金属离子成份的电解质溶液，当电极与组织表面相接触时，电极与组织之间就构成了半电池。
电极的本质电极的极化
电极与电解液处于静态平衡时，电极与电解液间没有电流流过。当接上仪器的电路时，就有电流流过这个界面。原有的平衡被打破，电极的半电池电位与没电流时不同。
所谓 极化 就是当电流通过电极界面时电极电位偏离平衡电位的现象。 在有和无电流通过两种情况下电极的半电池电位的差值称为极化电压。
生物电测量的等效电路电极的电位
生物电电位差＝两个电极间的电位差
电极的电位＝电极的 半电池电位 与 极化电位 的总和。
电极的等效电路
实验表明，生物电测量电极的伏－安特性呈非线性。电极的参数与流过的电流强度和频率有关。
生物电电极的分类生物电电极宏电极微电极体表电极体内电极金属微电极玻璃微电极宏电极和微电极
宏电极 －用于检测和记录机体器官、组织整体放电水平的电极。按记录部位的不同，分为 体表电极 和 体内电极 。
微电极 －用于测量细胞内外的电位改变的电极，
其尖端直径 一般直径小于细胞，且电极较坚硬，
可刺入细胞膜并保持机械性能稳定。微电极直径 大约在 0.05到 10μm之间。 按制作材料可分为金属微电极 和充填电解液的 玻璃微电极 。
体表电极
体表电极是用于在身体表面记录生物电信号
（如 ECG,EEG,EMG）的电极。
体表电极，应满足如下要求：电极电位稳定；
阻抗小 ；安放容易且不易脱落；不易产生 运动伪迹 ；可长期监测；无毒安全、对人体刺激要小。
皮肤的角质层虽然极薄（约
40μm），但具有很高的电阻率。一般在电极表面涂上一层含有 Cl-离子的导电膏，以保持良好接触，并且在此之前用砂纸摩擦去除部分皮肤角质层，可以显著减小表皮电阻。
当电极相对于电解液运动时，使界面处电荷分布打乱，会产生运动伪迹。
临床上常用的体表电极
临床上常用的体表电极种类繁多,形状多样,
常见的有金属板电极,Ag/Agcl电极等 。 不锈钢,铂或镀金 （ 银 ） 的圆盘电极常用于肌电和脑电的记录 。
柔性电极可适应体表外形的变化,可减少运动伪迹,常用的是柔性银丝电极,它的制作方法很简单：在橡皮膏上敷一小块银丝网,焊上引线,涂上导电膏即可,它适用于手,足等部位的测量,尤其是早产新生儿的心电监测 。
体表生物电检测中最常用的电极是 Ag／ AgCl
电极。它的结构是在金属银的表面覆盖一层难溶解的银的盐类 AgCl，再浸入含有氯离子的溶液中。电极可以用下列符号表示,Ag|AgCl|
C1-。
实际应用的 Ag／ Ag Cl电极极化电压很低，一般在 0.2mV左右。极化电压的随机变化小于
10mV，对生物电的检测几乎不产生影响。在临床上得到广泛的应用。
Ag－ Agcl圆盘电极
Ag－ Agcl圆盘电极的导电膏充填在空腔内,
结构稳定,并且对于生物组织具有非常小和稳定的半电池电位,而且是一种不可极化电极,
所以常被用作体表生物电测量电极 。
体内电极
体内电极,用作在生物体内检测生物电势 。 因电极被插入体内,电极材料的安全性很重要,象 Ag－ Agcl电极和人体蛋白质会发生化学反应,不应选用 。 下面介绍两种体内电极：经皮注射式针电极和丝电极 。
经皮注射式针电极（ a）和丝电极（ b）
针电极一般用不锈钢材料制成，
常用于肌电的测量，效果较体表电极大 5~7倍。
丝电极一般采用外面涂有绝缘层，直径为 25~125μ m的镍铬合金丝做成，
用于肌电的长期测量。
金属微电极
金属微电极 是在不锈钢,钨,铂等金属上喷涂聚合物,玻璃等绝缘材料制成的,其尖端裸露 。 金属微电极的极化特性使其不宜精确测量细胞的静止电势,常用于活动电势的检测 。
金属微电极包括单点测量微电极和多重微电极,
后者由多根相互独立的电极组合而成,能同时测量多点电位 。 如测量神经纤维束中多根神经纤维电位的多个单点电极 。
目前已经出现的有用半导体材料制作的多重微电极和经磁化处理的,合金线制作的,每个电极可独立移动的多重电极 。
玻璃微电极
玻璃微电极 一般用于细胞膜电势（如静息电位）
的测量。它是由毛细管热拉后，内部充入电导率溶液，再将电极丝放入制成，电极尖端直径一般小于 1μ m。
玻璃微电极较金属电极来讲，存在阻抗高、噪声大等缺点。
玻璃微电极可以向检测部位注射微量药物。
§ 3 常用医用物理传感器物理传感器
物理传感器 是指基于物理学原理、检测机体物理学指标的一类传感器。物理传感器是生物医学传感器中的一个大类，其作用是将各种物理信号转化为电信号。
物理传感器的分类
物理传感器根据检测对象的不同，有 温度传感器,压力传感器,血流量传感器,
心音传感器,脉搏传感器,呼吸传感器等 。
物理传感器根据工作原理分为电阻式传感器、电容式传感器、电感式传感器、
压电式传感器、磁电式传感器、热电式传感器和光电式传感器等。
3.1 温度的测量和温度传感器
温度是物理学中一个基本的物理量，自然界中的一切过程无不与温度密切相关。温度传感器是最早开发、最古老，也是应用最广泛的一类传感器。
在医学上通常将体温分为体表温度、深部温度（即机体内部温度）和器官温度（用流经器官的血液温度来代替），测量时应根据不同需要来选用不同类型的温度传感器。
温度传感器的发展历史
首先把温度变成电信号的传感器是 1821年由德国物理学家赛贝发明的，这就是后来的热电偶传感器。
50年以后，另一位德国人西门子发明了铂电阻温度计（ RTD）。
后来，由于半导体材料的发明，本世纪相继开发了 半导体热敏电阻传感器,PN结温度传感器和集成温度传感器 。
根据波与物质的相互作用规律，人们又相继开发了声学温度传感器,红外温度传感器 和微波温度传感器等。
温度传感器的种类
目前，温度传感器的种类很多，在医学上常用的有：
– 热电偶温度传感器
– 热敏电阻温度传感器
– PN结温度传感器和集成温度传感器
– 红外热辐射式温度传感器。
热电偶温度传感器
当两种不同材质的导体，在某点互相连接在一起，对这个连接点加热，在它们不加热的部位就会出现电位差。这个电位差的数值与不加热部位测量点的温度有以及这两种导体的材质有关。这种现象被称为 热电效应,也称 Seeback
（赛贝克）效应。
热电偶效应可以在很宽的温度范围内出现，如果精确测量这个电位差，再测出不加热部位的环境温度，就可以准确知道加热点的温度，这就是热电偶测温的原理。
不同材质做出的热电偶应用于不同的温度范围，
它们的灵敏度也各不相同。热电偶的灵敏度是指加热点温度变化 1℃ 时，输出电位差的变化量。对于大多数金属材料支撑的热电偶而言，
这个数值大约在 5～ 40微伏／ ℃ 之间。
医学测量中热电偶温度传感器种类较多，常用的有杆状热电偶和片状热电偶。
杆状热电偶是将金属丝放入注射针头中，经皮插入到待测部位，可用于测量口腔和直肠温度。
片状热电偶是用薄膜代替金属丝，最薄可达
3~6μ m，将其固定在适当材料的基片上，尺寸很小，直径达 μ m数量级，响应速度很快，有的可用于测量细胞内的暂态温度。
（ a）杆状热电偶（ b）片状热电偶热敏电阻温度传感器
热电阻式温度传感器可分为两大类：纯金属电阻 （ RTD） 和半导体材料热敏电阻,因后者临床用的较多,这里重点介绍热敏电阻式温度传感器 。
在生物医学测量中通常将热敏电阻的探头做成珠状和薄片状,体积非常小 （ 可达几十纳米 ）,
其热惯性小,响应速度快 。 其中薄片热敏电阻多是用单晶半导体材料 （ 如 SiC） 制造的,在它的外表涂覆一层高强度绝缘漆类材料作绝缘防护,多用于测量表面温度和皮肤温度 。 还有一种注射针型的测稳探头是用微型珠状热敏电阻封装于注射针头的顶端制成的,可用来做动物实验及测量肌肉温度和浅表血管内的温度 。
PN结温度传感器和集成温度传感器
PN结温度传感器是利用半导体 PN结上正向电压降的温度效应设计而成的，其线性度好、灵敏度高、测量范围宽，还可与放大器做在一起，
体积小且性能稳定，可应用在低温测量和植入动物体内长期检测使用。临床上常用的 PN结测温探头有杆式测温探头、小型测温探头、针状测温探头和表面测温探头，它们的不同在于半导体热敏器件安装的方法和装配材料的不同，
当然其时间常数也不同，其中以小型测温探头最小，达 0.2S。
红外热辐射式温度传感器
上述温度传感器都属于接触式温度传感器，红外辐射式温度传感器则属于不需与被测对象接触的传感器，
因而不会影响人体的生理状态。
根据 Planck辐射定律，当物体的温度高于热力学温度零度（ -273.16℃ ）时，都要以电磁波的形式向周围辐射能量，其辐射频率和能量随物体的温度而定。
人体辐射红外线的波长约在 3-16μ m之间，当体温改变时，所辐射的红外线能量就会改变，红外辐射测温装置就是根据检测人体表面的辐射能量而确定体温的 。
临床上具有实用价值的红外测温传感器有 红外热探测器 和 红外光电探测器 。
红外热探测器 是全波长的红外探测器,其首先利用黑化元件吸收入射红外线辐射能量,使感温元件温度升高,再通过适当的温度敏感元件将温度信息转变为电信号,采用的温度敏感元件有热电偶,热敏电阻等 。
红外光电探测器 的敏感元件是光电器件碲镉汞
（ HgCdTe）,它能将接收到的红外线转化为电信号 。 此种传感器只能对一定波长范围的红外线有响应,并且需在低温 （ 液氮冷却 ） 下工作 。 目前出现了低成本的非制冷红外光电探测器 (Si器件 )。 一般将许多个红外光电探测器组合在一起构成红外图像传感器,它是红外热像仪的关键部分 。 红外热像仪 在乳腺癌的诊断中具有重要的意义 。
3.2 压力的测量和 压力传感器
医学常用的压力参数有：血压,颅内压,眼内压,肠内压,肺泡压等,其中最常规的测量内容是血压 (Blood
Pressure,BP)。
医学上测量的血压有动脉压,静脉压和心内压 （ 包括心室压,心房压 ） 等,
每种压力信号又包括：收缩压,舒张压,平均压 。
压力传感器 是检测人体内各种生理压力参数的传感器，在基础医学、临床诊断中应用十分广泛。
对血压的测量方法有 直接测量 和 间接测量。
直接测量血压的传感器包括 液体耦合式传感器,导管端部传感器 等。
间接测量血压的方法是 科氏音法 。
压力测量的基础－电阻应变式传感器
导体或半导体在外力作用下产生机械变形，其电阻将发生变化，这种效应称 应变效应 。利用应变效应制成传感器被称为 应变片 。应变片的种类繁多，有丝状、片状、薄膜状等。
半导体同金属相比，具有更高的应变系数。但半导体电阻温度系数较高，使用时必须采取温度补偿措施。
应变片的主要参数,
应变片电阻值
绝缘电阻
灵敏系数
应变极限
机械滞后
零点漂移液体耦合系统及传感器
这是直接测量血压的最简单的方法,是将充满液体的导管插入到被测体内待测部位,通过导管内流体的耦合,将体内导管端部位置的压力信息传递到导管另一端的压力传感器内,这是临床和科研中广泛应用的一种成熟而可靠的常规手段 。
液体耦合系统及传感器
通常使用一根不能透过 X光线的聚乙烯导管，
经皮插入臂静脉或锁骨下的大静脉中。近些年来较常用的是末端带有可充气气球的双腔导管或四腔导管，即所谓漂浮导管，它特别适合于测量肺动脉压。当插入到静脉中适当位置时，
将气球充气，由于静脉血的回流造成气球的漂移，带动导管进入右心房、右心室或肺动脉等指定位置。通常这种测量都要求在 X光机的监视下进行，以确保导管进入到指定的位置。
液体耦合系统及传感器临床常见的心导管
（ a）端部开口型（ b）侧孔型
（ c）双腔型（ d）带充气气球型
液体耦合式传感器的基本结构包括一个弹性膜片，通过将压力信号转变成膜片的变形，再根据膜片的应变或位移，通过敏感部件转换成相应的电信号输出。
图 (a)中所示是一种张丝式传感器,把 4根相同阻值的应变电阻丝接成一个平衡电桥,使其在膜片不受力的时候输出为零 。 当有压力输出时,造成膜片位移,电阻值变化,电桥失去平衡,
输出相应的信号 。 图 (b)中所示为粘贴型应变片与膜片组合的示意图,在圆形的弹性膜片上,按力学分析找出受力时产生正负应变最大的位置贴上应变片,并把应变电阻接人到测量电桥中 。 图 (c)则是用真空沉积方法直接将金属应变薄膜制造到金属弹性膜片的表面 。
目前使用很广泛的硅杯型压力传感器与图 (c)所示的结构相似，它是在硅杯的圆形底部膜片上，
应用半导体集成技术，在适当的位置制造 4个阻值相同的半导体电阻组成测量电桥。当受到压力时，硅杯底部产生形变，集成的半导体应变电桥便输出相应的信号。这种硅杯型传感器具有许多优点，例如压阻系数高、机械性能稳定、
膜片的谐振频率高等，因而得到越来越多的应用。但是半导体电阻通常对温度很敏感，使用时必须采用某种温度补偿的网络，以修正由于温度变化对应变灵敏度和零点偏移造成的影响。
液体耦合式血压传感器液体耦合系统及传感器
由于有液体的惯性,液体流动时内部的摩擦阻力以及导管和膜片的弹性等因素,
信号可能会失真 。
导管端部传感器
为克服液体耦合式传感器的缺点,人们将压力传感器放置在导管端部,将待测部位的压力信号转变为相应的信息传递出去 。 此方法在一定程度上避免了液体耦合系统中信号的失真,可分为以下几种 。
导管端部传感器
(1)电阻式传感器
(2)电感式传感器
(3)光纤式传感器导管端部传感器（ 1）
最早的电阻式导管端部压力传感器是
1898年报道的，它是在导管端部装有一充满电解液的小圆筒。一端是弹性膜片，
上面安置了一个电极，在附近的位置设置了一固定的电极。当压力改变时，会使得这两电极间的相对位置改变，即改变了极间的电阻值。
导管端部传感器（ 1）
导管端部的侧面开有一膜片窗口,它将外界压力变化传递到硅片上 。 在两硅片中间,用绝缘的胶合剂固定了一根金属隔片,当受到压力造成弯曲时,,以中间金属片为中心面,两硅片产生相反的应变变形,两硅片阻值的变化方向相反 。 以两硅片阻值作为测量电桥相应的桥臂,则可测出外界的压力变化 。
导管端部传感器（ 2）
当压力改变时，
膜片的位移使得铁心在螺管中的位置左右变化，
改变了螺管的电感量。左侧是高导磁材料制成的铁心，右侧为有机玻璃制成的虚拟铁心，以达到温度补偿的目的。
导管端部传感器（ 2）
通常把螺管接成调频振荡器的一部分，当压力增大造成高导磁铁心进入螺管，使螺管的电感增加时，则振荡器输出的频率变化就反映了位移的变化，只要铁心移动距离较小，频率的变化与两薄膜间的压力差就近似呈正比关系。
由于这种传感器的质量很小，所以其频响到
100Hz以上还很平坦，这就可以同时测出心腔内血压和心音两种信号。由于心音信号频率较高，故可以用低通和高通滤波器将这两种信号分开。
导管端部传感器（ 3）
用于人体直接压力测量的光纤压力传感器的前端用液晶作为压力敏感元件,液晶受压使得入射光的反射强度发生变化,如图所示 。
导管端部传感器（ 3）
导管端部的弹性膜片当受到压力作用时,产生位移,接收反射光的光检测器的输出发生变化 。 这种传感器内有直径为 50um的多模光导纤维约 80根,发射和接收的光纤以最合适的配置进行分布,
膜片与光纤末端面间的距离约为 30um,它的测量范围为 -
6.666kPa～ 26.664kPa。
间接测量血压－科式音法
采用导管术直接测量血压虽然具有很多优点,但它要求刺破皮肤,将导管插人体内,所以这种方法受到较大的限制 。
长期以来,人们一直致力于发展各种间接测量法 。 虽然间接法的测量误差大,
而且只限于测量动脉压的特征值 （ 收缩压,舒张压等 ）,一般说来也不能连续监测,但因其方法简单安全,所以在临床上亦得到广泛应用 。
利用袖带在体外对动脉血管加以变化的压力,通过体表检测出脉管内血流与外部压力之间相对应的关系,进而测出脉管内的血压值 。
通常使用袖带充气,阻断动脉血流,然后缓慢放气,在阻断动脉点的下游监听是否出现血流,当开始监听到科氏音时,即开始有血流通过时,袖带内的压力为动脉内的收缩压,当血流完全恢复正常时,袖带内的压力为动脉内的舒张压 。
科氏音法原理科氏音法间接测量血压原理图基于科式音识别的电子血压计原理
3.3 血流的测量和 血流量传感器
血流量是生理研究和临床医学中最常测量的对象 。
血流量的检测方法有 热稀释法,电磁流量计法 和 Doppler频移法 。 不同的检测方法采用不同的传感器 。
热稀释法测血流量
利用指示剂（冷盐水）注入心脏中的血流里，通过检测心脏搏出血液中指示剂的温度变化来测量心脏搏出量或输出量的方法。检测时一般用四腔漂浮心导管：第一腔是将导管插入臂静脉后将可充气气球充气，使导管随气球经右心房至肺静脉；第二腔用于注入稀释剂；第三腔可测量压力；第四腔用于引出测温电路导线。
电磁血流传感器
电磁式血流传感器 是用手术剥离待测血管后，将血管嵌入其磁气隙中测量血流量的传感器。在垂直于血管轴方向上加一磁场 B，
在与 B垂直的两侧安装电极。因血液是碱性导电体并以均速运动，
在恒定的磁场中切割磁力线感应出电动势，然后根据传感器输出的电压值和血管横截面积而得出血流量。该传感器可测的最小血管直径可达 1mm以下，并且结果较为准确，并且可以连续检测血流，因而可作为检测血流量的标准方法。
Doppler频移血流计
Doppler频移血流计,基于血液中的血细胞等运动微粒会使超声波产生反射发生频率改变的特性，人们开创了测量流量的 Doppler技术。通过公式可以根据频率改变得到的差频即可求出血流速度。
目前此超声血流计已成为临床上广为使用的常规无创检测法。
3.4 心音检测和心音传感器
随着心脏的收缩和舒张,造成瓣膜的迅速打开或关闭,从而形成了由血流湍流引起的振动,
脉管中血流的加速和减速也会造成血管的振动,
这些振动传到胸腔表面就是 心音 。
另外,人体内部还有一些器官也会造成音响,
例如呼吸时支气管与肺膜产生的声音,肠蠕动的杂音,孕妇的子宫杂音,胎儿的心音等 。 所有这些声音,对多种疾病的诊断都是非常有价值的 。
这些声音的频率范围一般都在 20～ 200Hz以内，
有些杂音频率的低端可达 4～ 5Hz，高端可大于
1000Hz。
医用心音传感器的种类非常多，总的来说可分为 空气传导式 和 直接传导式 两大类。由于空气传导式心音传感器需由气室和一般传感器组合而成，虽然简单易行，但其灵敏度低，且易受周围噪声的干扰，所以现在临床上使用的大多是直接传导式心音传感器。
电磁式空气传导心音传感器也称动圈式心音传感器 。 传感器于胸壁相接触后,心音便通过胸壁与膜片间的空气传导引起膜片的振动,从而带动线圈在气隙中作切割磁力线的往复运动,于是在线圈中就感应出与线圈运动速度成正比的电动势 。
直接传导式心音传感器
直接传导式心音传感器，通常又将其分为 加速度型、
悬挂型 和 放置型 三种。
压电型心音传感器
直接传导式压电型传感器主要是一个振动质量块与压电晶体的一个面相连接。顶盖与质量块之间通过一弹簧加以预应力，这种对系统的预负载，可进行调节，从而使压电元件运用在特性曲线的线性部分。这种传感器的重量可做得小于 30g，除可用来记录心音信号外，还可用来测量震颤。
用于心音检测的心音传感器压电效应与压电材料
某些晶体和陶瓷延一定方向产生机械变形时,能产生电压；相反地,加上电压也能产生机械变形,这种现象称为 压电效应 。 前者称为正压电效应,后者称为逆压电效应 。 具有压电效应的材料称为压电材料 。
压电材料有压电晶体和压电陶瓷 。
导管端部心音传感器
当需要测量体内的音响,例如要测量心杂音发生的位置,则可将心音传感器配置在心导管的端部,插到待测的部位进行测量 。
这一类的传感器中有应变式,电磁式和压电式等多种类型 。
导管端部心音传感器
这种传感器的敏感元件是用压电陶瓷制成的悬臂梁,两陶瓷片中间由金属片隔开 。 当悬臂梁受力弯曲时,以金属片为中心面,一边陶瓷片被拉伸,一边陶瓷片被压缩 。
压电陶瓷片沿着厚度方向极化,从而感应出心音信号 。
3.5光电式传感器的应用
光电式传感器是把光信号转换成电信号的传感器,它可以直接检测来自人体的辐射信息,也可以把人体的其他信息转换成光信号 。
光电式传感器结构简单,非接触,可靠性高,
精度高,反应迅速,在生物医学领域应用广泛 。
光电脉搏传感器,核医学检测器 (如伽马照相机 ),红外热成像和光导纤维血压传感器等是它的应用实例 。
光电传感器的物理原理
光电传感器包括：光电管,光电倍增管,光敏电阻,光电池,光电二极管三极管等 。
它的物理基础是 光电效应 。 光电效应是指光照射到物质上引起其电特性 (电子发射,电导率,
电位电流等 )发生变化的现象 。
光电效应分为 外光电效应 和 内光电效应,外光电效应就是光电发射效应；内光电效应有光导效应,光生伏特效应等几种 。
外光电效应
金属表面受光照射,其表面和内部的电子吸收光能后逸出金属表面的现象,称为外光电效应,亦称光电发射效应 。
光电倍增管
光电倍增管是把微弱的光输入转换成电子流并使电子流获得放大的电真空器件 。
它是最灵敏的光检测器,在冷却状态,
无热生电子时,甚至能检测单个光电子 。
图中 K表示光电阴极,D1,D2,…,Dn是由二次发射体制成的倍增极 。 A是收集电子的阳极或收集极 。 工作时这些电极的电位从阴极逐级升高,相邻电极电位相差 100V左右 。 微弱光线射人的光子打到光电阴极上,引起光电发射,释放出一些电子 。 这些电子经电子光学输人系统的静电聚焦和加速,飞向比阴极电位高 100V左右的第一倍增极,在倍增极上引起了二次电子发射,倍增效应发生,
释放出更多的电子 。 倍增后的电子再次加速飞向更高电位的下一个倍增极 。 电子倍增过程就这样延续下去 。 最后,电子到达阳极被收集,在负载电阻 RL上形成电流 。
在放射性同位素测量和成像技术中,常用光电倍增管作为检测器中的光电转换器 。
例如,在伽马照相机和单光子发射断层成像装置
(SPECT)中,就是采用光电倍增管来检测由伽马射线激起的闪烁晶体发出的光信号,从而实现成像的 。
光导效应和光敏电阻
光照射到绝大多数高电阻率半导体材料时，会引起该材料的电阻率下降而易于导电的现象，称光导效应。用具有光导效应的材料制成的光敏器件，称之为光敏电阻或光导管。
光敏二极管和光敏三极管
光敏二极管的结构与一般二极管相似，装在透明玻璃外壳中，它的 PN结装在管顶，便于接受光的照射。
光敏二极管在电路中工作时，一般接上反向电压。在没有光照射时，反向电阻很大，反向电流很小，反向电流也称暗电流。当光照射在 PN
结上时，使 PN结附近产生光生电子和光生空穴对，使少数载流子的浓度大大增加，因此通过
PN结的反向电流也随着增加。
光敏二极管和光敏三极管
光敏三极管由两个 PN结组成，它的发射极与光敏二极管一样，具有光敏特性。
它的集电极则与普通晶体管一样，可以获得电流增益。
光照射发射极产生的光电流，相当于基极电流，因此集电极电流是光电流的 β倍，
所以光敏三极管有放大作用，它比光敏二极管有更高的灵敏度。
光电脉搏测定原理
这是由光敏电阻和一个光源组成的光电脉搏传感器的原理图 。 光敏电阻与适当的普通电阻串联后由电源供电,光源在加电时发光,光经人的手指传播到光敏电阻的受光面,当人手指的微血管的血流随微血管的脉压变化时,对光的反射系数也发生变化,使光敏电阻接收到的光强也随之改变 。 把光敏电阻被微血管反射的光信号转换成指脉电信号,就可做成脉搏传感器 。
光电脉搏测定原理（ 2）
透射型指套式光电传感器,由发光二极管和光敏三极管组成 。 其工作原理是：发光二极管发出的光透射过手指,被手指组织的血液吸收和衰减,然后由光敏三极管接收 。 由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化,所以它对光的吸收和衰减也是周期性脉动的,于是光敏三极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化 。
发光二极管采用红色单色光,稳定性好 。 传感器做成遮光指套式,减少了外界光的干扰 。 将传感器套在手指上,就可以测量手指末端处的动脉脉搏波,使用方便,灵敏度高,性能稳定 。
光电脉搏测定原理（ 2）
脉搏测定的其它方法
利用灵敏度高的半导体压阻材料，也可以制成基于惠斯顿电桥的脉搏传感器。
脉搏血氧测量原理
氧是维护生命的基础，动脉血氧饱和度是反映动脉血含氧程度的重要参数。人体内的血液通过心脏的收缩和舒张脉动地流过肺部，一定量的还原血红蛋白 (Hb)
与从肺泡中摄取的氧气结合变成了氧合血红蛋白 (HbO2)，而约 2％的氧溶解在血浆里。这些血通过动脉系统一直输送到毛细血管，然后将氧释放，以维持组织细胞的新陈代谢。
脉搏血氧测量原理
血氧浓度的测量通常分电化学和光学两类 。 以往大部分采用电化学法,如临床和实验室常用的血气分析仪,它要取血样来检测,尽管可以得到精确结果,但从危重病人身上经常取血却是不可能的,
且其操作复杂,分析周期长,不能连续监测 。 在病人处于危症状况时,就不易使其得到及时的治疗 。
脉搏血氧测量原理
脉搏血氧测定法是一种克服这些缺点的新型光学测量方法 。 在符合临床要求的前提下,实现无创伤,长时间连续监测血氧饱和度,为临床提供了快速,简便,
安全可靠的测定方法,可用于手术室,
ICU病房,急救病房和睡眠研究中 。
脉搏血氧测定法的测量原理是对普通血氧计光学测量方法的发展 。 根据吸光定律,当入射光射入厚度为 D的均质组织时,入射光
I0与透射光 I之间的关系为：
I/ I0=e-ECD
式中,C为吸光物质的浓度； E为吸光物质的吸光系数 。 定义物质的吸光度 A为：
A＝ 1n(I0/I)=ECD
脉搏血氧测定法,是基于血液中氧合血红蛋白
(HbO2)和还原血红蛋白 (Hb)的吸收光谱的特性,
运用 Lambert-Beer法则,在体浅表动脉处用光电器件获取两个不同波长的吸光值 。
选择适当的两波长就可以测量出 HbO2和 Hb的百分含量 。 因为在红光区 (660nm),Hb和 HbO2
的分子吸光系数差别很大,主要反映 Hb的吸收；
而在红外光区 (925nm),Hb和 HbO2的分子吸光系数差别很小,反映 Hb和 HbO2吸收的综合效果 。
设,ρ=ΔA1/ΔA2 为两个波长的光吸收变化率
则,SaO2＝ a+b× ρ
a和 b是实验获取的两个系数 。
脉搏血氧测量传感器
§ 4 化学传感器和生物传感器
化学传感器 （ Chemical Sensor） 通常指基于化学原理的,以化学物质成分为检测对象的一类传感器 。
该类传感器主要是利用敏感材料与被测物质中的离子,分子或生物物质相互接触而产生的电极电位变化,表面化学反应或引起的材料表面电势变化,并将这些反应或变化直接或间接地转换为电信号 。
化学传感器在医学中的应用和技术改进使医学生化检验更加快速,准确,方便,它的发展趋势向实时,经济,无创,自动化和微型化发展 。
化学传感器有可逆和不可逆之分,前者的试剂相不因与待测物反应而被消耗,后者相反 。 因而可逆型化学传感器更被重视 。
这里重点介绍的化学传感器有,离子传感器 和气体传感器 。 离子传感器主要包括各种 离子选择性电极 和 离子敏感场效应晶体管 。
离子选择性电极（ Ion Sensitive
Electrode,ISE）
离子选择性电极 属于电化学传感器,它的电位对溶液中给定的离子的活度的对数呈线性关系 。
它主要由膜,内参比溶液组成,敏感膜 是其关键部件,其分类也是按膜的组成和性质来分的 。
ISE分为 原电极 和 敏化电极 两大类 。 原电极分为晶体膜电极 （ 均相膜电极和非均相膜电极 ）
和 非晶体膜电极 （ 刚性基质电极和流动载体电极 ） 。
ISE
ISE的分类原电极敏化电极晶体膜电极非晶体膜电极匀相膜电极非匀相膜电极刚性基质电极流动载体电极晶体膜电极
晶体膜电极,其膜一般由难溶盐经加压或拉制成单晶、多晶或混晶的活性膜，
由晶格空穴引起离子传导，
而一定膜的空穴只能容纳某种离子，其他离子不能进入，则可以起到选择某种离子的的作用。
晶体膜电极一般结构
均相膜电极,它的敏感膜由单晶或由一种化合物均匀混合压片制成,内参比电极常用 Ag/AgCl电极 。
此类电极常用于检测 Cl-,Br-,I-,Ca2+、
Pb2-等 。
它们的响应快,敏感膜使用后可恢复性能,并且使用前不必预先浸泡 。 某种复合型电极制成的微型电极只需几微升溶液就可测量离子含量 。
非均相膜电极,其敏感膜是由各种电活性物质和惰性基质 （ 如硅橡胶,聚氯乙烯或石蜡 ） 混合组成,使得膜的导电性,
机械性能和弹性均较好 。
可用来检测 Cl-,Br-,I-,SO42-,F-等离子 。
但此膜电极在第一次使用时需预先浸泡以防止电势漂移,并且响应较慢 。
刚性基质电极 （玻璃电极）：是由离子交换型的刚性基底薄膜玻璃熔融烧制而成，其膜电势通过膜相与溶液中的金属离子或氧粒子在相界面交换产生。
玻璃电极有 pH玻璃电极 和 其他阳离子玻璃电极 。
pH玻璃电极,其敏感膜是由固熔体玻璃薄膜构成的,它的化学组成对 pH电极性能的影响很大 。 例如纯二氧化硅石英玻璃中加入了碱金属氧化物后,对 H+有较强的选择性 。 最常见的是球形玻璃膜电极,其内参比电极常用 Ag/AgCl电极 。
其他阳离子玻璃电极,玻璃的组成成分对电极的离子选择性影响很大,如在玻璃中加入铝的氧化物制成铝硅酸盐玻璃薄膜后,会增加对除了 H+以外的其他阳离子的选择性 。
玻璃电极使用起来比较烦琐,如必须用水浸泡并防止污染等 。
液膜电极,又称为活动载体膜电极，它的敏感膜是以液体离子交换剂为敏感物质而形成的一种液态膜，内参比电极多为 Ag/AgCl电极，用多孔惰性物质（如多孔玻璃、聚氯烯等）薄片为液膜的支撑体。
液膜电极常用于检测 Ca2+、,Mg2+,Cl-等离子，
其响应速度快（ <10秒），可干放保存，其中以聚氯乙烯（ PVC）电极较多应用。
另外利用分子设计合成电中性化合物（中性载体）作为敏感膜的研究和应用也十分活跃，此材料如缬氨酶素电极能与被测离子形成络合物，
检测的敏感性很高。
离子敏感场效应晶体管 (ISFET)
离子敏感场效应晶体管 是一种新型离子敏感器件,它具有输入阻抗高、输出阻抗低、频带宽、全固态结构、体积小、机械强度大、响应速度快、可实现集成化和多功能化，是很有发展潜力的一类新型化学传感器。
ISFET工作原理
ISFET的绝缘膜是裸露的或在晶体材料上面有一层敏感膜覆盖，其电解质溶液直接与绝缘膜或敏感膜接触，并在敏感膜界面上产生依赖于特定离子活度的界面电势，进而使绝缘膜下的半导体沟道的电导率发生变化，从而得出被测离子活度。
ISFET的结构和分类
ISFET的封装结构对它的工作稳定性和可靠性等可产生重要的影响,因而有必要了解一下 ISFET的结构设计,这主要包括：
探头式结构,探针式结构,导管复合式结构,背面引线 ISFET结构,SOS型结构 。
(1)探头式结构：有软线式和硬杆式两种，
基本是将芯片粘在绝缘材料或敷铜板上，
与电极引线连接好后，用硅橡胶或环氧树脂包封制造，此结构由于采用的是印刷电路制作工艺，比较易于实现并有利于集成化。
(2)探针式结构：是采用 Si的各向异性腐蚀技术，将 ISFET器件制成针状，将芯片装在探针前端，在敏感膜以外区域用无机钝化膜包封，这样可做成端部宽度只有 30~50μ m的 ISFET；另外用等离子蚀刻技术还可制成端部达 10μ m的 ISFET。
所以探针式结构的 ISFET对微量试液如胃液、淋巴液、婴儿血样等的分析较为适用 。
(3)导管复合式结构：是将微型参比电极与 ISFET芯片共同封装在一个导管中，使得测量可以一次性完成，特别适用于体内液的测量。
（ 4） 背面引线 ISFET结构：此工艺是为避免采用平面工艺设计中容易引起的封装困难,敏感膜容易被极化失效等缺点而设计的：将电极与敏感膜分别作在硅片两面,使器件的化学敏感部分和电测量部分隔离 。 此结构性能较好,发展潜力较大,但还不太成熟 。
(5)SOS型结构：是为了保证液体与晶体材料之间有良好的绝缘性而设计的，是以蓝宝石为基底并在其上生成场效应管
FET，然后在它们的表面覆盖绝缘层的制作方法。此结构包封简单，性能稳定且较为可靠。
气体传感器
医学科研与临床中常用的气体传感器有电化学气体传感器,半导体气体传感器 。
电化学气体传感器
电化学气体传感器 其设计原理是：当气体在电极和电解质组成的电池中时,气体与电解质反应或在电极表面发生氧化 —还原反应,从而在两个电极间输出电压或电流,而得到待测气体浓度 。 其中电极多采用 气敏电极 和 气体扩散电极 两种,前者用于测量溶解于溶液中的气体含量,如血液中的 O2,CO2等的含量；后者则能直接测量混合气体中的可燃性或可氧化性气体 。
此类传感器在医学中应用广泛 。
气敏电极 又可分为 O2电极和 CO2电极两种 。
溶液中的氧含量或称氧浓度可用所含氧的体积或当量数表示,溶液中的氧含量一般决定于氧的分压 （ PO2）,其中
PO2常用氧电极检测 。
氧电极的基本结构
参考电极为阳极,工作电极为阴极,两电极进入试液中,并在二者间加上 0.6~0.8V左右的电压,
经过一系列的氧化还原反应,电路中有电流产生,并且此电流值大小与 PO2成线性关系,可以根据电流大小计算出 PO2
的值 。
Clark氧 电极
Clark氧电极是一种较为稳定的封闭式氧电极，
它的阳极、阴极和电解液与被测液被一疏水透氧薄膜（如聚丙烯等）
隔开，其中阳极为
Ag/AgCl电极，阴极为铂丝。此电极的灵敏度受此膜对被测气体的渗透系数和膜层厚度决定，
它对 CO2基本无响应。
在 Clark氧电极的基础上有人又设计了一种阳极加热型经皮氧电极 。 它利用加热丝加热皮肤至
42℃ ~44℃,引起皮下小动脉扩张,皮下血流量增加,使得真皮上层的血液状况接近于动脉血状况,除了皮肤组织消耗的氧外,剩余的氧气通过组织扩散到皮肤表面,可在皮肤表面测得此氧分压来近似得到动脉血 PO2。 此种电极多应用于新生儿,婴幼儿的氧监测 。
CO2电极示意图
CO2电极的工作原理是根据 pCO2的对数值在 1.3332~11.9988kPa
范围内与 pH值成线形关系，所以可用 pH电极间接得到 pCO2。其结构与 Clark电极相似，
但工作电极为 pH电极，
电解液含 HCO3。
半导体气体传感器
半导体气体传感器 其原理是当半导体材料吸附某些气体分子时，将产生电子迁移而使其表面电导发生改变，进而测得气体浓度。
半导体气体传感器是一种灵敏度很高的器件
（可达 10-5~10-3），且结构简单、寿命长，可检测出含量非常低的有毒气体和可燃性气体。
有 电阻式 和 非电阻式 两种。
电阻控制型气体传感器是利用表面电阻或体电阻的变化来检测气体浓度的传感器。主要用于 C3H8,CH2,CO,H2,NO等可燃气体检测，它的灵敏度高、响应速度快且结构简单。
非电阻型半导体气体传感器是利用半导体元件与气体接触后,诸如整流特性等特性改变而检测气体浓度的传感器,其材料多采用金属 —半导体二极管,金属 —氧化物 —半导体二极管等 。 Pd—MOSFET气体传感器对氢的灵敏度很高且选择性好,是理想的氢气传感器 。
生物传感器
生物传感器 （ Biosensor） 是 利用某些生物活性物质所具有的高度选择性,来识别待测生物化学物质的一类传感器 。
生物传感器是近年来出现的一类新型传感器 。
生物传感器的概念生物传感器的本质生物传感器将生物体活性成分（酶、抗原、抗体、激素、
DNA、受体等）或生物体本身（组织、细胞、细胞器）
作为敏感元件，有很强的特异性和高度的敏感性，被称为 具有生物识别能力的化学传感器 。
生物传感器的出现开创了医学基础研究与临床中生化检验的新方法,可以检测多达百种的生物化学物质,形成了活体内,无试剂,快速,可反复检测及联机在线测量分析的发展趋势 。
生物传感器的分类
酶传感器
微生物传感器
组织传感器
细胞器传感器
免疫传感器酶传感器
酶传感器 是由固定化酶与传感元件两部分组成的,其中酶是与适当的载体结合形成的不溶于水的固定化酶膜 。
最常用的酶传感器是 酶电极,即将固定化酶膜与转换电极做在一起,当酶膜与被测物发生催化反应而生成电极活性物质后,电极测定活性物质并将其转换为电信号输出 。
酶电极
酶电极一般可根据电极检测物理量的不同分为电流型和电压型,前者一般有氧电极,H2O2电极等,后者有 NH3,CO2、
H2电极等 。
较典型的一种酶电极为以 Clark氧电极为基础的 葡萄糖酶电极 。
葡萄糖酶电极结构示意图
葡萄糖酶电极的敏感膜是葡萄糖氧化酶（ GOD），它被固定在聚乙烯酰胺凝胶上。在酶膜的作用下葡萄糖发生氧化反应，消耗掉氧而生成葡萄糖酸和过氧化氢。通过用电极测量被消耗的氧或生成的过氧化氢就可了解葡萄糖浓度。
微生物传感器
微生物传感器 也称为 微生物电极,它属于酶电极衍生电极,因为除了生物活性物质不同以外,
它们有相似的结构和工作原理 。
微生物电极根据对氧的反应情况分为 好氧性微生物电极 和 厌氧性微生物电极 。 前者利用氧电极或 CO电极测定细胞的呼吸活性的变化来得出底物浓度,也称为 呼吸活性测定型传感器 ；
后者根据 ISE电极测得微生物与被测物反应后生成的代谢产物如 CO2,H2,H+等的浓度来测定底物浓度,也被称为 代谢物质测定型传感器 。
组织传感器
组织传感器 是以动植物组织薄片材料作为生物敏感膜并利用酶组为反应催化剂的生物传感器,
也称 组织电极 。
组织电极的工作原理类似于酶电极,但因为酶促反应存在于稳定的自然环境中,组织电极的酶活性比酶电极的离析酶活性高而且稳定性强,
另外还不需要固定化等处理；但组织电极目前存在的问题就是其酶的选择性和灵敏度不太理想,因此目前组织电极还未能形成产品 。
组织电极按敏感膜材料可分为 动物组织电极 和植物组织电极 。
细胞器传感器
细胞器传感器 与组织电极一样,细胞器传感器并且是一种多酶电极。细胞器中的酶有较高的酶活性和稳定的状态，将含所需酶的细胞器经过加工、分离，制成薄膜状并固定，再与相应敏感电极结合构成细胞器传感器。
例如将线粒体处理后的凝胶膜结合氧电极，利用其氧化磷酸化酶（电子传递粒子 ETP）将
NADH（辅酶 Ⅰ ）氧化，此过程消耗氧，通过测定氧含量就可测定 NADH含量。
免疫传感器
免疫传感器 是利用抗体对抗原的识别和结合功能,高选择性地测定蛋白质,多糖类等高分子化合物的传感器 。
根据免疫反应的不同可分为 非标记免疫传感器 和 标记免疫传感器 。
非标记免疫传感器 也称 直接免疫电极 。 它的工作原理为：不使用任何标记物,根据蛋白质分子 （ 抗原或抗体 ） 携带大量电荷,当抗原抗体结合时会产生电导率,膜电位,离子浓度等若干电化学或电学的变化,根据这种变化可以检测免疫反应的发生 。
实际操作时可把抗体 （ 或抗原 ） 固定在敏感膜表面或金属电极表面,然后检测抗原 —抗体复合物形成后膜或电极的电位变化,以此测定抗原的浓度 。 此种传感器响应快速,操作容易,
但灵敏度较低 。
标记免疫传感器 也称 间接免疫传感器 。 它的工作原理是：用酶,红细胞,放射性同位素,金属,噬菌体等作为标记物标记抗原,使标记抗原全部与等量抗体结合形成复合体；然后再取上述等量抗原,抗体再加入被测非标记抗原,由于标记抗原和非标记抗原与抗体发生竞争反应形成复合体,此时标记抗原量有所改变,
以此变化测定被测非标记抗原量 。 由于可以取得较高的灵敏度,标记酶免疫传感器的使用比较广泛 。 因为酶具有化学放大作用,它可在半分钟内使 103~107个的底物分子转变为产物 。
§ 5 传感器技术的发展与展望
传感器在医学研究与临床诊治中占据着重要地位,随着工程技术和医学科学的进步,生物医学传感器也必将得到迅速发展 。
目前对传感器的研究方向有：
对各种新型传感器的开发与研究；
对多功能传感器的研究,它们可以被集成到一起,同时检测多路信号；
对智能传感器的研究,它是传感器技术与计算机技术相结合的产物,目前正在开发的智能传感器不仅能完成基本的传感和信号处理任务,
还有自诊断,自恢复及自适应的功能 。
传感器本身的开发研究也有两个分支,一个是有关传感器基础的研究,即新技术和新原理的研究,
主要集中在新材料和超微细加工技术方面；另一个是新型传感器产品的开发,重点解决光技术的应用,微电子封装技术和一次性芯片等 。
目前热门的研究课题有多功能精密陶瓷材料在传感器中的应用,生物功能性物质在传感器开发中的利用,微细加工技术制造超小型传感器的研究等 。
此外,发展化学传感器和生物传感器是传感器技术发展的另一趋势,尤其在生物医学领域的更具实用性,有利于促进医学基础研究,临床诊断和环境医学的发展 。
