Page 95 - 《中国医疗器械杂志》2025年第2期

Chinese Journal of Medical Instrumentation 2025 年 第49卷 第2期

设 计 与 制 造

对红外辐射的吸收系数，L为光程长度，x为气体浓 3.3 上位机软件设计
度。设FA为红外辐射的吸收量（I －I）占初始光 上位机软件系统具备数据通信、数据显示、
0
强I 的百分比，即CO 对红外辐射的吸收量百分 患者信息录入与管理及功能选择与数据存储等功
0
2
比，另设参数b=KL，结合式(1)可得： 能。集成上述各项功能后，上位机运行界面如图11
I 0 − I I −bx 所示。
FA = = 1− = 1−e (2)
I 0 I 0
当应用于实际的检测系统时，简单的比尔-
朗伯表达式过于理想，因为在CO 吸收红外辐射的
2
过程中，即使CO 浓度很高，吸收带内的红外辐射
2
也不会被全部吸收。此外，受到滤光片的生产、
实际带宽、传感器结构等因素的影响，实际系统检
测到的FA应乘一个小于1的系数，将该系数表示为
SPAN，结合式(2)可得修正后的比尔-朗伯表达式：

FA = SPAN(1−e −bx ) (3)
考虑到单纯添加一个线性系数无法消除现实中
的所有非线性干扰因素，导致拟合效果不佳，可以 图11 上位机运行界面
增加指数项c ，结合FA的定义，当把系统放置于 Fig.11 Upper computer operation interface
[8]

待测浓度的CO 气体环境中时，设变量ACT为传感
2
器信号通道的输出电压，REF为传感器参考通道的 4 系统测试与验证
输出电压，且I =ZERO，可得到下式：
0
4.1 测试环境
ACT −bx c
1− = SPAN(1−e ) (4) 整个系统的电路板卡主要有MCU主控板、红
REF×ZERO
式中：ZERO在数值上等于红外传感器在空气中信 外光源转接板和红外传感器转接板；气路结构主要
包括测量气室、绝压传感器密封舱、缓冲气容、一
号通道与参考通道输出电压之比。然而，辐射吸收
体化气路管道、滤水采样管及主气路转接器。系统
与气室中的CO 分子数量有关，而非CO 的绝对百
2
2
[8]
分比 。因此，当环境温度发生变化时，式(4)计算 的印刷电路板（printed circuit board, PCB）设计及
实物如图12所示。
所得的结果将不再准确。为满足不同环境下的应用

需求，必须对浓度参数进行温度补偿。
本文采用两级线性补偿系数进行温度校正。第
一级为α补偿，用于补偿在空气（零点气体）中系
统受温度影响而产生的温度漂移，即ZERO数值的
温漂；第二级为β补偿，用于补偿不同温度下SPAN
的变化。确定α和β的方法是，将补偿等式转换为
y=mx+c的形式，那么斜率m就是系数α或β。两级
补偿等式分别为： 图12 系统的PCB设计及实物
Fig.12 System PCB design and physical prototype

1−FA comp = (1−FA)[1+α(T −T CAL )] (5)
针对该系统进行电气性能测试和系统性能测
T −T CAL
SPAN comp = β +SPAN (6) 试。其中，电气性能测试主要包括系统各关键电源
T CAL 网络节点的电压值、误差、纹波等相关测试；系统
式中：FA comp 和SPAN comp 为温度补偿后的参数值； 性能测试则参考GB 9706.255—2022《医用电气设
T CAL 为校准时的环境温度；T为实际检测时的环境
温度。设x 为温度T下的气体浓度计算结果，由此 备 第2-55部分： 呼吸气体监护仪的基本安全和基
T
得到引入温度补偿后的浓度计算结果： 本性能专用要求》（以下简称“标准”）制定的方
法进行验证，主要包括测量准确性、准确性漂移、
] 1
[
T 1 FA comp c 上升时间和系统总响应时间这几个主要指标。测试
x T = − ln(1− ) (7)
T CAL b SPAN comp 环境如图13所示。

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