趙慶平, 姜恩華

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多波長脈搏色素密度譜光電傳感器的研制

趙慶平*, 姜恩華

(淮北師范大學 物理與電子信息學院, 安徽 淮北, 235000)

傳統(tǒng)對于ICG濃度的測量采用有創(chuàng)測量方法, 此方法操作過程繁瑣, 不易進行連續(xù)多次測量, 并且會對患者造成痛苦甚至感染. 本文研究的光電傳感器可以應用于無創(chuàng)測量, 主要依據(jù)是基于脈搏分光光度法原理, 利用光源照射被測部位, 根據(jù)在接收端接收到的光信號計算人體內ICG的濃度, 最后得到肝儲備功能的相關信息.

脈搏分光光度法; ICG 光電傳感器; 單片機C51

吲哚氰綠排泄試驗是Hunton等人于20世紀60年代初首先應用的, 自從利用吲哚氰綠評價肝臟儲備功能面世以來, 就被認為是目前評價肝臟儲備功能的最重要試驗方法之一[1]. 通過計算吲哚氰綠血漿清除率()和吲哚氰綠15 min儲留率(15)可以準確地得到肝細胞的存儲能力[2], 這種方法能系統(tǒng)全面地反映人肝儲備功能的好壞. 但對于ICG濃度的測量傳統(tǒng)方法都是采用有創(chuàng)測量, 這種測量方式操作過程繁瑣, 不利于連續(xù)多次測量, 因此限制了這種方法在臨床醫(yī)療上的推廣使用.

本文研究的無創(chuàng)檢測技術, 應用光電傳感器測出人手指末端的動脈血流的光吸收脈動信號, 根據(jù)吸光度的不同計算ICG濃度, 完成基于分光光度原理的無創(chuàng)和連續(xù)的色素濃度測量. 本研究的主要路徑是設計光源發(fā)射電路和光源接收電路, 同時設計分時驅動電路和信號分流電路, 研制由660、805和940 nm構成的多波長吲哚氰綠色素密度譜光電傳感器, 實現(xiàn)信號的同步檢測和處理, 并與相應的測量儀器連接, 實現(xiàn)基于分光光度原理的無創(chuàng)和連續(xù)的色素濃度測量.

1 多波長脈搏色素密度譜光電傳感器總體方案設計

不同的物質對光有著不一樣的吸收系數(shù), 如果血液中有2種不同的物質, 用2種一定波長的光照射時, 由于人體血管內的物質具有不同的吸光度, 透過人體接收的光強度是不同的, 根據(jù)朗伯—比爾定律可以算出血液中這2種不同物質的濃度比, 這被稱為脈搏光度法(pulse photometry)[3].

1.1 光電容積脈搏波描記法

光電容積脈搏波描記法是借助光電手段在活體組織中檢測血液容積變化的一種無創(chuàng)傷檢測方法[4]. 其主要原理是當人體指端皮膚表面受到光照時, 用光電接收器在手指末端接收反射光束或者透射光束. 這樣, 就可以得到經(jīng)過人體指端皮膚肌肉和血液等組織的吸收與衰減后的弱光強. 經(jīng)過光電管進行所接收到的是疊加的復雜信號, 這其中包括2個分量:

① 直流分量(DC): 由人體的骨骼肌肉組織和毛細血管等部分對光的吸收量組成;

② 脈動變化的交流分量(AC): 主要是由于心臟的收縮和舒張使得血管內的容積量呈周期脈動性變化, 對光的吸收情況不同的反映.

一般情況下, 交流分量是幅值較小的弱信號, 疊加在直流分量上.

1.2 脈搏色素濃度傳感器的總體設計方案

根據(jù)1.1節(jié)所述, 在測量時, 可以有2種不同的選擇方案, 即根據(jù)發(fā)光管和光電接收管所放置的位置的不同, 可以有透射式和反射式2種測量方式可供選擇. 通過光電接受管接收到的信號是光束穿透過人體衰減后疊加信號, 需要對此信號進行分離, 得到3路直流信號和交流信號即脈搏信號, 由此確定了傳感器的系統(tǒng)設計總體方案(圖1).

圖1 系統(tǒng)設計框圖

2 多波長脈搏色素密度譜光電傳感器的硬件設計

2.1 光源發(fā)射電路設計

在光源發(fā)射部分, 選擇日本epitex公司研制的SMT660N/805/940a的三色發(fā)光管, 它可發(fā)出波長660、805和940 nm的陽極常見的輻射波段, 通過矩形波對光源進行了調制, 同時也利用矩形波時序控制發(fā)光管的發(fā)光時序, 使發(fā)光管按照一定頻率依次產(chǎn)生660、805和940 nm三種波長的光波.

在電路實現(xiàn)方面[5—6], 采用C51單片機程序控制使其產(chǎn)生200 Hz的矩形波時序電路, 后經(jīng)過三極管驅動電路驅動發(fā)光管發(fā)光, 就可以得到所需要的波長, 在驅動電路設計中有2種方案可供選擇 (圖2).

圖2 2種驅動電路

圖3 光電二極管接收電路

2.2 光電接收電路

采用美國Vishay公司研制的BPW34硅PIN光電二極管作為光電接收管, 它的光譜響應范圍為370～1 100 nm, 在3個波長660、805和940 nm處都有較好的頻率響應狀態(tài), 因此其可以完成設計要求. 在具體電路實現(xiàn)方面采用常見光電管接收電路(見圖3).

當光電管有光照射時, 使得光電二極管導通, 這樣就使R5上面的電壓隨著光的強度變化, 即可把光信號轉換成所需要的電信號, 以便于下一步的應用.

2.3 信號前置放大電路

由于所接收到的光電信號經(jīng)過轉換后是非常弱小的電信號, 不利于信號分離與提取, 因此必須對此信號進行放大, 選擇AD620儀用作放大器(圖4). 通過控制電阻R13的大小, 來控制放大倍數(shù)及電信號的輸出以便于下一步的信號分離.

圖4 前置放大電路

2.4 信號分離電路

通過光電二極管接收后, 得到的是3個波長的復合電信號, 由此設計信號分離電路來實現(xiàn)對復合信號的分離, 以便得到所需要的信號. 選用CD4066作為信號分離器件, 在本設計中, 使用單片機C51編程控制CD4066的連通與截止, 在控制時序中當一路為高電平時, 其余2路皆為低電平, 這樣高電平所控制端選通, 同時高電平輸出經(jīng)過驅動電路供給發(fā)光管使其發(fā)光, 就得到了發(fā)光波長相對應的接收光電信號, 就把這個波長的信號從原來的復合信號中分離出來了.

圖5 方波控制時序

3 多波長脈搏色素密度譜光電傳感器的軟件設計

本部分的主要任務是設計光源驅動程序[5—7], 使其控制的光源按照一定的特殊順序發(fā)光, 由于人體的脈搏波為低頻波, 所以選擇的控制頻率為200 Hz, 這樣就可以使脈搏信號很好的疊加在控制信號中(圖5).

選擇單片機的3個輸出管腳分別輸出以上波形, 就可以很好的控制發(fā)光管按照要求的順序發(fā)光(圖6).

圖6 軟件流程圖

4 系統(tǒng)測試

4.1 發(fā)射光源部分測試

對C51單片機輸出的驅動脈沖波形進行測試及經(jīng)過三極管驅動后的驅動信號進行測試. 單片機P1.0、P1.1和P1.2三個腳按照驅動設計要求分別輸出200 Hz的方波, 圖7中通道2藍色波形為單片機輸出波形, 通道1黃色波形為經(jīng)過三極管反相驅動后的輸出波形, 由于選擇的發(fā)光管為共陽極三色發(fā)光管, 所以黃色波形可以很好的控制發(fā)光管發(fā)光, 而藍色波形則用于CD4066的選通控制, 這樣就可以從復雜的信號中分離出來所需要的單波長光電信號.

圖7 單片機輸出與三極管反相對比圖

4.2 光電接收管部分測試

對光電接收管所接收到的波形進行測試, 光電接收管最開始接收到的原始信號為3種波長光電信號的復雜信號(圖8). 這個復雜信號經(jīng)過CD4066分離后就可以得到3種波長的單獨電信號(圖9).

圖8 光電管接收的3波長復雜信號

圖9 分離后得到3種波長的單獨電信號

5 結論

本文多波長脈搏色素濃度傳感器的設計主要包括光源驅動電路、光電接收轉換電路、信號分離電路、單片機程序控制4部分. 經(jīng)過系統(tǒng)測試, 本文設計的傳感器可以很好地采集人體血液中的脈搏波信號, 達到測量人體血液中色素濃度的要求, 這種多波長脈搏色素濃度傳感器主要應用于人體色素濃度的無創(chuàng)連續(xù)多次測量, 對于推廣無創(chuàng)人體肝臟儲備功能檢測和人體血氧飽和度測量具有一定重要意義.

[1] 黃堅. 吲哚氰綠排泄試驗在評價肝臟儲備功能中的應用價值[D]. 浙江大學, 2009: 1—2.

[2] 黃容海, 穆毅. 吲哚氰綠排泄試驗在肝臟儲備功能評雇中的作用[J]. 實用醫(yī)學雜志, 2008, 24 (23): 4143—4144.

[3] 劉光達, 郭維, 朱平, 等. 基于容積波分析的血氧飽和度測量系統(tǒng)[J]. 激光與紅外, 2009, 39(2): 169—172.

[4] 羅志昌, 張松, 楊益民. 光電容積脈搏波描記法原理及其在上的應用[EB/OL]. http://www.tech-ex.com/article_ima- ges/13493/ms760.pdf.

[5] 朱平. 人體血氧飽和度激光測量系統(tǒng)的研究[D]. 吉林大學, 2006: 14—16.

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[7] 楊東明, 萬頻, 張伯威, 等. 血氧儀核心硬件電路設計及Multisim仿真[J]. 電子科技, 2011, 24(2): 60—62, 65.

Development of pulse dye density spectrum photoelectric sensor with multi-wavelength

ZHAO Qing-ping, JIANG En-hua

(School of Physics and Electronic Information, Huaibei Normal University, Huaibei 235000, China)

Traditional measurement of ICG concentration adopts the invasive measurement method, but this method is too cumbersome and difficult to carry out continuous measurements and would cause pain or even infections to the patients. In this paper, the photoelectric sensor can be applied to non-invasive measurement which is mainly based on the measured part of the light source according to the principle of pulse spectrophotometry, calculating the ICG concentration in the human body according to the received optical signal at the receiving end and finally get the relevant information of hepatic functional reserve.

pulse spctrophotometry; ICG photoelectric sensor; C51

10.3969/j.issn.1672-6146.2013.03.008

TP 393

1672-6146(2013)03-0035-04

email: zhaoqingping1215@163.com.

2013-07-21

國家自然科學基金(41275027); 安徽高校省級自然科學研究項目(KJ2013Z228)

(責任編校:劉剛毅)