魏夢(mèng)林，嚴(yán)榮國(guó)，梅竹松，徐 濤

（1.上海理工大學(xué) 健康科學(xué)與工程學(xué)院，上海 200093；2.海軍軍醫(yī)大學(xué)附屬第二醫(yī)院（上海長(zhǎng)征醫(yī)院），上海 200003）

0 引言

大腦是人體最重要的器官，質(zhì)量為總體重的2%，耗氧量占全身耗氧量的20%，嬰幼兒大腦耗氧量甚至可達(dá)50%左右［1］，因此人腦對(duì)缺血缺氧尤為敏感［2］。在臨床治療腦損傷患者過程中，如果缺乏腦血氧監(jiān)護(hù)，一旦大腦較長(zhǎng)時(shí)間處于缺血缺氧狀態(tài)會(huì)造成不可逆的二次腦損傷且致死比例高達(dá)90%［3-4］。因此，大腦供血和供氧情況是反映腦功能正常與否的重要標(biāo)準(zhǔn)［5］，實(shí)時(shí)準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)腦組織的血氧參數(shù)對(duì)臨床治療和術(shù)后康復(fù)非常重要，但目前國(guó)內(nèi)臨床上使用的腦血氧監(jiān)測(cè)方法大多為有創(chuàng)或間接監(jiān)測(cè)方式［6］，無法較好地滿足臨床腦血氧監(jiān)測(cè)需求。

近紅外光譜技術(shù)（Near Infrared Spectrum，NIRS）監(jiān)測(cè)局部腦組織血氧參數(shù)，具有無創(chuàng)、實(shí)時(shí)且連續(xù)的特點(diǎn)［7］。J?bsis 首先使用NIRS 測(cè)量動(dòng)物頭部血氧，指出NIRS 可監(jiān)測(cè)腦血流與氧合，開辟了光學(xué)技術(shù)應(yīng)用于無損測(cè)量組織血氧變化的先河［8］。日本濱松光子學(xué)株式會(huì)社與英國(guó)倫敦大學(xué)合作于1987 年制作出樣機(jī)，并發(fā)布了腦部組織血氧飽和度無創(chuàng)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，但僅能監(jiān)測(cè)受試者的血紅蛋白相對(duì)變化量，具有一定局限性［9］。1994 年，美國(guó)Somalletics 公司推出型號(hào)為INVOS3100 腦血氧飽和度儀［10］，將光源與兩個(gè)探測(cè)器的距離調(diào)整為3 mm 和4 cm，通過經(jīng)驗(yàn)計(jì)算血氧飽和度，為后續(xù)近紅外探頭的設(shè)計(jì)提供了更準(zhǔn)確的標(biāo)準(zhǔn)。1995 年，日本日立公司推出ETG-4000 系列FNIRS 檢測(cè)系統(tǒng)［11］。2003 年，英國(guó)倫敦大學(xué)Delpy 團(tuán)隊(duì)開發(fā)出一套針對(duì)前額葉皮層的血氧檢測(cè)探頭［11］。

國(guó)內(nèi)利用NIRS 技術(shù)監(jiān)測(cè)腦血氧的研究相較于國(guó)外較晚［12］，其中最為著名的是清華大學(xué)丁海曙教授等一直致力于研究、推廣NIRS 技術(shù)監(jiān)測(cè)人體組織血氧參數(shù)，研發(fā)了TASH-100 近紅外組織血氧參數(shù)檢測(cè)儀。南開大學(xué)蔡克家、廖永國(guó)等研制了雙波長(zhǎng)NIRS 無創(chuàng)腦血氧飽和度監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。2007 年，華中科技大學(xué)生物醫(yī)學(xué)光子學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室為解決多通道探測(cè)器件分立原理和點(diǎn)對(duì)點(diǎn)多波長(zhǎng)集成局部探測(cè)兩種檢測(cè)裝置的局限性，開發(fā)了一種新型多通道便攜式NIRS 腦功能檢測(cè)系統(tǒng)［13］。

綜上所述，NIRS 技術(shù)在顱腦損傷監(jiān)測(cè)中頗受青睞，國(guó)內(nèi)外利用NIRS 技術(shù)監(jiān)測(cè)顱腦損傷的研究從未中斷，更多團(tuán)隊(duì)、資源不斷投入該領(lǐng)域。目前，國(guó)內(nèi)用于臨床的腦血氧監(jiān)測(cè)設(shè)備大多進(jìn)口，國(guó)產(chǎn)近紅外采集設(shè)備因體積大、易受個(gè)體差異影響，僅作為輔助監(jiān)測(cè)設(shè)備使用。

為此，本文基于近紅外光譜技術(shù)設(shè)計(jì)了一款雙光源雙探測(cè)器的便攜式腦血氧監(jiān)測(cè)裝置。該裝置擁有自主設(shè)計(jì)的腦血氧探頭、模擬濾波電路、光源驅(qū)動(dòng)電路和軟件系統(tǒng)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該裝置可實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)局部腦組織血氧的變化情況。

1 腦組織血氧參數(shù)檢測(cè)原理

近紅外光（600～1 000 nm）介于紅光與紅外光之間，該波長(zhǎng)范圍的光易穿透人體組織。腦組織中，例如氧合血紅蛋白（HbO2）、還原血紅蛋白（HbR）等發(fā)色團(tuán)對(duì)該波段的光吸收率最大，其他化合物如水分子的吸收率最小。同時(shí)，氧合血紅蛋白、還原血紅蛋白隨光的波長(zhǎng)增加，呈現(xiàn)出相反吸收率［14］，如圖1所示。

Fig.1 Absorption spectra of HbO2 and HbR in the near-infrared region圖1 HbO2和HbR在近紅外段的吸收譜線

由圖1 可見，本文使用了730 nm、850 nm 的光反映組織中血紅蛋白和載氧情況。紅外光經(jīng)人體組織吸收及散射后，部分光會(huì)重新透出皮膚。出射光的衰減代表局部腦組織血氧飽和度（rSO2）與氧傳遞和氧消耗間的平衡信息，使近紅外光譜技術(shù)對(duì)腦氧合的變化更為敏感［15］。

系統(tǒng)采用的散射式腦血氧飽和度定量計(jì)算方法以朗伯—比爾定理為理論基礎(chǔ)。該定律認(rèn)為透明介質(zhì)吸收光子的比例與進(jìn)入介質(zhì)的光強(qiáng)度無關(guān)，在光子傳輸路徑上，每個(gè)相同厚度的介質(zhì)吸收的光子比例值相同，具體傳播途徑如圖2所示。

Fig.2 Lambert-Beer law圖2 朗伯—比爾定律

圖2 描述了光通過均一、無散射介質(zhì)時(shí)入射光強(qiáng)與出射光強(qiáng)之間的關(guān)系，具體表達(dá)式如下：

式中，OD（optical density）為光衰減量，代表入射光強(qiáng)和出射光強(qiáng)比值的負(fù)對(duì)數(shù)；It代表出射光強(qiáng)，I0表示入射光強(qiáng)；C代表吸光物質(zhì)的濃度，單位為mol·L-1；ε代表消光系數(shù)，單位為L(zhǎng)·mol-1·cm-1；L代表介質(zhì)厚度，單位為cm。

通過蒙特卡羅仿真分析可知［16-17］，光子在腦組織中走過的實(shí)際路徑較為復(fù)雜，在生物組織中的遷移規(guī)律大致為：光源在照射大腦時(shí)，一部分直接反射出去，另一部分被腦組織吸收，還有一部分經(jīng)過大腦皮層、顱骨、腦組織的散射后又重新達(dá)到頭皮表面被探測(cè)器檢測(cè)到，如圖3所示。

Fig.3 Migration pattern of photons in brain tissue圖3 腦組織中光子的遷移規(guī)律

由圖3 可見，散射效應(yīng)會(huì)使光子在組織中經(jīng)過的路徑變長(zhǎng)，使得更多光子被吸收，從而導(dǎo)致光強(qiáng)衰減增加，實(shí)際光路的長(zhǎng)度遠(yuǎn)長(zhǎng)于光源和探測(cè)器的實(shí)際距離，因此需要對(duì)光路長(zhǎng)度L加以修正。此外，除了HbO2、HbR 會(huì)引起光強(qiáng)衰減外，黑色素、顱骨和腦脊液等物質(zhì)也會(huì)吸收少量光子，因此需要對(duì)朗伯—比爾定律進(jìn)行修正后使用。

式中，OD為光衰減量，C為吸光物質(zhì)濃度，ε為消光系數(shù)，L為光源和探測(cè)器間的直線距離。相較于式（1），式（2）中DPF代表路徑長(zhǎng)度修正因子，為距離L的放大系數(shù)，DPF與L的積代表實(shí)際光程，G代表除HbO2、HbR 引起的光強(qiáng)衰減外其他因素造成光強(qiáng)衰減的總和。

由于根據(jù)式（2）求解吸光物質(zhì)濃度C的絕對(duì)值較困難，但在腦損傷監(jiān)測(cè)中血氧參數(shù)的相對(duì)變化值對(duì)顱腦損傷監(jiān)測(cè)綜合評(píng)價(jià)具有重要意義，因此本文轉(zhuǎn)為求解C的相對(duì)變化值。由于顱骨、腦脊液等物質(zhì)的吸收量相對(duì)穩(wěn)定，假設(shè)G在實(shí)驗(yàn)觀測(cè)時(shí)間內(nèi)不變，在兩個(gè)時(shí)間點(diǎn)t0、t1分別根據(jù)式（2）列出方程并相減，即可消除G，再利用730 nm、850 nm 雙波長(zhǎng)公式獲得OD的相對(duì)變化量ΔOD與兩種血紅蛋白相對(duì)濃度變化的關(guān)系。

總血紅蛋白的相對(duì)變化量可由任意時(shí)刻的氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白的相對(duì)變化量之和所得，光衰減量OD與檢測(cè)距離L相關(guān)。當(dāng)存在兩個(gè)探測(cè)器且距離光源足夠遠(yuǎn)時(shí)，可認(rèn)為同一波長(zhǎng)下G與檢測(cè)距離基本無關(guān)。

系統(tǒng)將730 nm、850 nm 的兩個(gè)光源和探測(cè)器放置在需要探測(cè)的腦部位，實(shí)際測(cè)量時(shí)還增加了光源和探測(cè)器的分離距離以增加穿透深度，但由于光程較長(zhǎng)、被吸收的光子更多，探測(cè)器探測(cè)到的光子會(huì)更少，將導(dǎo)致整體信號(hào)質(zhì)量下降。由文獻(xiàn)［17］可知，獲得高質(zhì)量近紅外光測(cè)量的范圍的發(fā)射器分離距離為2.5～5.0 cm，因此將兩個(gè)傳感器放置在距離光源3 cm、4 cm處的位置進(jìn)行接收，此時(shí)探測(cè)深度為1.5～2 cm左右［18-19］，系統(tǒng)的光源和探測(cè)器模型如圖4所示。

Fig.4 Dual light source and dual detector model圖4 雙光源和雙探測(cè)器模型

結(jié)合修正版朗伯—比爾定律可得到局部腦組織血氧飽和度rSO2為：

式中，σOD為兩接收極檢測(cè)到的光衰減量之差，吸光系數(shù)ε、路徑長(zhǎng)度修正因子DPF可查表得到［20］。通過雙波長(zhǎng)和雙探測(cè)器模型可計(jì)算局部腦組織血氧參數(shù)的變化［21］。

2 硬件系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.1 探頭結(jié)構(gòu)

2.1.1 光源

近紅外監(jiān)測(cè)血氧參數(shù)系統(tǒng)采用連續(xù)波法［22］。該方法通過測(cè)量近紅外光照射進(jìn)組織的初始光強(qiáng)與經(jīng)過漫反射重新出現(xiàn)的光強(qiáng)，結(jié)合修正版朗伯—比爾定律分析計(jì)算組織內(nèi)的氧飽和度情況，如圖5所示。

Fig.5 Continuous wave technology圖5 連續(xù)波技術(shù)

由于近紅外信號(hào)經(jīng)大腦后會(huì)有7～9 個(gè)數(shù)量級(jí)的衰減［23］，為此系統(tǒng)光源選擇深圳榮誠微電子公司開發(fā)的封裝為2835 的貼片發(fā)光二極管，該貼片發(fā)光二極管體積小、成本低，抗震和沖擊性非常好。系統(tǒng)實(shí)際工作環(huán)境為工作電流50 mA，電壓4.6 V，發(fā)光功率230 mW。據(jù)相關(guān)標(biāo)準(zhǔn)表明，平均功率為毫瓦級(jí)的光源符合實(shí)驗(yàn)安全標(biāo)準(zhǔn)，可應(yīng)用到醫(yī)療儀器中［24］。

2.1.2 探測(cè)器

考慮到散射出腦組織后的光信號(hào)十分微弱，探測(cè)器需具備較強(qiáng)的靈敏度響應(yīng)能力。綜合考量下，系統(tǒng)選用日本濱松光電二極管s1223-01，該光電二極管受光面積為3.6 mm×3.6 mm，暗電流小，在730 nm、850 nm 均具有較高的靈敏度響應(yīng)，光譜響應(yīng)如圖6所示。

Fig.6 Spectral response圖6 光譜響應(yīng)

2.1.3 探頭整體設(shè)計(jì)

探頭在監(jiān)測(cè)人腦時(shí)，表面需要與受測(cè)者的前額頭部緊密貼合。由于探測(cè)器接收到的微弱光信號(hào)極易收到干擾，因此對(duì)光源和探測(cè)器周圍使用黑色硅膠覆蓋，如圖7 所示，其中左側(cè)部分為光源和傳感器位置，右側(cè)為探頭實(shí)物。

2.2 光源驅(qū)動(dòng)電路

本文系統(tǒng)光源驅(qū)動(dòng)電路基于LT3085 穩(wěn)壓器所設(shè)計(jì)，其內(nèi)部具有限流、限熱的保護(hù)電路，可提供一個(gè)較寬的輸出電壓范圍，再搭配其他元器件形成恒流源，可為L(zhǎng)ED 燈發(fā)光提供穩(wěn)定電流，如圖8所示。

Fig.8 Driving circuit of LED light source圖8 光源驅(qū)動(dòng)電路

系統(tǒng)接入輸入電壓為5V，輸出電壓為4.5V，輸出電流受控于電位器R1及LT3085 內(nèi)置參考電壓1V，輸出端最終電流與電阻R1的關(guān)系為：

本文選用Atmega16 單片機(jī)，調(diào)用I/O 口輸出高低電平對(duì)LED 燈進(jìn)行交替發(fā)光，控制兩個(gè)輸出端口在給定時(shí)間發(fā)出+5 V 的高電平和0 V 的低電平，NPN 三極管的導(dǎo)通電壓約為0.7 V，低電平不能導(dǎo)通三級(jí)管，高電平可導(dǎo)通。三極管集電結(jié)與發(fā)光二極管的負(fù)極相連，發(fā)射結(jié)接地，以達(dá)到給定時(shí)間控制光源交替發(fā)光的目的。

2.3 信號(hào)處理電路

為了最大限度保存腦血氧原始信號(hào)，探測(cè)器接受到的微弱信號(hào)需先進(jìn)行前級(jí)放大再濾波，保證信號(hào)在Atemga16單片機(jī)AD 所能辨別的電平值內(nèi)，最后通過電壓抬升和可調(diào)式放大電路對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大，信號(hào)處理電路如圖9所示。

Fig.9 Signal processing circuit圖9 信號(hào)處理電路

圖9 中A 區(qū)為前級(jí)放大電路，由跨阻放大器構(gòu)成，由于光電二極管輸出的腦血氧信號(hào)十分微弱，信號(hào)值一般在nA 級(jí)別，因此運(yùn)放選用TI 公司的精密高速跨組放大器OPA380AIDR 增強(qiáng)信號(hào)，該運(yùn)放具有較小的失調(diào)電壓和偏置電流，通過+5 V 單電源供電。

受人體生理噪聲和光電二極管暗電流影響，光電二極管輸出信號(hào)會(huì)出現(xiàn)在負(fù)半軸，因此需要在運(yùn)放的同相輸入端增加一個(gè)偏置電壓以保留信號(hào)的完整性。該跨阻放大器的反饋電阻設(shè)置為10 MΩ，兩端并聯(lián)了一個(gè)100 pF 的反饋電容以提升信號(hào)質(zhì)量，減少自激振蕩，增加光電二極管應(yīng)用的穩(wěn)定性。

為了提升供電穩(wěn)定性，在電源端、運(yùn)放電源管腳端分別接入一個(gè)470 μF 的鋁電解電容和一個(gè)10 nF 的陶瓷電容以濾波電源端的低頻噪聲和高頻噪聲，輸出端b 點(diǎn)電壓為：

圖9 中B 區(qū)為濾波電路，由一個(gè)隔直電路與一個(gè)二階有源低通濾波器構(gòu)成。為了提升濾波電路穩(wěn)定性，該級(jí)運(yùn)放選用TI 公司的雙通道通用濾波放大器TLV9162IDR，由+5 V 和-5 V 雙電源供電。

同時(shí)，為消除環(huán)境光與其他非設(shè)定光源的影響，加入隔直電路濾除信號(hào)中的直流成分，設(shè)置隔直電容為1uF，電阻選用10 MΩ。此外，利用二階有源低通濾波器過濾腦血氧信號(hào)中夾雜的許多高頻噪聲，濾波電阻為30 KΩ，濾波電阻為1 uF。其中，R4=R5=R8=R，C3=C4=C，因此該二階有源低通濾波器的截止頻率為：

濾波電路的通頻帶在0.016～5.3 Hz，在確保濾除高頻雜波和工頻干擾的情況下，可最大程度保留生理信號(hào)。

圖9 中C 區(qū)為電壓抬升同相可調(diào)式放大電路，為保證最后輸出的信號(hào)屬于AD 采樣可接收的范圍，在腦血氧信號(hào)中加入一個(gè)直流偏置信號(hào)，將其幅值全部保留在正半軸且最終輸出端C 點(diǎn)的電壓增益可通過調(diào)節(jié)R14與R13的比值進(jìn)行調(diào)控。

3 軟件系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

腦血氧信號(hào)經(jīng)過模擬濾波后，由Atmega16單片機(jī)采樣輸出電壓信號(hào)后進(jìn)行AD 轉(zhuǎn)換，整合730 nm 下近端信號(hào)、730 nm 下遠(yuǎn)端信號(hào)、850 nm 下近端信號(hào)和850 nm 下遠(yuǎn)端信號(hào)，通過串口轉(zhuǎn)USB 傳輸給上位機(jī)，具體流程如圖10所示。

Fig.10 Data transmission process圖10 數(shù)據(jù)傳輸流程

上位機(jī)對(duì)腦血氧信號(hào)接收后放入緩存數(shù)組，定時(shí)調(diào)用數(shù)據(jù)并篩分、計(jì)算數(shù)據(jù)，最終得到腦組織血氧飽和度值，在保存數(shù)據(jù)的同時(shí)動(dòng)態(tài)更新腦血氧曲線，再構(gòu)成一個(gè)完整的腦血氧波形，具體流程如圖11所示。

Fig.11 Upper computer workflow圖11 上位機(jī)工作流程

系統(tǒng)的界面波形圖如圖12 所示，界面中左側(cè)為波形曲線，右側(cè)最上部是局部腦組織血氧飽和度的值，右側(cè)中部是總血紅蛋白的相對(duì)變化量，右側(cè)下部是氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白的相對(duì)變化量。

Fig.12 System QT interface圖12 系統(tǒng)QT界面

4 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

4.1 前臂阻斷實(shí)驗(yàn)

為了驗(yàn)證裝置有效性，設(shè)計(jì)前臂阻斷實(shí)驗(yàn)，通過前臂阻斷改變前臂組織中氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白含量，從而改變前臂組織的血氧飽和度。由于腦組織血氧飽和度變化也是相同原理，因此前臂動(dòng)脈阻斷實(shí)驗(yàn)也是檢驗(yàn)?zāi)X血氧計(jì)有效性的一種科學(xué)方法［12，22，25］。

在前臂阻斷實(shí)驗(yàn)中，在上臂綁上袖帶式血壓計(jì)后將傳感器緊貼于前臂里側(cè)，用黑色袖帶包裹傳感器和前臂起到固定和遮光作用，然后將前臂平穩(wěn)放在水平桌面上。當(dāng)采集到的血氧值趨于平穩(wěn)后迅速對(duì)袖帶加壓，保持一段時(shí)間后再迅速松開袖帶，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖13所示。

Fig.13 Forearm blocking experiment圖13 前臂阻斷實(shí)驗(yàn)

實(shí)驗(yàn)開始前120 s，受試者處于靜息狀態(tài)，此時(shí)前臂組織血氧飽和度無明顯變化。在120 s 時(shí)迅速對(duì)血壓計(jì)袖帶加壓，此后前臂處于阻斷狀態(tài)，無法再得到新鮮血液，隨著組織新陳代謝，氧合血紅蛋白含量將持續(xù)下降，還原血紅蛋白含量不斷上升，前臂組織血氧飽和度呈下降趨勢(shì)。在230 s 時(shí)慢慢釋放袖帶壓力，前臂供氧逐漸恢復(fù)，氧合血紅蛋白的含量將持續(xù)下降，還原血紅蛋白含量不斷上升，前臂組織血氧飽和度又逐漸恢復(fù)至靜息水平。實(shí)驗(yàn)結(jié)果與其他文獻(xiàn)研究結(jié)果基本一致，證明了本文裝置監(jiān)測(cè)血氧的有效性。

4.2 不同體位腦血氧實(shí)測(cè)

為了探究本文裝置對(duì)腦血氧監(jiān)測(cè)的研究，分別對(duì)受試者進(jìn)行靜息坐姿和倒?fàn)繝顟B(tài)下的腦血氧實(shí)測(cè)。在靜息坐姿下，要求受測(cè)者在靜態(tài)坐姿下佩戴腦血氧探頭，使探測(cè)器與光源在左（右）前額上部離眉骨上方2 cm 處。在倒?fàn)繝顟B(tài)下，要求受試者在平躺狀態(tài)下，將頭部移至與身體重心更低處，與地平面呈30°左右角度，用靠墊支撐頭部，使受試者能處于較為放松的狀態(tài)，一段時(shí)間后戴上腦血氧探頭，在保持平穩(wěn)后讀取腦血氧值。

受試者處于倒?fàn)矿w位時(shí)，身體中大多數(shù)容量血管處于心臟水平線以上，下肢血液轉(zhuǎn)移到胸部和腹部，導(dǎo)致靜脈回心血量增多，心臟每搏輸出量增多，頸內(nèi)動(dòng)脈血流量增多，腦循環(huán)灌注壓升高，腦部氧含量增多。此時(shí)腦血管的自身調(diào)節(jié)機(jī)制（Bayliss 效應(yīng)）發(fā)揮作用，腦血管立即收縮，血管阻力增加，導(dǎo)致頸內(nèi)動(dòng)脈血流速度減慢、管徑擴(kuò)張，以保證腦血流量在一定范圍內(nèi)的相對(duì)穩(wěn)定［26］。實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖14所示。

Fig.14 Measurement of cerebral blood oxygen in different postures圖14 不同體位腦血氧實(shí)測(cè)

綜上所述，受試者在倒?fàn)繝顟B(tài)下局部腦組織血氧飽相較于靜息坐姿狀態(tài)下顯著升高。實(shí)驗(yàn)結(jié)果與預(yù)設(shè)結(jié)果和其他文獻(xiàn)研究者結(jié)果基本一致，由此證明了本文裝置能夠?qū)崪y(cè)腦血氧。

4 結(jié)語

本文基于近紅外光譜技術(shù)，設(shè)計(jì)了一款雙波長(zhǎng)光源和雙探測(cè)器的腦血氧監(jiān)測(cè)裝置。該裝置包括腦血氧探頭、腦血氧信號(hào)提取電路、模擬濾波電路、光源驅(qū)動(dòng)電路和配套的軟件系統(tǒng)，經(jīng)前臂阻斷實(shí)驗(yàn)和不同體位腦血氧實(shí)測(cè)驗(yàn)證了裝置的有效性。后續(xù)，將通過該裝置將對(duì)臨床腦損傷患者的腦血氧變化展開研究。