多波长脉搏色素密度谱光电传感器的研制

赵庆平, 姜恩华



多波长脉搏色素密度谱光电传感器的研制

赵庆平*, 姜恩华

(淮北师范大学 物理与电子信息学院, 安徽 淮北, 235000)

传统对于ICG浓度的测量采用有创测量方法, 此方法操作过程繁琐, 不易进行连续多次测量, 并且会对患者造成痛苦甚至感染. 本文研究的光电传感器可以应用于无创测量, 主要依据是基于脉搏分光光度法原理, 利用光源照射被测部位, 根据在接收端接收到的光信号计算人体内ICG的浓度, 最后得到肝储备功能的相关信息.

脉搏分光光度法; ICG 光电传感器; 单片机C51

吲哚氰绿排泄试验是Hunton等人于20世纪60年代初首先应用的, 自从利用吲哚氰绿评价肝脏储备功能面世以来, 就被认为是目前评价肝脏储备功能的最重要试验方法之一[1]. 通过计算吲哚氰绿血浆清除率()和吲哚氰绿15 min储留率(15)可以准确地得到肝细胞的存储能力[2], 这种方法能系统全面地反映人肝储备功能的好坏. 但对于ICG浓度的测量传统方法都是采用有创测量, 这种测量方式操作过程繁琐, 不利于连续多次测量, 因此限制了这种方法在临床医疗上的推广使用.

本文研究的无创检测技术, 应用光电传感器测出人手指末端的动脉血流的光吸收脉动信号, 根据吸光度的不同计算ICG浓度, 完成基于分光光度原理的无创和连续的色素浓度测量. 本研究的主要路径是设计光源发射电路和光源接收电路, 同时设计分时驱动电路和信号分流电路, 研制由660、805和940 nm构成的多波长吲哚氰绿色素密度谱光电传感器, 实现信号的同步检测和处理, 并与相应的测量仪器连接, 实现基于分光光度原理的无创和连续的色素浓度测量.

1 多波长脉搏色素密度谱光电传感器总体方案设计

不同的物质对光有着不一样的吸收系数, 如果血液中有2种不同的物质, 用2种一定波长的光照射时, 由于人体血管内的物质具有不同的吸光度, 透过人体接收的光强度是不同的, 根据朗伯—比尔定律可以算出血液中这2种不同物质的浓度比, 这被称为脉搏光度法(pulse photometry)[3].

1.1 光电容积脉搏波描记法

光电容积脉搏波描记法是借助光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创伤检测方法[4]. 其主要原理是当人体指端皮肤表面受到光照时, 用光电接收器在手指末端接收反射光束或者透射光束. 这样, 就可以得到经过人体指端皮肤肌肉和血液等组织的吸收与衰减后的弱光强. 经过光电管进行所接收到的是叠加的复杂信号, 这其中包括2个分量:

① 直流分量(DC): 由人体的骨骼肌肉组织和毛细血管等部分对光的吸收量组成;

② 脉动变化的交流分量(AC): 主要是由于心脏的收缩和舒张使得血管内的容积量呈周期脉动性变化, 对光的吸收情况不同的反映.

一般情况下, 交流分量是幅值较小的弱信号, 叠加在直流分量上.

1.2 脉搏色素浓度传感器的总体设计方案

根据1.1节所述, 在测量时, 可以有2种不同的选择方案, 即根据发光管和光电接收管所放置的位置的不同, 可以有透射式和反射式2种测量方式可供选择. 通过光电接受管接收到的信号是光束穿透过人体衰减后叠加信号, 需要对此信号进行分离, 得到3路直流信号和交流信号即脉搏信号, 由此确定了传感器的系统设计总体方案(图1).

图1 系统设计框图

2 多波长脉搏色素密度谱光电传感器的硬件设计

2.1 光源发射电路设计

在光源发射部分, 选择日本epitex公司研制的SMT660N/805/940a的三色发光管, 它可发出波长660、805和940 nm的阳极常见的辐射波段, 通过矩形波对光源进行了调制, 同时也利用矩形波时序控制发光管的发光时序, 使发光管按照一定频率依次产生660、805和940 nm三种波长的光波.

在电路实现方面[5—6], 采用C51单片机程序控制使其产生200 Hz的矩形波时序电路, 后经过三极管驱动电路驱动发光管发光, 就可以得到所需要的波长, 在驱动电路设计中有2种方案可供选择 (图2).

图2 2种驱动电路

图3 光电二极管接收电路

2.2 光电接收电路

采用美国Vishay公司研制的BPW34硅PIN光电二极管作为光电接收管, 它的光谱响应范围为370～1 100 nm, 在3个波长660、805和940 nm处都有较好的频率响应状态, 因此其可以完成设计要求. 在具体电路实现方面采用常见光电管接收电路(见图3).

当光电管有光照射时, 使得光电二极管导通, 这样就使R5上面的电压随着光的强度变化, 即可把光信号转换成所需要的电信号, 以便于下一步的应用.

2.3 信号前置放大电路

由于所接收到的光电信号经过转换后是非常弱小的电信号, 不利于信号分离与提取, 因此必须对此信号进行放大, 选择AD620仪用作放大器(图4). 通过控制电阻R13的大小, 来控制放大倍数及电信号的输出以便于下一步的信号分离.

图4 前置放大电路

2.4 信号分离电路

通过光电二极管接收后, 得到的是3个波长的复合电信号, 由此设计信号分离电路来实现对复合信号的分离, 以便得到所需要的信号. 选用CD4066作为信号分离器件, 在本设计中, 使用单片机C51编程控制CD4066的连通与截止, 在控制时序中当一路为高电平时, 其余2路皆为低电平, 这样高电平所控制端选通, 同时高电平输出经过驱动电路供给发光管使其发光, 就得到了发光波长相对应的接收光电信号, 就把这个波长的信号从原来的复合信号中分离出来了.

图5 方波控制时序

3 多波长脉搏色素密度谱光电传感器的软件设计

本部分的主要任务是设计光源驱动程序[5—7], 使其控制的光源按照一定的特殊顺序发光, 由于人体的脉搏波为低频波, 所以选择的控制频率为200 Hz, 这样就可以使脉搏信号很好的叠加在控制信号中(图5).

选择单片机的3个输出管脚分别输出以上波形, 就可以很好的控制发光管按照要求的顺序发光(图6).

图6 软件流程图

4 系统测试

4.1 发射光源部分测试

对C51单片机输出的驱动脉冲波形进行测试及经过三极管驱动后的驱动信号进行测试. 单片机P1.0、P1.1和P1.2三个脚按照驱动设计要求分别输出200 Hz的方波, 图7中通道2蓝色波形为单片机输出波形, 通道1黄色波形为经过三极管反相驱动后的输出波形, 由于选择的发光管为共阳极三色发光管, 所以黄色波形可以很好的控制发光管发光, 而蓝色波形则用于CD4066的选通控制, 这样就可以从复杂的信号中分离出来所需要的单波长光电信号.

图7 单片机输出与三极管反相对比图

4.2 光电接收管部分测试

对光电接收管所接收到的波形进行测试, 光电接收管最开始接收到的原始信号为3种波长光电信号的复杂信号(图8). 这个复杂信号经过CD4066分离后就可以得到3种波长的单独电信号(图9).

图8 光电管接收的3波长复杂信号

图9 分离后得到3种波长的单独电信号

5 结论

本文多波长脉搏色素浓度传感器的设计主要包括光源驱动电路、光电接收转换电路、信号分离电路、单片机程序控制4部分. 经过系统测试, 本文设计的传感器可以很好地采集人体血液中的脉搏波信号, 达到测量人体血液中色素浓度的要求, 这种多波长脉搏色素浓度传感器主要应用于人体色素浓度的无创连续多次测量, 对于推广无创人体肝脏储备功能检测和人体血氧饱和度测量具有一定重要意义.

[1] 黄坚. 吲哚氰绿排泄试验在评价肝脏储备功能中的应用价值[D]. 浙江大学, 2009: 1—2.

[2] 黄容海, 穆毅. 吲哚氰绿排泄试验在肝脏储备功能评雇中的作用[J]. 实用医学杂志, 2008, 24 (23): 4143—4144.

[3] 刘光达, 郭维, 朱平, 等. 基于容积波分析的血氧饱和度测量系统[J]. 激光与红外, 2009, 39(2): 169—172.

[4] 罗志昌, 张松, 杨益民. 光电容积脉搏波描记法原理及其在上的应用[EB/OL]. http://www.tech-ex.com/article_ima- ges/13493/ms760.pdf.

[5] 朱平. 人体血氧饱和度激光测量系统的研究[D]. 吉林大学, 2006: 14—16.

[6] 汪宇拯, 李拽生. 血氧饱和度探头的结构类型与维护[J]. 医疗设备信息, 2005, 20(10): 67—68.

[7] 杨东明, 万频, 张伯威, 等. 血氧仪核心硬件电路设计及Multisim仿真[J]. 电子科技, 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

国家自然科学基金(41275027); 安徽高校省级自然科学研究项目(KJ2013Z228)

(责任编校:刘刚毅)