基于近红外连续波的无创组织体血氧检测系统.docx

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基于近红外连续波的无创组织体血氧检测系统

血氧检测

摘要

众所周知，人体各项生命活动离不开氧的参与。

人体吸入的氧绝大多数随血

液循环被输送到全身各处的组织细胞。

只要对血液中的氧含量做到准确的检测，

就可以了解身体各个组织器官是否缺氧，临床上一般通过测量血氧饱和度来判断人体血液中的含氧量。

血氧饱和度是指血液中血红蛋白实际结合的氧气氧含量占血液中血红蛋白所能结合氧气的最大量氧容量的百分比。

人体血氧饱和度值作为一个非常重要的生理指标，己经被用到了实时监护、临床医学等各个方面。

由于近红外光谱技术具有无创伤、灵敏度高、响应速度快等特点，在医学诊断和治疗领域有着广泛的应用。

近红外光谱技术具有无创伤、灵敏度高、响应速度快等特点，因此，在医学诊断和治疗领域有着广泛的应用。

本文首先分析了血氧检测的研究背景及意义，用近红外连续波作为组织检测系统的设计方案，并应用时间分辨方法估算组织体的差分路径因子，并根据修正的朗伯-比尔定律计算

出组织血氧饱和度方案和由光子漫射方程理论推导出的基于空间分辨组织血氧饱和度的测量方案。

关键词朗伯-比尔定律血氧饱和度值红外连续波无创检测

一绪论1

1.1人体血氧检测的背景和意义1

1.2人体组织的血氧检测的发展2

1.3近红外无创组织体血氧检测测量方法的研究3

1.3.1连续波的血氧测量技术3

1.3.2基于时间分辨血氧测量技术4

1.3.3基于频率分辨的血氧测量技术5

二近红外连续波无创血氧检测5

2.1连续波无创血氧检测系统的理论基础5

2.2基于差分路径的连续波测量方法7

2.3基于差分路径系数的连续波无创血氧测量方法7

三检测系统的研究8

3.1系统总体设计方案8

3.2硬件系统的设备选择和搭建9

3.2.1光源系统的选择9

3.2.2光电探测器的选择10

3.2.3单光子计数器的选择11

3.2.4光路转换系统的选择12

3.3.1AD采集模块14

3.3.2时序控制程序14

3.3.2LCD显示程序控制程序14

四总结16

致谢17

参考文献18

附录19

一绪论

1.1人体血氧检测的背景和意义

氧是生命活动的基础。

正常情况下，进入血液中的氧大约有溶解在血浆中，这一部分被称作，它代表动脉血浆中的氧分压。

其余约的氧则与血浆中的血红蛋白分子结合，形成氧合血红蛋白，没有与氧结合的血红蛋白分子被称为还原血红蛋白。

以形式存在的氧被称作，代表动脉血液中血红蛋白的氧饱和度。

图为和在血浆中所占百分比。

血液中的氧以这两种方式运载到全身各处组织毛细血管。

在

毛细血管中，氧合血红蛋白释放氧，以维持组织细胞的新陈代谢，从而变为还原血红蛋白。

最后血液经静脉系统回流到心脏，开始下一轮的循环。

着社会的进步和人民生活水平的提高，全社会对于疾病的早期检查发现越

来越重视，开发方便准确稳定的生理指标检测仪器成为一件非常迫切的事情，这

对于实现全民普适化医疗保障的目标也具有重要的推动作用。

人体各项生命活动

离不开氧的参与。

人体充分吸入氧，使足够的氧溶入动脉血液中，对维持生命是至关重要的。

医学上认为，人体组织缺氧是导致许多疾病的根源，严重的甚至直接危及生命。

人体吸入的氧绝大多数随血液循环被输送到全身各处的组织细胞。

只要

对血液中的氧含量做到准确的检测，就可以了解身体各个组织器官是否缺氧，受检者是否存在呼吸障碍等疾病。

临床上一般通过测量血氧饱和度来判断人体血液中的含氧量。

血氧饱和度是指血液中血红蛋白实际结合的氧气氧含量占血液中血红蛋白所能结合氧气的最大量氧容量的百分比。

人体血氧饱和度值作为一个非常重要的生理指标，己经被用到了实时监护、临床医学等各个方面。

基于近红外光谱技术的无创人体血氧检测系统不会让受检者产生创伤，同时具有较高的准确性非常适用于实时连续检测，在实际生活中得到了广泛的推广与应用。

动脉血的血氧饱和度是反映血液循环系统以及呼吸循环系统的重要参数。

及时检测动脉中氧含量是否充足，是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标。

实验证明，通过对血氧饱和度的测量分析，可有助于预防、判别疾病，并对评价治疗效果也有一定的指导意义。

实时检测人体组织中氧的代谢及运输过程对生命科学研究有着重大的意义。

由于脉搏血氧检

测系统能够快速准确地无创测定动脉血液中的氧饱和度与脉率，而且价格日趋便

宜,因此正被广泛使用在肺科、手术室、急救室、危重病人监护病房等多种科室及救护车和救护直升机等场合。

相对于其他一些检测方法，近红外组织检测技术可检测人体局部组织的光学参数并由此诊断组织的健康状况或病变情况，并已成

为人体无创测量新的发展方向。

1.2人体组织的血氧检测的发展

目前发展较为成熟的技术有：

血气分析法、极谱电极测量法，核磁共振法，磷光光谱法等等。

这几种方法各有特点，但还不能完全满足科学研究与临床诊断对实时、无创性、便携性及低成本的要求，这使它们的应用受到很大的限制。

血氧饱和度检测一般分为：

有创测量方法和无创测量方法。

常规的方法是血气分析的方法。

它是一种有创的血氧测量方法，临床上主要取动脉血测量其中的氧分压来计算血氧饱和度，其能准确地反映机体的呼吸和人体的血氧饱和度，并已成为危重病人监测的重要方法之一。

但其缺点也很明显，由于血氧饱和度的有创检测方法不仅费时、易对患者造成痛苦甚至感染，而且不能提供连续、实时的血氧饱和度数据，在病人处于危险状况时，不易使病人得到及时有效地抢救。

因此采用无创性的快速准确的检测方法来监测血氧饱和度，便

具有广泛而实际的意义。

脉搏氧饱和度（SpO2）检测是一种近红外无创检测方法。

它是利用人体脉的搏动能够引起测试部位血液流量的变化，从而导致光吸收量的变化的原理来进行血氧检测的。

脉搏氧饱和度检测的是指端动脉血的氧饱和度，其主要反映的是静脉血管和毛细血管中的血氧饱和度，因此，脉搏氧饱和度检测不能准确的反应局部组织的氧合情况。

虽然这种测试方法简单易行，而且解决了无创和实时检测的问题，但测量原理依赖于指端动脉的波动，因此测量的只是末端动脉血管的血氧饱和度与组织氧有着根本区别，特别是在低血压等情况下，无法准确测量。

而且其应用的Beer-Lambert定律只适用于均匀介质的吸收，如果待测介质含有浑浊质点时，将产生强散射效应。

人体组织结构是复杂的，手指尖不仅含有动静脉血，还有皮肤、指甲等其它参量，同样也会导致测量的不准确。

因此，脉搏氧饱和度检测的方法并不令人满意。

1.3近红外无创组织体血氧检测测量方法的研究

近红外无创血氧检测测量方法的种类很多，分类方式也多种多样。

我们一般根据系统所采用的光源的种类进行划分。

目前，近红外光谱的测量方法主要分为三类：

基于连续波的测量方法、基于时间分辨的测量方法和基于频域分辨的测量方法。

1.3.1连续波的血氧测量技术

通常所说的连续波系统，包括早期的近红外光谱仪等。

连续波测量法具有测量系统简单、数据获取时间相对较短等优点，但是其在单一光源和探测器的距离下无法区分吸收系数和散射系数所造成的影响，所以绝大多数的连续波血氧检测系统都应用多波长多距离的方法来消除由组织的散射衰减和差分路径系数DPF带来的误差。

普遍采用高强度的近红外连续波光源（例如：

半导体激光器LD或发光二

极管LED），仅仅通过测量经过人体组织透射或散射后的光强化来计算人体组织光学参数。

探测器一般采用光电倍增管PMT、光电二极管或雪崩二极管APD

等。

连续波的血氧测量方法需要对光源强的绝对值进行测量，但在实际测量过程

中，是很难校正实际入射到组织体内的光强，且经过组织体吸收和散射作用后的光很微弱，所以，国外研制的很多基于连续波的血氧测量系统采用了多光源和多探测器的方式。

系统探测器一般选用光电倍增管，由于其增益较大且灵敏度较高，能够提高系统的准确性和测量精度。

其原理示意图如图2-1所示。

132基于时间分辨血氧测量技术

近红外时间分辨研究理论和实验表明，从组织体出射的时间扩展曲线（TemporalProfile），具有几甚至十几GHz的带宽，因此一般认为时间域的测量可以比频域方法提供更多的信息，但相应地要求时间分辨的测量系统必须要具备相当小的时间分辨率。

随着科学理论和科学技术的不断发展，时间相关单光子计数

方法（Time-correlatedSingle-photonCounting,简称TCSPC）被应用到了对微弱光信号进行高时间分辨率的测量。

时间相关单光子计数的测量方法具有信噪比高、灵敏度最高、线性度好、时间分辨率高的优点。

目前，时间相关单光子计数方法系统价格越来越降低、设备体积也越来越小型化，其在临床近红外无创在体检测技术中的应用前景越来越广阔。

采用基于时间相关单光子计数的血氧测量系统一般都采用透射测量方法。

脉冲光入射人体组织，并用时间相关单光子计数器对出射光进行探测，由时间相关单光子计数系统测得时间扩展曲线。

在测量人体组织的血氧饱和度时，忽略组织中散射系数的变化，并假设组织中的血液的血红蛋白主要以氧合血红蛋白

（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）形式存在，而肌肉组织中的其他发色团对吸收系数的变化贡献很小，对于半无限平面来说组织对光的散射的变化是很小的。

因

此，可以在计算时把这一部分看作是恒定不变的。

由于吸光系数随波长改变的特性，利用多个波长的光源测量多波长下的吸收系数的值，从而获得组织的光学参

数。

以Beer-Lambert定律为基础，计算出氧合血红蛋白和还原血红蛋白的浓度以及组织体瞬时的血氧饱和度的值。

133基于频率分辨的血氧测量技术

在光电检测系统中，常用的特征参数有非相干光的光通量的幅度、频率、相位和脉冲时间，众多的可调制参量增加了光载波信号的处理灵活性和多样性。

在频域扩散光测量系统中，要对光源（一般是激光管或者发光二极管）进行射频强度的调制，使得振幅被几十到几百兆赫兹正弦波调制的光连续地照射到组织体上。

可见出射光将保持同样的调制频率不变，但其幅度却由于组织体的吸收和散射而衰减，而且由于不同的光子从光源到探测器间经历的路径不同，光强波的相

位会延迟。

因此，组织的吸收和散射系数等光学参数信息可以通过测量出射光相对于入射光的直流偏置强度的衰减、交流幅度的衰减和相位延迟所得到。

Wt）

IAPtissue

Vv

图2-3近红外基于频率分辨血氧测量方法

由于此类系统中高频信号相位和调制深度的测量都比较困难，并需要提高对

弱信号的探测灵敏度，因此，频域外差法和零差法等技术被广泛地应用于频域系统当中。

频域系统的最主要的优点是其较短的数据读取时间（和连续波测量系统

的数据读取时间大致相同）。

然而，由于组织体的光学系数的变化所能够引起的相位角变化是很小的，用相位作可测量量需要仪器的测量精度一般会较高。

二近红外连续波无创血氧检测

2.1连续波无创血氧检测系统的理论基础

近红外无创血氧检测系统就是以光与生物组织的相互作用的组织光学为理

论基础，以光电子学的先进技术为前提的，最终满足临床的诊断需求。

当光照

射入生物组织体内时，光与生物组织体之间会产生相互作用。

近红外无创血氧检测方法就是利用光与生物组织体之间的相互作用为理论基础的。

前面已经提到了生物组织体对光的传播存在吸收作用和散射作用。

在生物组织中，光的吸收可用吸收系数来表示，它代表在组织体内单位程长上一个光子被吸收的概率。

吸收系数代表在组织体内单位程长上一个光子被吸收的概率。

吸收系数越大，代表组织体对该波长的吸收也越大。

吸收系数随波长的

变化而明显变化，它受人体血容量、组织中氧化状态以及其他色素的含量的影响很大。

生物组织体内对光有吸收作用的主要是组织体内的发色团。

近红外600〜

900nm波长的光谱窗”范围，发色团中吸收最强的物质是还原血红蛋白和氧合血红蛋白，除此以外还有肌红蛋白、细胞色素等，而血红蛋白（即氧合血红蛋白和还原氧血红蛋白浓度之和）是组织中氧的主要载体，即组织中的氧基本上是以组织内毛细血管中的氧合血红蛋白形式存在的。

随着人体有氧代谢状况的变化，氧

合血红蛋白在血红蛋白中含量的百分比（即血氧饱和度（Oxygensaturation,

S02））也会随之相应改变。

研究表明，在近红外600〜900nm波长的光谱窗”

范围，水和细胞色素对光的吸收与血红蛋白的吸收相比可忽略不计，而其他一些

发色团。

因此，可以认为人体组织中只存在氧合血红蛋白和还原氧血红蛋白两种吸收体。

而且氧合血红蛋白和还原血红蛋白对光的吸收又依赖于波长，它们有各

自不同的吸收谱线，所以我们可以从多个波长吸收谱来确定每一种成分的绝对含量或相对含量，最终实现对组织血氧饱和度的无创检测。

图2-1生物组织中在近红外光谱范围Hb02和Hb的吸光系数

2.2基于差分路径的连续波测量方法

在实际情况中，大多数生物组织中同时存在吸收和强散射，这些介质被称为

混沌介质（turbidmedium）。

在假设粒子同时具有均一的吸收和散射效应时，总衰减系数可由下式表示：

址=归+pS（2-1）

即总衰减系数为吸收系数和散射系数之和，它表征光在组织中衰减的概率指数。

1/p称为平均自由程，它表示光子在吸收和散射发生之前所走过的一段距离。

由

于组织体是强散射的介质，所以从组织体出射的光可以被分为三类，弹道光、蛇形光和漫射光。

主要介绍第三类光，它是经多次散射才从组织体出射的光，被称为扩散或漫散光（DiffuseLight）。

由于生物组织体是高散射体，扩散光的光子占从组织体出传输的路径长度，也极大地增加光子被吸收的可能性，因此原Beer-Lambert定理对人体组织不再适用了。

为了体现散射的影响，应该对原Beer-Lambert

定理进行如下修正：

OD=Ln10/1=Ea*CL*DPF+G（2-2）

上式称为修正的朗伯比尔定理（ModifiedBeer-LambertLaw，简称MBLL），其中，零表示入射到组织表面的平均光强；壹表示探测器在组织表面探测到的平

均光强；G是与几何位置和卩相关的强散射衰减，它与卩a无关；DPF是差分路径系数（DifferentialPathlengthFactor）；由修正Beer-Lambert定理可知，组织体对入射光的吸收与发色团的浓度成线性关系，其斜率为光子在组织体内的平均

飞行路径和发色体在入射光波长下的消光系数的乘积。

现在，组织体的血氧浓度测量的最大障碍是光子平均飞行路径（或差分路径系数）的确定。

2.3基于差分路径系数的连续波无创血氧测量方法

在近红外这一波段，人体组织的主要吸收物质有HbO2、Hb和H20。

而且在波长600〜900nm的区域，HbO2和Hb的吸收系数远远大于H2O的吸收系数，因此可以认为人体组织中只存在HbO2和Hb两种吸收体。

图2-2生双光源消除散射衰减的实验原理图

通过朗伯比尔定理计算HbO2和Hb的绝对浓度，通过血氧饱和度的计算公

式，求出组织的血氧饱和度：

（2-3）

三检测系统的研究

3.1系统总体设计方案

近红外无创血氧检测系统具有对人体无创伤，测量结果准确且体积轻小等特点。

因此，系统硬件的选择与设计应特别注意解决以下几个关键方面：

1对组织的无创检测：

要选择对人体无伤害的光电设备。

本系统中主要指的对光源的合理选择，一定要确保入射到人体组织的光强不会对组织造成伤害。

2系统工作稳定性好：

尽量解决诸多因素的影响，如选择光源、光转换电路和探测器有较高的稳定性。

3系统采样速度快：

主要是选择数据采样频率较高的探测器，这有助于提高系统的测量精度与结果的准确度。

4信号处理能力强：

对从探测器采集到的光强信号，进行初步的滤波处理。

，系统软件应该具有较强数据处理和系统控制能力。

5

系统控制灵活和界面美观、友好：

方便灵活地设置通讯参数、设置界面颜色、界面友好且方便操作等等。

能够同时观察多个分机的信号变化趋势，也可得到某一曲线图和数据列表。

图3-1系统硬件结构框图

另外，本系统要实现对人体组织的无创血氧检测，除了测量准确之外，应尽可能做到小型化，因此，在选择硬件设备时也应考虑这些因素。

本系统的硬件结构框图如图3-1所示。

3.2硬件系统的设备选择和搭建

3.2.1光源系统的选择

ANSI方案中危害依据输出光线的功率或用于系统本身的激光（发射）的能量可分为四类。

若激光器是整个系统的一个部分且系统所发射的光线不是由激光器直接射出而是经调节后的光线，则按照调节后的光线分类。

分类方案基本上是用于说明激光或激光系统对操作人员的损伤，分类的级别越高危害性越大。

在近红外区域内，激光器的波长的选择也是一个很重要的问题。

在近红外

“光谱窗”区域，水对光的吸收很小，但在波长大于900nm的区域，水对光的吸收随波长的增加迅速增大，其峰值为980nm下的0.05mm-1。

在近红外的其他区域和红外区，水成为生物组织体中占主导地位的吸光物质，因此其它发色团对光的吸收信息实际上是淹没在了水的吸收谱内的。

作为生物医学光学检测，为了更好地获得其它生色团对光的吸收信息，一方面采用的入射光波长应该尽量避开水的吸收峰，另一方面，要采取灵敏的检测技术和方法从水吸收的背景内提取出所需要的发色团的吸收信息。

表3-1激光器的主要技术参数表

设备参数

波长为780nmM激光器

波怏为H30nm的激光器

激光器型号

LD-9min-100c-780F

LD-9inin-100c-830F

输出光峰ff｛波长

7SOnin土5nni

830nin±5nin

输出光功率

品大lOOmW（可调〉

lOOmW（可调）

工作电流

600mA

600mA

工作电压

2.0V

2.0V

322光电探测器的选择

近红外无创血氧检测系统的探测器部分主要功能是对从组织体中的出射微

弱光强进行测量。

可选用作光电探测器的元件有很多，譬如：

PIN光电二极管、

硅光电二极管、雪崩光电二极管（APD）、电荷耦合器件（CCD）以及光电倍增管（PMT）等等。

探测器部分优劣直接影响到系统的测量精度、响应速度以及整个系统分辨率等因素，其性能的好坏将决定整个测量系统性能的高低好坏。

所以

合理地选择器件参数、适当施加偏置、了解器件的导通特性以及线性范围对于能否选择好的器件，设计出高性能的探测系统至关重要。

在300nm至U900nm的光谱响应区域内，光电倍增管H7155-21有很好的时间响应（通常比半导体光电器件快很多）、较高的量子效率、大范围的线性度。

当负载阻抗为时，光电倍增管H7155-21的快速上升时间可达1ns。

光电倍增管H7155-21的暗电流要小很多。

下表是系统使用的光电倍增管的主要技术参数：

表3-2激光电倍增管的技术参数表

设备参数

光电倍增管H7155-2J

参数单偉

输入电压

+4.5^+5.5

V

最大输入电压

+6.0

V

彊兴输入电流

70

mA

有效探测范围

「08

mm

感应光谱蜂值波长

nin

光子计数灵敏度

<500mn

2.0x10s

ftOOnm

1.7x10s

s_lpW_,

^700nm

9.6xlO4

光子计数增益

IxlO7

s-

暗电流

典型值

600

^-1

最大什

1000

s

脉冲分辨率

10

ns

工作环境（温度）

+5〜+40

C

安放坏境（温度）

-20^+50

c

3.2.3单光子计数器的选择

光子计数技术就是检测弱光信号的一种新技术。

这一技术是通过分辨单个光子在检测器（通常是光电倍增管）中激发出来的光电子脉冲，把光信号从热噪声中以数字化的方式提取出来。

弱光信号是时间上比较分散的光子流，因而由检测器输出的将是自然离散化的电信号。

针对这一特点，采用脉冲放大，脉冲甄别和数字计数等技术，可以大大提高弱光探测的灵敏度，这是其他探测方法所无法比拟的。

单光子计数器模块C8855（如图3-3所示）主要部件包括宽带信号放大器

（BroadBandSignalAmplifier）、脉冲高度甄别器（ImpulseAltitudeDiscriminator）和光子脉冲计数器三个部分。

图3-2单光子计数器模块C8855的内部结构图

3.2.4光路转换系统的选择

在系统原理中已经提到了，假设血液中仅仅存在HbO2和Hb两种对光产生衰减的物质，故为了求解组织氧饱和度计算公式，必须测量两个波长的光强值（其中一个作为参考量）。

两次测量的背景散射引起的衰减G,G是与几何位置和us相关的强散射衰减，它与ya无关。

要消除公式中G,为此我们可以通过增加检测器或者光源的数目来实现。

例如：

当光源与两个探测器的距离足够大（大于20mm），使得两个探测间的距离相对于光源与探测器的间距很小（3mm左右），我们可以认为散射衰减G是近似相等的。

最终经过对几种方法的比较和综合考虑，我们选择使用机械式的光开关进行光路转换。

虽然价格相对于前一种方法稍显昂贵，但在光强的插入损耗、光路的转换时间以及稳定性上都能很好的满足我们的要求•

3.3软件系统的设计

这里采用IARFORSTM8编译环境，编写了单片机程序。

该程序实现单片机对模拟电路的控制、信号的采集、LCD显示屏的驱动以及与计算机之间的串口通信。

在程序开始的时候，首先对系统时钟进行初始化，STM8单片机内部有高

速振荡器，频率可达16M，在该初始化过程中，首先选择时钟源为内部时钟，

然后在确定分频系数，由于我们需要高速的数据运算，因此选择是不分频，即使

用内部的高速时钟16M。

时钟初始化之后，需要对单片机的外设进行初始化,

包括10初始化，AD初始化，定时器初始化，串口初始化，LCD显示屏初始化。

图3.3程序流程图

I0初始化主要是对2个按键初始化，把该I0口设置为输入模式，并开启外部中断。

利用外部中断来检测按键是否按下，这样能够很有效的节省CPU

的资源。

AD初始化主要是确定AD的采用时间，AD的采用精度，以及所选用的通道口。

定时器初始化主要是配置定时器的时基单元、比较单元。

串口初始

化时确定串口的通信方式、波特率等参数。

LCD显示屏初始化主要是初始化与

LCD显示屏有关的10口，以及LCD显示屏的底层驱动等。

实现该模块功能的初始化程序见附录。

331AD采集模块

在AD采集程序中，主要是利用STM8强大的定时功能，配置一个基本的周期性定时器，定时周期为1ms。

在该周期内，AD采集设置为连续采集，即1ms采集一个数据，10ms为一个整个的采集周期，建立一个队列，把这10ms

采集的数据放到这个队列中，然后进行滑动平均滤波，使得采集的数据更准确。

把得到的数据放到一个大小为320个字节的数组中，然后对这个数组进行低通滤波。

实现该模块功能的初始化程序见附录。

3.3.2时序控制程序

时序控制程序主要实现了运用STM8单片机产生四路时序控制信号，分别

为占空比为50%、频率为2KHZ、振幅为3.3v的方波信号，占空比为50%、频率为1KHZ的方波控制信号用以控制芯片CD4053中A通道的选通，用以芯片CD4051端口选通的两路控制信号。

其中前两路方波信号使得红光和红外光分