魏夢林，嚴榮國，梅竹松，徐 濤

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

0 引言

大腦是人體最重要的器官，質量為總體重的2%，耗氧量占全身耗氧量的20%，嬰幼兒大腦耗氧量甚至可達50%左右［1］，因此人腦對缺血缺氧尤為敏感［2］。在臨床治療腦損傷患者過程中，如果缺乏腦血氧監(jiān)護，一旦大腦較長時間處于缺血缺氧狀態(tài)會造成不可逆的二次腦損傷且致死比例高達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準［5］，實時準確地監(jiān)測腦組織的血氧參數對臨床治療和術后康復非常重要，但目前國內臨床上使用的腦血氧監(jiān)測方法大多為有創(chuàng)或間接監(jiān)測方式［6］，無法較好地滿足臨床腦血氧監(jiān)測需求。

近紅外光譜技術（Near Infrared Spectrum，NIRS）監(jiān)測局部腦組織血氧參數，具有無創(chuàng)、實時且連續(xù)的特點［7］。J?bsis 首先使用NIRS 測量動物頭部血氧，指出NIRS 可監(jiān)測腦血流與氧合，開辟了光學技術應用于無損測量組織血氧變化的先河［8］。日本濱松光子學株式會社與英國倫敦大學合作于1987 年制作出樣機，并發(fā)布了腦部組織血氧飽和度無創(chuàng)監(jiān)測系統，但僅能監(jiān)測受試者的血紅蛋白相對變化量，具有一定局限性［9］。1994 年，美國Somalletics 公司推出型號為INVOS3100 腦血氧飽和度儀［10］，將光源與兩個探測器的距離調整為3 mm 和4 cm，通過經驗計算血氧飽和度，為后續(xù)近紅外探頭的設計提供了更準確的標準。1995 年，日本日立公司推出ETG-4000 系列FNIRS 檢測系統［11］。2003 年，英國倫敦大學Delpy 團隊開發(fā)出一套針對前額葉皮層的血氧檢測探頭［11］。

國內利用NIRS 技術監(jiān)測腦血氧的研究相較于國外較晚［12］，其中最為著名的是清華大學丁海曙教授等一直致力于研究、推廣NIRS 技術監(jiān)測人體組織血氧參數，研發(fā)了TASH-100 近紅外組織血氧參數檢測儀。南開大學蔡克家、廖永國等研制了雙波長NIRS 無創(chuàng)腦血氧飽和度監(jiān)測系統。2007 年，華中科技大學生物醫(yī)學光子學教育部重點實驗室為解決多通道探測器件分立原理和點對點多波長集成局部探測兩種檢測裝置的局限性，開發(fā)了一種新型多通道便攜式NIRS 腦功能檢測系統［13］。

綜上所述，NIRS 技術在顱腦損傷監(jiān)測中頗受青睞，國內外利用NIRS 技術監(jiān)測顱腦損傷的研究從未中斷，更多團隊、資源不斷投入該領域。目前，國內用于臨床的腦血氧監(jiān)測設備大多進口，國產近紅外采集設備因體積大、易受個體差異影響，僅作為輔助監(jiān)測設備使用。

為此，本文基于近紅外光譜技術設計了一款雙光源雙探測器的便攜式腦血氧監(jiān)測裝置。該裝置擁有自主設計的腦血氧探頭、模擬濾波電路、光源驅動電路和軟件系統。實驗結果表明，該裝置可實時監(jiān)測局部腦組織血氧的變化情況。

1 腦組織血氧參數檢測原理

近紅外光（600～1 000 nm）介于紅光與紅外光之間，該波長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)色團對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，氧合血紅蛋白、還原血紅蛋白隨光的波長增加，呈現出相反吸收率［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。紅外光經人體組織吸收及散射后，部分光會重新透出皮膚。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，使近紅外光譜技術對腦氧合的變化更為敏感［15］。

系統采用的散射式腦血氧飽和度定量計算方法以朗伯—比爾定理為理論基礎。該定律認為透明介質吸收光子的比例與進入介質的光強度無關，在光子傳輸路徑上，每個相同厚度的介質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、無散射介質時入射光強與出射光強之間的關系，具體表達式如下：

式中，OD（optical density）為光衰減量，代表入射光強和出射光強比值的負對數；It代表出射光強，I0表示入射光強；C代表吸光物質的濃度，單位為mol·L-1；ε代表消光系數，單位為L·mol-1·cm-1；L代表介質厚度，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際路徑較為復雜，在生物組織中的遷移規(guī)律大致為：光源在照射大腦時，一部分直接反射出去，另一部分被腦組織吸收，還有一部分經過大腦皮層、顱骨、腦組織的散射后又重新達到頭皮表面被探測器檢測到，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，散射效應會使光子在組織中經過的路徑變長，使得更多光子被吸收，從而導致光強衰減增加，實際光路的長度遠長于光源和探測器的實際距離，因此需要對光路長度L加以修正。此外，除了HbO2、HbR 會引起光強衰減外，黑色素、顱骨和腦脊液等物質也會吸收少量光子，因此需要對朗伯—比爾定律進行修正后使用。

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

由于根據式（2）求解吸光物質濃度C的絕對值較困難，但在腦損傷監(jiān)測中血氧參數的相對變化值對顱腦損傷監(jiān)測綜合評價具有重要意義，因此本文轉為求解C的相對變化值。由于顱骨、腦脊液等物質的吸收量相對穩(wěn)定，假設G在實驗觀測時間內不變，在兩個時間點t0、t1分別根據式（2）列出方程并相減，即可消除G，再利用730 nm、850 nm 雙波長公式獲得OD的相對變化量ΔOD與兩種血紅蛋白相對濃度變化的關系。

總血紅蛋白的相對變化量可由任意時刻的氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白的相對變化量之和所得，光衰減量OD與檢測距離L相關。當存在兩個探測器且距離光源足夠遠時，可認為同一波長下G與檢測距離基本無關。

系統將730 nm、850 nm 的兩個光源和探測器放置在需要探測的腦部位，實際測量時還增加了光源和探測器的分離距離以增加穿透深度，但由于光程較長、被吸收的光子更多，探測器探測到的光子會更少，將導致整體信號質量下降。由文獻［17］可知，獲得高質量近紅外光測量的范圍的發(fā)射器分離距離為2.5～5.0 cm，因此將兩個傳感器放置在距離光源3 cm、4 cm處的位置進行接收，此時探測深度為1.5～2 cm左右［18-19］，系統的光源和探測器模型如圖4所示。

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

結合修正版朗伯—比爾定律可得到局部腦組織血氧飽和度rSO2為：

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

2 硬件系統設計

2.1 探頭結構

2.1.1 光源

近紅外監(jiān)測血氧參數系統采用連續(xù)波法［22］。該方法通過測量近紅外光照射進組織的初始光強與經過漫反射重新出現的光強，結合修正版朗伯—比爾定律分析計算組織內的氧飽和度情況，如圖5所示。

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

由于近紅外信號經大腦后會有7～9 個數量級的衰減［23］，為此系統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。系統實際工作環(huán)境為工作電流50 mA，電壓4.6 V，發(fā)光功率230 mW。據相關標準表明，平均功率為毫瓦級的光源符合實驗安全標準，可應用到醫(yī)療儀器中［24］。

2.1.2 探測器

考慮到散射出腦組織后的光信號十分微弱，探測器需具備較強的靈敏度響應能力。綜合考量下，系統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，光譜響應如圖6所示。

Fig.6 Spectral response圖6 光譜響應

2.1.3 探頭整體設計

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

2.2 光源驅動電路

本文系統光源驅動電路基于LT3085 穩(wěn)壓器所設計，其內部具有限流、限熱的保護電路，可提供一個較寬的輸出電壓范圍，再搭配其他元器件形成恒流源，可為LED 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 光源驅動電路

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

本文選用Atmega16 單片機，調用I/O 口輸出高低電平對LED 燈進行交替發(fā)光，控制兩個輸出端口在給定時間發(fā)出+5 V 的高電平和0 V 的低電平，NPN 三極管的導通電壓約為0.7 V，低電平不能導通三級管，高電平可導通。三極管集電結與發(fā)光二極管的負極相連，發(fā)射結接地，以達到給定時間控制光源交替發(fā)光的目的。

2.3 信號處理電路

為了最大限度保存腦血氧原始信號，探測器接受到的微弱信號需先進行前級放大再濾波，保證信號在Atemga16單片機AD 所能辨別的電平值內，最后通過電壓抬升和可調式放大電路對信號進行放大，信號處理電路如圖9所示。

Fig.9 Signal processing circuit圖9 信號處理電路

圖9 中A 區(qū)為前級放大電路，由跨阻放大器構成，由于光電二極管輸出的腦血氧信號十分微弱，信號值一般在nA 級別，因此運放選用TI 公司的精密高速跨組放大器OPA380AIDR 增強信號，該運放具有較小的失調電壓和偏置電流，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會出現在負半軸，因此需要在運放的同相輸入端增加一個偏置電壓以保留信號的完整性。該跨阻放大器的反饋電阻設置為10 MΩ，兩端并聯了一個100 pF 的反饋電容以提升信號質量，減少自激振蕩，增加光電二極管應用的穩(wěn)定性。

為了提升供電穩(wěn)定性，在電源端、運放電源管腳端分別接入一個470 μF 的鋁電解電容和一個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 點電壓為：

圖9 中B 區(qū)為濾波電路，由一個隔直電路與一個二階有源低通濾波器構成。為了提升濾波電路穩(wěn)定性，該級運放選用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，為消除環(huán)境光與其他非設定光源的影響，加入隔直電路濾除信號中的直流成分，設置隔直電容為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。

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

3 軟件系統結構

腦血氧信號經過模擬濾波后，由Atmega16單片機采樣輸出電壓信號后進行AD 轉換，整合730 nm 下近端信號、730 nm 下遠端信號、850 nm 下近端信號和850 nm 下遠端信號，通過串口轉USB 傳輸給上位機，具體流程如圖10所示。

Fig.10 Data transmission process圖10 數據傳輸流程

上位機對腦血氧信號接收后放入緩存數組，定時調用數據并篩分、計算數據，最終得到腦組織血氧飽和度值，在保存數據的同時動態(tài)更新腦血氧曲線，再構成一個完整的腦血氧波形，具體流程如圖11所示。

Fig.11 Upper computer workflow圖11 上位機工作流程

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

Fig.12 System QT interface圖12 系統QT界面

4 實驗驗證

4.1 前臂阻斷實驗

為了驗證裝置有效性，設計前臂阻斷實驗，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，因此前臂動脈阻斷實驗也是檢驗腦血氧計有效性的一種科學方法［12，22，25］。

在前臂阻斷實驗中，在上臂綁上袖帶式血壓計后將傳感器緊貼于前臂里側，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。當采集到的血氧值趨于平穩(wěn)后迅速對袖帶加壓，保持一段時間后再迅速松開袖帶，實驗結果如圖13所示。

Fig.13 Forearm blocking experiment圖13 前臂阻斷實驗

實驗開始前120 s，受試者處于靜息狀態(tài)，此時前臂組織血氧飽和度無明顯變化。在120 s 時迅速對血壓計袖帶加壓，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。在230 s 時慢慢釋放袖帶壓力，前臂供氧逐漸恢復，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至靜息水平。實驗結果與其他文獻研究結果基本一致，證明了本文裝置監(jiān)測血氧的有效性。

4.2 不同體位腦血氧實測

為了探究本文裝置對腦血氧監(jiān)測的研究，分別對受試者進行靜息坐姿和倒牽狀態(tài)下的腦血氧實測。在靜息坐姿下，要求受測者在靜態(tài)坐姿下佩戴腦血氧探頭，使探測器與光源在左（右）前額上部離眉骨上方2 cm 處。在倒牽狀態(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。

受試者處于倒牽體位時，身體中大多數容量血管處于心臟水平線以上，下肢血液轉移到胸部和腹部，導致靜脈回心血量增多，心臟每搏輸出量增多，頸內動脈血流量增多，腦循環(huán)灌注壓升高，腦部氧含量增多。此時腦血管的自身調節(jié)機制（Bayliss 效應）發(fā)揮作用，腦血管立即收縮，血管阻力增加，導致頸內動脈血流速度減慢、管徑擴張，以保證腦血流量在一定范圍內的相對穩(wěn)定［26］。實驗結果如圖14所示。

Fig.14 Measurement of cerebral blood oxygen in different postures圖14 不同體位腦血氧實測

綜上所述，受試者在倒牽狀態(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。實驗結果與預設結果和其他文獻研究者結果基本一致，由此證明了本文裝置能夠實測腦血氧。

4 結語

本文基于近紅外光譜技術，設計了一款雙波長光源和雙探測器的腦血氧監(jiān)測裝置。該裝置包括腦血氧探頭、腦血氧信號提取電路、模擬濾波電路、光源驅動電路和配套的軟件系統，經前臂阻斷實驗和不同體位腦血氧實測驗證了裝置的有效性。后續(xù)，將通過該裝置將對臨床腦損傷患者的腦血氧變化展開研究。