便携式HGB测量系统设计

【作 者】高 超，王彬之，冯涛涛，李 宏

宁波大学 信息科学与工程学院，浙江，宁波，315211

目前嵌入式系统发展迅速，应用领域也不断扩大，设备的智能化、自动化水平也在不断提高。在医疗设备中采用嵌入式系统，不仅可实现仪器的自动化和智能化，还可实时地完成复杂的信号处理和分析。

HGB（Hemoglobin，血红蛋白）是人体血液中红细胞内的主要成分，它具有易与氧和二氧化碳结合的特性，是呼吸系统的载体。HGB低于正常值时，就是常说的贫血。HGB测量仪主要应用在手术室、血液科、急诊室、新生儿监护和运动员体检等场所，是很多疾病重要的诊断手段，因此准确快速的测量HGB浓度在医疗上尤为重要。目前， HGB测量仪价格昂贵，国产血红蛋白仪体积庞大，操作复杂，测量结果易受外界影响，且稀释和溶血需要较长时间。

本文报告开发了一种基于嵌入式的便携式HGB测量系统，它利用双波长法实现HGB浓度的测量。该系统可以快速准确地测量HGB浓度，降低HGB测量仪的造价，可应用于各种相关场所。

1 HGB浓度测量原理

1.1 双波法测量原理

目前，测量液体浓度的方法主要有化学中的渗透法[1]，测量糖溶液浓度的旋光仪法和光纤浓度测量技术等。本设计采用双波长法测量血红蛋白。较以上诸法更为便捷，高效。

假设波长为λ1和λ2的两种光分别通过血红蛋白溶液，如图1所示：

图1 双波长法测量原理Fig.1 Principle of dual-wavelength measurement

由比尔-朗伯定律得：

其中，Lin1为输入样本的光强，Lout1为输出样本的光强，[C]为样品浓度，K为吸收系数(特定的每种分子)，L为容器皿的厚度，As1为外界环境对光的吸收度。同理，可得波长为λ2的关系式。将两式相减可得：

因外界环境相同，即有As1=As2。根据光电发光管的光敏感性S(λ)=isc/L，其中isc为发光管的短路电流，L为光强，将短路电流转换为电压，再经V—F转换，则有：

1.2 波长的选择

波长选择原则：波长λ1和λ2处，干扰组分应具有相同吸光度，这样才能保证AS1= AS2，提高测量的精度；在选定的两个波长λ1和λ2处待测组分的吸光度应具有足够大的差值，否则lg[Iout(λ1)/Iout(λ2)]的值很小，会给测量带来很大的误差；波长λ1和λ2处光电接收器要有足够的相对感度，这样才能提高系统的灵敏性。根据表1可以看出，红色物质对蓝光和绿光的吸收最高，蓝光的波长为470-480 nm，绿光的波长为530-540 nm。

表1 物质颜色与吸收色的关系Tab.1 Relation between material color and wavelengths

从图2可知，氰化高铁血红蛋白溶液对蓝光和绿光的吸光度都比较高，都能满足设计的要求。但从图3可知，蓝光的相对敏感度很低，而绿光的相对敏感度大约为蓝光的2倍，因此本系统选用绿光作为测量光源。

2 系统硬件

本系统包括S3C44B0X微处理器[2]为核心的ARM控制与数据处理单元，HGB测量光源控制模块，光电转换模块，ADC模数转换模块，数据存储器，键盘以及LCD。具体系统构架如下图4所示。以下介绍系统主要功能模块。

2.1 HGB光源产生电路

HGB测量仪光源主要由SPX1117（5 V）稳压源，红、绿发光二极管，两个用于控制的三极管构成，如图5所示。ARM控制单元通过改变两个三极管截止或者饱和的工作状态，以控制两个LED发光二极管一个工作一个不工作，使其发出红光或者绿光。因流过发光二极管的电流为恒定值，所以LED能发出光强稳定的红光和绿光。

2.2 光电转换的设计

光电转换电路是衔接光源产生电路和后续电路的部分。它把光信号转换为电信号，送至AD采样，为后续的信号处理电路提供数据。它的稳定性决定了光信号处理部分能否正常工作。当有光照射到接收管时，光接收管产生电流，电流流过运放的跨阻，在运放输出端产生负电压U0。根据光电二极管对波长为 λ 的光波的敏感性S(λ)=isc/I(λ)，及运放输出U0=isc×R，可得接收光强I(λ)和U0成正比，从而通过测量运放输出电压即可测量光电二极管所接收的光强 I(λ)。

光电转换电路可采用零偏结构和反偏结构。反偏结构接收管的阳极加一负电压VEE，与零偏结构电路相比，适合高速应用并能大大降低接收管的极间电容C。极间电容的降低对光电转换电路噪声的降低将有重大的意义，因此本设计中采用反偏结构。

2.3 A/D转换电路的设计

A/D转换器分为直接A/D转换器和间接A/D转换器[4]。其中间接的A/D转换器又主要分为电压-时间转换型（VTC）和电压-频率变换型（VFC）两类。电压-频率变换型转换器，工作稳定，线性好，精度高，电路简单且其抗干扰能力强。因此本设计采用VFC转换方式。

本设计选用AD654芯片来实现，其原理如图6所示。将光电转换输出的模拟电压U0经VFC变换，线性地转换成数字脉冲式的频率。由S3C44B0X读入其内的计数器在一个固定的时间间隔里对得到的频率信号计数，所得到的计数结果即为正比于输入模拟电压的数字量。其工作原理如图7所示。

3 系统软件设计

本设计的软件部分主要功能是协调各模块的工作以及数据的分析处理。系统软件工作流程图如图8所示，主要涉及S3C44B0X芯片的定时器，中断控制器和LCD控制功能。

系统初始化后进入主菜单，进行功能选择。按1键对18岁以下人群进行测量，按2键对18～60岁人群进行测量，按3键对60岁以上人群进行测量，按4键对测量人群进行统计显示，按5键进入系统校正模式，对系统精度进行校准。选择1-3或者5后进入测量功能，测量完成后将数据送入ARM进行处理，然后将处理完的数据存入数据存储器，供输出显示。

3.1 测试模块设计

测量部分利用ARM芯片的外部中断2对输入的频率进行计数，利用定时器3的计数中断来确定计数的时间。系统初始化后开启定时器3，当产生第一个定时中断时，LED发红光；当产生第二个定时中断时，开启外部中断2，对红光开始计数；当产生第三个定时中断时，关闭外部中断，将计数值传回ARM控制单元，点亮绿灯；当产生第四个定时中断时，开启外部中断2，对绿光频率进行计数；当产生第五个外部中断时，关闭外部中断2，将计数值传回ARM控制单元，之后由ARM处理输出。软件工作流程如图9所示。

4 系统测试

4.1 系统校准

表 1 血红蛋白溶液浓度和频率比值的关系Tab.1 Relation between Hemoglobin concentration and Frequency ratio

4.2 系统测量稳定分析

因为lg( f2/f1)和溶液浓度成线性关系，所以我们可以通过测量lg( f2/f1)的稳定性来确定系统的稳定性。我们对同一样本进行14次测量，分别记录lg( f2/f1)的数据如表2：从表2可以得出：lg( f2/f1)的平均值为A=0.6380 ，

表2 系统稳定性分析Tab.2 System stability analysis

lg( f2/f1)的方差为0.455×10-6，测量值偏差很小，可见系统的稳定性较好。

5 结束语

本设计采用了S3C44B0X微处理器作为核心控制和数据处理单元，以嵌入式技术和血红蛋白浓度测量原理为基础，利用双波长法实现了血红蛋白浓度的测量，具有较好的稳定性。本设计相较于现行市面上的HGB测量仪，测量周期短，体积较小，便于出诊携带，仪器成本低，操作简单，具有友好的人机交互界面和多人测量数据统计功能，具有较好的应用前景。

[1] Keiji Fujimoto, Principle of measurement in hematology analyzers manufactured by sysmex corporation[J]. Sysmex Journal International, 1999, 9（1）: 43-60.

[2] http://www. samsung.com/Products/Semiconductor/MobileSoC/ApplicationProcessor/ARM 7Series/S3C44B0/S3C44B0. htm,SUMSANG Co., Ltd., 2005

[3] 田泽. 嵌入式系统开发与应用教程[M]. 北京航空航天大学出版社, 2005

[4] 孙肖子, 杨颂华. 数字电子技术基础[M], 电子科技大学出版社，2000

[5] 刘广. 介绍一种人工校准血液分析仪的简单方法[J]. 陕西医学检验, 1996，11（2）: 48.

[6] 周立功. ARM嵌入式系统基础教程[M]. 北京航空航天大学出版社, 2005