CN111671436A - 一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法，属于无创检测技术领域。本发明公开的检测方法通过多波长脉冲激光与血液中血红蛋白分子相互作用（光声效应）产生的超声信号来计算血红蛋白浓度，而不是使用光信号，因此避免了散射光的影响，较现有方法能够大幅减小人体组织干扰，提高灵敏度；使用温度补偿的方法进一步提高了测量精度。本发明公开的实现上述检测方法的装置主要包括：激光光源模组、超声换能器、信号处理电路、显示器、微控制器以及温度传感器。本发明适用于贫血人群筛查。

Description

一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法

技术领域

本发明涉及一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法，属于无创检测技术领域。

背景技术

血红蛋白是人体血液中红细胞的重要组成成分，其含量指标是临床诊断贫血症和其他血液类疾病的重要依据。当血红蛋白浓度水平低于正常值时，可以认为被测者患有贫血，也可能是大量失血、白血病、产后、化疗、钩虫病等所致；当血红蛋白浓度高于正常值时，也反映了人体的某些疾病，如真性红细胞增多症、先天性心脏病、肺病以及脱水等。所以，对人体血液中总血红蛋白浓度的检测是非常重要的。

人体血液中的血红蛋白包括氧合血红蛋白(O₂Hb)、还原血红蛋白(RHb)、碳氧血红蛋白(COHb)和高铁血红蛋白(MetHb)。目前，在无创血液成分检测技术及装置中，应用最为广泛、技术最成熟的是血氧饱和度检测仪，但其只能检测血液中O₂Hb含量占O₂Hb和RHb总量的比例，即只能检测出O₂Hb的相对含量而无法检测出人体总血红蛋白浓度。

目前，临床上检测人体总血红蛋白浓度的方法主要有两种：氰化高铁血红蛋白测定法和即时检验法。上述方法存在以下缺点：需要采集受试者的血液样本，有创伤和痛感，并可能导致交叉污染；检测周期长，耗费医疗器材，需要专业人员操作；无法实现连续、实时监测，在输血、血液透析、孕妇生产等手术过程中显得非常不便。

因此，研究一种能够无创地测量人体总血红蛋白浓度的检测装置和检测方法，对提高人类健康水平和生活质量具有重要的意义。我们注意到目前已经公开了多项用于无创检测血红蛋白浓度的发明专利，其中大部分使用的是近红外光谱方法，如《无创血红蛋白测定仪及其检测方法》(CN103584870A)使用多波长近红外光对人体组织进行照射，采集反射光信号进行处理，通过将运算处理得到的结果与预设的标准值进行对比来计算出血红蛋白含量值。由于光在人体组织中存在复杂的吸收与散射，因此检测到的反射光信号无法真实反应血红蛋白含量的变化，测量结果存在较大误差和偶然性；又如《一种血液中总血红蛋白浓度的检测方法及装置》(CN109106376A)提出使用差分路径因子来校正根据光电容积脉搏描记信号计算得到的总血红蛋白浓度值，以提高准确性。但所述差分路径因子是通过拟合生理参数与差分路径因子之间的对应关系得到的，必然会受到个体差异的干扰，存在一定的预测误差。

上述使用近红外光谱方法测量血红蛋白浓度的根本问题是：

(1)由人体组织吸收导致的光信号的变化非常微弱，且由血红蛋白分子吸收引起的光信号的变化占整体光信号的比例很小，要从光信号种提取血红蛋白浓度数据是非常困难的；

(2)光在人体组织中存在复杂的吸收与散射，受不同个体间的组织特异性干扰大，要想获得较高的测量精度，需要针对不同个体进行校准。

发明内容

为了克服现有的血红蛋白无创检测技术的不足，实现对人体总血红蛋白浓度的无创、实时、连续、准确测量，本发明提供了一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法，通过多波长脉冲激光与血液中血红蛋白分子相互作用产生的超声信号来计算血红蛋白浓度，通过温度补偿的方法进一步提高测量精度。

本发明为解决其技术问题采用如下技术方案：

一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，包括以下步骤：

步骤1，使用k种波长的脉冲激光照射待测生物体的测量部位，得到幅值参数a＝{a₁，a₂，...，a_k}，其中，k≥2为波长的种数，a_i为在第i种波长的脉冲激光照射下产生的光声信号的幅值，i＝1，2，...，k；

步骤2，根据预先确定的血红蛋白浓度和幅值参数的近似函数f(x)＝w^Tx+b，计算温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*＝f(a)，其中，x为近似函数f(x)的自变量，w、b为近似函数f(x)的待定参数，T表示转置；

步骤3，测量环境温度t₁和待测生物体表面温度t₂，得到温度参数t＝{t₁，t₂}；

步骤4，根据预先确定的血红蛋白浓度补偿值和温度参数的近似函数g(x)＝v^Tx+c，计算血红蛋白浓度补偿值ΔHg＝g(t)，进而确定待测生物体血液中的血红蛋白浓度Hg＝Hg_*+ΔHg，其中，x为近似函数g(x)的自变量，v、c为近似函数g(x)中的待定参数，T表示转置。

步骤2中所述近似函数f(x)通过支持向量回归方法得到，包括以下步骤：

步骤A1，使用生化检测方法测量样本的总血红蛋白浓度hg；

步骤A2，使用k种波长的脉冲激光照射待测生物体的测量部位，得到幅值参数a＝{a₁，a₂，...，a_k}，其中，k≥2为波长的种数，a_i为在第i种波长的脉冲激光照射下产生的光声信号的幅值，i＝1，2，...，k；

步骤A3，重复步骤A1、A2，得到多个样本的血红蛋白浓度集Hg＝{hg₁，hg₂，...，hg_N}和对应的幅值参数集A＝{a₁，a₂，...，a_N}，其中，N为样本数量，hg_i为使用生化检测设备测得的第i个样本的血红蛋白浓度，a_i为测得的第i个样本的幅值参数，i＝1，2，...，N；

步骤A4，根据步骤A3给定的训练样本D＝{(a₁，hg₁)，(a₂，hg₂)，...，(a_N，hg_N)}，使用支持向量回归方法求解，得到最优的参数w、b，进而得到近似函数f(x)＝w^Tx+b。

步骤2中所述近似函数g(x)通过偏最小二乘回归方法得到，包括以下步骤：

步骤R1，使用生化检测方法测得样本的总血红蛋白浓度hg；

步骤B2，根据步骤1、2确定样本的温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*，进而计算得到血红蛋白浓度补偿值Δhg＝hg-Hg_*，根据步骤3得到温度参数t＝{t₁，t₂}；

步骤B3，在多种温度环境下重复步骤B2，得到血红蛋白浓度补偿值集ΔHg＝{Δhg₁，Δhg₂，...，Δhg_M}和对应的温度参数集T＝{t₁，t₂，...，t_M}，其中，M为不同温度的数量，Δhg_i为在第i种温度环境下测得的血红蛋白浓度补偿值，t_i为在第i种温度环境下测得的温度参数，i＝1，2，...，M；

步骤B4，根据步骤B3给定的样本集E＝{(t₁，Δhg₁)，(t₂，Δhg₂)，...，(t_M，Δhg_M)}，使用偏最小二乘法求解，计算得到参数v、c，进而得到近似函数g(x)＝v^Tx+c。

步骤1所述测量部位包括人体指尖和耳垂。

一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法的检测装置，包括激光光源模组、超声换能器、信号处理电路、微控制器、温度传感器和显示器，其中：所述激光光源模组、超声换能器和信号处理电路顺序连接，所述激光光源模组和温度传感器分别与微控制器连接，微控制器分别与信号处理电路和显示器连接；

所述激光光源模组，用于产生特定波长和脉冲宽度的激光信号来照射待测生物体的测量部位；

所述超声换能器，用于探测所述激光信号与所述待测生物体相互作用后产生的超声波信号，并将其转化为电信号；

所述信号处理电路，用于对所述电信号进行放大、A/D转换处理；

所述显示器，用于显示血红蛋白浓度数据和人机交互界面；

所述温度传感器，用于测量环境温度和所述待测生物体表面温度；

所述微控制器，用于控制所述激光光源模组产生所述激光信号，根据所述信号处理电路的输出信号和所述温度传感器的输出信号计算血红蛋白浓度，控制存储血红蛋白浓度数据并将其显示在所述显示器上。

所述激光光源模组由不同波长的激光二极管组成，波长范围在500至1500nm，至少包括一个等吸收点805nm和一个参考点1050nm；所述激光信号的脉冲宽度在20至200ns。

所述超声换能器的工作中心频率为50MHz且具有宽频带响应特性。

本发明的有益效果如下：

(1)本发明基于光声效应原理，通过多波长脉冲激光与血液中血红蛋白分子相互作用产生的超声信号来计算血红蛋白浓度，由于检测的是超声信号，而不是透射或反射光信号，因此避免了散射光的影响，较现有近红外光谱方法能够大幅减小人体组织干扰，提高检测灵敏度；

(2)本发明通过测量环境温度和待测生物体表面温度，对测量结果进行修正，减小了环境因素的干扰，进一步提高了测量结果的准确性。

附图说明

图1为本发明提供的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法的流程图。

图2为本发明提供的确定光声信号的幅值与血红蛋白浓度的对应关系的流程图。

图3为本发明提供的确定温度与血红蛋白浓度补偿值的对应关系的流程图。

图4为本发明提供的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置的结构示意图，其中，S1、激光光源模组；S2、待测生物体；S3、超声换能器；S4、信号处理电路；S5、微控制器；S6、温度传感器；S7、显示器。

具体实施方式

在脉冲宽度为几十至几百纳秒的连续性电磁波的照射下，物质吸收电磁波的能量并将其转化为热能，由于振动弛豫和瞬间热膨胀效应产生超声波。人体组织中不同物质对不同波长的电磁波的吸收特性是不同的，所激发出的超声波的强度也是不同的。因此可以使用特定波长和脉冲宽度的激光照射人体组织，得到带有组织中相关成分信息的超声信号，根据信号的强度，来定量分析组织中某些成分的含量。由于成分信息的载体是超声波而不是光信号，而超声波在人体组织中的散射比光信号弱2～3个数量级，因此避免了散射光的影响，较近红外光谱方法能够大幅减小人体组织干扰，提高检测灵敏度。在相同的脉冲激光的照射下，同一样本在不同温度条件下激发出的超声信号的强度存在明显差异。虽然正常人体的温度稳定在36至37摄氏度，但在远端肢体部位的温度只有二十五摄氏度左右且受环境影响较大。因此可以根据温度数据对测量结果进行补偿来进一步提高光声检测的精度。

本发明正是基于上述原理提出的。下面结合附图，对本发明实施例提供的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法作进一步描述。

如图1所示，本发明实施例提供一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，包括以下步骤：

步骤1，获取光声信号的幅值。

在本发明中，使用多种特定波长和脉冲宽度的激光照射待测生物体的测量部位，采集超声波信号，计算超声波信号的幅值。在本实施例中，使用k种波长的脉冲激光照射待测生物体的测量部位，得到幅值参数a＝{a₁,a₂,…,a_k}。其中，k≥2为波长的种数；a_i为在第i种波长的脉冲激光照射下产生的光声信号的幅值，i＝1,2,…,k。

步骤2，根据预先确定的光声信号幅值与血红蛋白浓度的对应关系，初步计算待测生物体血液中的血红蛋白浓度。

在本发明中，血红蛋白浓度是根据其与超声信号的幅值的对应关系近似计算得到的。在本实施例中，这一对应关系表示为血红蛋白浓度和幅值参数的近似函数f(x)＝w^Tx+b。其中，x为近似函数f(x)的自变量，w、b为近似函数f(x)中的待定参数，T表示转置。根据近似函数可以计算出温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*＝f(a)＝w^Ta+b。

步骤3，获取环境温度和待测生物体表面温度。

在本发明中，使用温度数据对步骤2中的测量结果进行补偿。在本实施例中，测量环境温度t₁和待测生物体表面温度t₂，得到温度参数t＝{t₁，t₂}。

步骤4，根据预先确定的温度与血红蛋白浓度补偿值的对应关系，确定待测生物体血液中的总血红蛋白浓度。

在本发明中，血红蛋白浓度补偿值是根据其与环境温度和待测生物体表面温度的对应关系近似计算得到的。在本实施例中，这一对应关系表示为血红蛋白浓度补偿值和温度参数的近似函数g(x)＝v^Tx+c。其中，x为近似函数g(x)的自变量，v、c为近似函数g(x)中的待定参数。根据近似函数可以计算出血红蛋白浓度补偿值ΔHg＝g(t)＝v^Tt+c，进而确定待测生物体血液中的血红蛋白浓度Hg＝Hg_*+ΔHg。其中，Hg表示最终的测量结果。

如图2所示，在具体实施时，所述光声信号幅值与血红蛋白浓度的对应关系(即所述近似函数f(x))通过支持向量回归(SVR)方法得到，包括以下步骤：

步骤A1，使用生化检测方法测量样本的血红蛋白浓度。

在本发明中，以传统有创的生化检测设备测得的血红蛋白浓度作为参考值，使用统计学习方法得到使用无创方法测得的参数与血红蛋白浓度参考值的近似关系，进而实现血红蛋白浓度的无创检测。

步骤A2，获取样本的光声信号幅值。

在本实施例中，使用k种波长的脉冲激光照射样本，得到幅值参数a(与步骤1所述方法一致)。

步骤A3，对多个不同的样本重复步骤A1、A2。

在本实施例中，对不同样本进行测量，得到多个样本的血红蛋白浓度集Hg＝{hg₁，hg₂，...，hg_N}和对应的幅值参数集A＝{a₁，a₂，...，a_N}。其中，N为样本数量；hg_i为使用生化检测设备测得的第i个样本的血红蛋白浓度，i＝1，2，...，N；a_i为测得的第i个样本的幅值参数，i＝1，2，...，N。

步骤A4，将训练样本输入SVR模型，计算参数，确定光声信号的幅值与血红蛋白浓度的近似函数。

在本实施例中，根据步骤A3给定的幅值参数集A和血红蛋白浓度集Hg，使用SVR方法求解，得到最优的参数w、b，进而得到近似函数f(x)＝w^Tx+b。

所述SVR模型的输入特征向量x为光声信号的幅值参数a，对应的输出变量y为使用生化检测设备测得的血红蛋白浓度hg。这一问题可描述为，对给定的训练样本D＝{(x₁，y₁)，(x₂，y₂)，...，(x_N，y_N)}(其中，N为样本数量，

i＝1，2，...，N，R¹为1维向量空间，R^k为k维向量空间，k≥2为波长的种数)，需要得到近似函数f(x)＝w^Tx+b，使得f(x_i)与y_i尽可能一致。其SVR问题可表示为最优化问题：

其中，α_i、

为拉格朗日乘子；α为由α_i，i＝1，...，N组成的向量；α^*为由

i＝1，...，N组成的向量；Q为N维方阵，其第i行j列的元素Q_ij＝κ(x_i，x_j)，κ(·，·)为核函数；∈为∈^-不敏感损失函数的参数；C为正则化常数。

计算得到最优解α、α^*，则对于任意满足0≤α_i≤C的样本(x_i，y_j)，可求得

其中：α_j、

为拉格朗日乘子；

近似函数为

在本实施例中，所述核函数

其中γ、r为常参数，d≥1为多项式的次数。

如图3所示，在具体实施时，温度与血红蛋白浓度补偿值的对应关系(即所述近似函数g(x))通过偏最小二乘回归(PLSR)方法得到，包括以下步骤：

步骤B1，使用生化检测方法测量样本的血红蛋白浓度。

在本实施例中，使用生化检测方法测得样本的血红蛋白浓度hg。

步骤B2，使用本发明提供的装置得到温度补偿前的血红蛋白浓度，计算血红蛋白浓度补偿值并测量环境温度和待测生物体表面温度。

在本发明中，血红蛋白浓度补偿值是根据使用生化检测方法测得的血红蛋白浓度与本发明提供的装置得到温度补偿前的血红蛋白浓度作差得到的。在本实施例中，根据步骤1、2得到样本的温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*，则可以计算得到血红蛋白浓度补偿值Δhg＝hg-Hg_*，根据步骤3得到温度参数t＝{t₁，t₂}；

步骤B3，调整环境温度，重复步骤B2。

在本实施例中，在多种不同温度下重复步骤B2，得到血红蛋白浓度补偿值集ΔHg＝{Δhg₁，Δhg₂，...，Δhg_M}和对应的温度参数集T＝{t₁，t₂，...，t_M}。其中，M为不同温度的数量，Δhg_i为在第i种温度下测得的血红蛋白浓度补偿值，i＝1，2，...，M；t_i为在第i种温度下测得的温度参数，i＝1，2，...，M。

步骤B4，将样本集输入PLSR模型，计算参数，确定温度与血红蛋白浓度补偿值的近似函数。

在本实施例中，根据步骤B3中得到的血红蛋白浓度补偿值集ΔHg和对应的温度参数集T，即可通过PLSR方法计算得到参数v、c，进而得到近似函数g(x)＝v^Tx+c。

如图4所示，本发明实施例还提供了一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置，其包括激光光源模组(S1，所示六个激光二极管仅作示例，不能作为对激光二极管数量的限定)，超声换能器(S3)，信号处理电路(S4)，显示器(S7)，微控制器(S5)和温度传感器(S6)。其中，激光光源模组用于产生特定波长和脉冲宽度的激光信号来照射待测生物体(S2，所示人体手指仅作示例，不能作为对待测生物体测量部位的限定)；所述激光信号与所述待测生物体相互作用(光声效应)后产生的超声波信号经由超声换能器检测后将其转化为电信号；接着，由信号处理电路对所述电信号进行放大、A/D转换等处理得到数字光声信号；使用微控制器控制所述激光光源模组产生所述激光信号，根据所述信号处理电路输出的数字光声信号和所述温度传感器输出的温度数据计算血红蛋白浓度，控制存储血红蛋白浓度数据并将其显示在所述显示器上。

在具体实施时，所述激光光源模组由多个不同波长的激光二极管组成，波长范围在500至1500nm，特别的，至少包括一个等吸收点805nm和一个参考点1050nm；所述激光信号的脉冲宽度在20至200ns。

在具体实施时，所述超声换能器的工作中心频率为50MHz且具有宽频带响应特性。

本发明的整体思路为：基于光声效应原理，使用特定的脉冲激光照射待测生物体，诱导脉冲激光与血液中的血红蛋白分子相互作用产生超声信号；使用宽频带超声换能器检测超声信号并将其转化为电信号；使用信号处理电路对电信号做放大、A/D转换等处理，得到数字光声信号；根据光声效应原理，所述数字光声信号的幅值与待测生物体血液中血红蛋白浓度具有相关关系，因此可以通过预先实验标定和拟合光声信号的幅值与血红蛋白浓度的对应关系；在之后的测量中，只要得到数字光声信号，即可使用微控制器计算光声信号的幅值，进而确定待测生物体血液中的血红蛋白浓度。考虑到光声信号的幅值会受温度影响，因此本发明使用温度传感器检测环境温度和所述待测生物体表面温度，对血红蛋白浓度值进行补偿。

综上所述，本发明实施例提供的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测装置及检测方法通过检测超声信号来计算血红蛋白浓度，由于检测的是脉冲激光与血液中血红蛋白分子相互作用(光声效应)产生的超声信号，而不是光信号，因此避免了散射光的影响，较现有方法能够大幅减小人体组织干扰，提高检测灵敏度。同时，本发明使用温度补偿的方法减小了环境因素的干扰，进一步提高了测量精度。

需要指出的是，本发明不局限于以上描述的具体实施方式，本领域技术人员在不脱离本发明整体思路的前提下对本发明的改动和调整也应在本发明权利要求的保护范围内。

Claims (7)

1.一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤1，使用k种波长的脉冲激光照射待测生物体的测量部位，得到幅值参数a＝{a₁,a₂,…,a_k}，其中，k≥2为波长的种数，a_i为在第i种波长的脉冲激光照射下产生的光声信号的幅值，i＝1,2,…,k；

步骤2，根据预先确定的血红蛋白浓度和幅值参数的近似函数f(x)＝w^Tx+b，计算温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*＝f(a)，其中，x为近似函数f(x)的自变量，w、b为近似函数f(x)的待定参数，T表示转置；

步骤3，测量环境温度t₁和待测生物体表面温度t₂，得到温度参数t＝{t₁,t₂}；

步骤4，根据预先确定的血红蛋白浓度补偿值和温度参数的近似函数g(x)＝v^Tx+c，计算血红蛋白浓度补偿值ΔHg＝g(t)，进而确定待测生物体血液中的血红蛋白浓度Hg＝Hg_*+ΔHg，其中，x为近似函数g(x)的自变量，v、c为近似函数g(x)中的待定参数，T表示转置。

2.根据权利要求1所述的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，其特征在于，步骤2中所述近似函数f(x)通过支持向量回归方法得到，包括以下步骤：

步骤A1，使用生化检测方法测量样本的总血红蛋白浓度hg；

步骤A2，使用k种波长的脉冲激光照射待测生物体的测量部位，得到幅值参数a＝{a₁,a₂,…,a_k}，其中，k≥2为波长的种数，a_i为在第i种波长的脉冲激光照射下产生的光声信号的幅值，i＝1,2,…,k；

步骤A3，重复步骤A1、A2，得到多个样本的血红蛋白浓度集Hg＝{hg₁,hg₂,…,hg_N}和对应的幅值参数集A＝{a₁,a₂,…,a_N}，其中，N为样本数量，hg_i为使用生化检测设备测得的第i个样本的血红蛋白浓度，a_i为测得的第i个样本的幅值参数，i＝1,2,…,N；

步骤A4，根据步骤A3给定的训练样本D＝{(a₁,hg₁),(a₂,hg₂),…,(a_N,hg_N)},使用支持向量回归方法求解,得到最优的参数w、b，进而得到近似函数f(x)＝w^Tx+b。

3.根据权利要求1所述的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，其特征在于，步骤4中所述近似函数g(x)通过偏最小二乘回归方法得到，包括以下步骤：

步骤B1，使用生化检测方法测得样本的总血红蛋白浓度hg；

步骤B2，根据步骤1、2确定样本的温度补偿前的血红蛋白浓度测量值Hg_*，进而计算得到血红蛋白浓度补偿值Δhg＝hg-Hg_*，根据步骤3得到温度参数t＝{t₁,t₂}；

步骤B3，在多种温度环境下重复步骤B2，得到血红蛋白浓度补偿值集ΔHg＝{Δhg₁,Δhg₂,…,Δhg_M}和对应的温度参数集T＝{t₁,t₂,…,t_M}，其中，M为不同温度的数量，Δhg_i为在第i种温度环境下测得的血红蛋白浓度补偿值，t_i为在第i种温度环境下测得的温度参数，i＝1,2,…,M；

步骤B4，根据步骤B3给定的样本集E＝{(t₁,Δhg₁),(t₂,Δhg₂),…,(t_M,Δhg_M)}，使用偏最小二乘法求解，计算得到参数v、c，进而得到近似函数g(x)＝v^Tx+c。

4.根据权利要求1至3任一所述的温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法，其特征在于，步骤1所述测量部位包括人体指尖和耳垂。

5.一种实现权利要求1至4任一所述的温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法的检测装置，其特征在于，包括激光光源模组、超声换能器、信号处理电路、微控制器、温度传感器和显示器，其中：所述激光光源模组、超声换能器和信号处理电路顺序连接，所述激光光源模组和温度传感器分别与微控制器连接，微控制器分别与信号处理电路和显示器连接；

所述激光光源模组，用于产生特定波长和脉冲宽度的激光信号来照射待测生物体的测量部位；

所述超声换能器，用于探测所述激光信号与所述待测生物体相互作用后产生的超声波信号，并将其转化为电信号；

所述信号处理电路，用于对所述电信号进行放大、A/D转换处理；

所述显示器，用于显示血红蛋白浓度数据和人机交互界面；

所述温度传感器，用于测量环境温度和所述待测生物体表面温度；

所述微控制器，用于控制所述激光光源模组产生所述激光信号，根据所述信号处理电路的输出信号和所述温度传感器的输出信号计算血红蛋白浓度，控制存储血红蛋白浓度数据并将其显示在所述显示器上。

6.根据权利要求5所述的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法的检测装置，其特征在于，所述激光光源模组由不同波长的激光二极管组成，波长范围在500至1500nm，至少包括一个等吸收点805nm和一个参考点1050nm；所述激光信号的脉冲宽度在20至200ns。

7.根据权利要求5所述的一种温度补偿的光声无创血红蛋白检测方法的检测装置，其特征在于，所述超声换能器的工作中心频率为50MHz。

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