CN1122681A - 反射分光式体腔粘膜血定量仪 - Google Patents

Abstract

一种反射分光式体腔粘膜血定量仪，可与内窥镜配合使用，属于计算机应用技术领域；由它的单色器陆续发出的各种单色光，经光纤的照明支导入体腔而被其粘膜散射与反射后，经探头被光纤的接受支引导至光传感器，探头本身也是压力传感器，这两种传感器的输出被放大并被AD转换后由微机系统处理，不但可得血液生化指标，而且可得多个血液流变学数据，操作时对粘膜的“无压力接触”的苛求被取消，且测定速度更快，操作更简便。

Description

反射分光式体腔粘膜血定量仪

本发明涉及一种体腔粘膜血流定量测定奘置，属于计算机医学应用领域；它包括光纤探头，计算机微处理器及与之配合的外围电路，光-电信号变换环节，单色器，AD转换。

现有的反射分光式体腔粘膜血定量仪，如内窥镜反射分光光度计(EndoscopicReflectance Spectrophotometer，以下简称ERS)，如日本SumitomoElectric Industries Ltd公司生产的)，与胃或肠内窥镜配合使用，它包括同轴光纤，微处理器系统及与之配合的外围电路，光-电信号变换环节，单色器系统，模拟信号变换环节(含AD转换)；它所实现的反射分光式体腔粘膜血流测量方法，包括使用单色器系统依次产生各种单色光并使单色光由光纤照明支而入体腔粘膜(可经内窥镜活捡孔)的步骤1，向体腔粘膜推进光纤使之轻轻接触(但不能压迫)粘膜，并使光传感器可经光纤接受完全来自粘膜的散射反射光并将其转换为光电模拟信号的步骤2；将光电模拟信号进行放大后进行AD转换的步骤3；再由微机系统通过这些光谱数据(利用经大量实验证明了的公式，例如后面引用的公式(4)与(5)处理这些数据，见文献Gastroenterology1979；76；814-819与Am J Physiol1987；252：G797-G804)，以计算粘膜微血管层内血流化学成分(即血红蛋白含量及血氧饱和度指标IHB与ISO2)的步骤4；这里，单色器可以是由电机带动的有照明光通路的棱镜或光栅机构；该方法是可无创伤地测胃肠粘膜任何部位血流的好方法。但仍有防碍它的推广应用的严重缺点：

1、操作时，要求探头很轻微地接触粘膜以实现“无压力接触”，这是难以做到的。

2、由于要求“无压力接触”，常要求受试者被麻醉或应用阿托品等药物，以减轻胃蠕动，降低操作难度。这样显然影响了对血供的检测结果的准确性。

3、光谱扫描时间长达数秒，胃蠕动使长时间保待“无压力接触”更加困难。

4、仅能测血红蛋白、血氧饱和度等指标，而不能测粘膜血流变力学状况数据。

本发明的目的为：1.提高ERS法测定的生化参数的测定速度；2.取消对粘膜“无压力接触”的要求；3.简化光谱数据的采集装置；4.利用微机，获取血流量资料同时，采集血液粘度及血流畅通程度等物理及力学参数。

本发明的目的是这样实现的：它包括使用单色器系统周期性地依次快速产生各种单色光，而且使单色光可经过光纤照明支及其控头而入体腔粘膜的步骤1；向需要部位的体腔粘膜推进光纤使其测量端的探头正对着接触并加力压迫粘膜的过程(在不使粘膜受伤的条件下——即不超过压力阈值Pmax)，该过程是使得一方面光传感器可经光纤接受支接受完全来自粘膜的散射反射光并将其转换为光电模拟信号；另一方面使探头上的压力传感器可将此压迫过程中的压力值变为压力电模拟信号的步骤2；将光与压力这两种电模拟信号放大后进行AD转换的步骤3；由微机系统通过步骤3所得的最初的一个(或几个完整)采样周期中的光谱数据(的平均值)计算出血红蛋白含量IHB及血氧饱和度ISO2的步骤4；由微机系统通过在步骤2的过程中所得的这些压力及光谱数据的时变特征计算出反映血液流变学的数据的步骤5。(以下结合系统联接说明其具体实现)

因而，它也可与体腔内窥镜16配合使用(有时也可不用，例如对口腔)，可先通过内窥镜看准所要测的部位(见图1，不仅是胃或肠道内窥镜)；它包括顶端有探头15的光纤6，计算机或微处理器系统及与之配合的外围电路1，光传感器7，单色器系统17，模拟信号变换环节(含AD转换)4；单色器系统17周期性地按预定次序产生各种波长的单色光(必要时，还有周期标识信号输出)，其射出口对准光纤的照明支的接受端，光纤的照明支144的射出端与接受支13的射入端同在另一端(探头)15，单色光可经此入体腔粘膜10照射其微血管网26(图2，这样即可实现步骤1)，它所生的散射反射光可经探头15而射入光纤6(光纤一般为同轴Y型，其中一支(例如外层)为照明支，而其内层则为接受支)，并被光纤6的接受支引导至光传感器7，使之变为反映当时的单色光强度(模拟量)的信号，并传出至模拟信号变换环节4的信号输入端，该环节包含若干个模拟信号处理通道；每个这种通道包括以下部分依如下次序的串级(即前一级的输出与后一级的输入相)联接：(1)相应的(模拟)信号捡出电路，如图3中的电桥8，9(2)放大单元，如图3中的A8，A9(3)AD转换通道(例如图3中的ADC0809及附带的一些门电路)；因而，探头15上的压力传感器产生的电信号也传出至4(这样即可实现步骤2)，在这里，它们分别通过光电与压力传感器的电信号的捡出电路(例如电桥)被捡出，再分别被放大，再进行AD转换，所得数据通过微机系统的数据总线而入内存，得到(必要时，进入内存的这些数据可经简单软件程序修正处理，以计算而得)对应光谱各波段的瞬时的散射反射光强度及当时的压力；由于单色系统17周期性地按预定次序产生波长为λ1，λ2，λ3，.....λK的单色光，一般来说，本发明所用单色的种类K不大于10(除已有的单色器外，还可利用电机带动的在不同扇区装的有不同工作波长的窄带滤光片的孔的转盘，如图8或15所示)，有多种方法得周期的起始点(见后)，例如可利用光盘上的通孔(图3的Ho孔)产生周期标识信号，它是能量大得多的复合色光，它使光传感器的输出比各种单色光引起的大得多，因此，可以仅仅通过判断采样结果而确定每个周期的起始点(检测到超过一个阈值时就立即执行对压力信号通道的采样，使程序按如此预定的顺序对光-电信号放大单元A8及压力信号放大单元A9的输出进行周期性的采样，(例如)在内存得到按如此时间顺序排列的数字数据序列：P(t1)，I(λ1)，I(λ2).....I(λk)；P(t2)，I(λ1)，I(λ2)....I(λk)；P(t3)I(λ1)，I(λ2).....I(λk)；P(t4)..............--------------(1)这里，P(ti)反映采样时刻ti的压力，I(λj)反映在时间区间(ti，ti＋1)间的波长λj的光的散射反射光强度，这里i，j＝1，2，3.....；甚致也可以每采一次压力P，紧接就采一次频道信息I(λi)，也即每一周期采若干次P，例如P(t1)，I(λ1)，P(t2)，I(λ2)…P(tk)，I(λk)，P(t_k＋1)，I(λ1)，P(t_k＋2)，I(λ2)....P(t_2k)，I(λk)，P(t_2k＋1)I(λ1)，P(t_2k＋2)，I(λ2)......I(λ_k－1)，P(t_ak)，I(λk)........---------(2)这都分别可以被相应的(可配合软件程序)顺序控制电路实现(这样即可实现步骤3)。

从而在测量时，随着光纤的逐渐推进，虽然其端头(软而富弹性)对粘膜的压力在不断变化，由于单色器(工作波长一般仅几个，如k＝3或4)的周期可高达每秒数十到数百周以上，因而相对于采样，推进很慢(每秒可慢至1～2mm甚至更少)，并且在每周内，压力值不变，因而用(1)式数据很方便；对精度要求很高时，(1)或(2式数据，都可以用“插值法”(例如，若用线性插值，即假定在一周这样短的时间内因压力变化导至的I(λi)值的变化每时每刻成线性)，修正I(λi)值，使之成为在对此周期的压力进行采样瞬间时的值，可认为，在采得每一P值时的同一时刻，(将P视为常数)，也同时得到其它的各I(λ1)，I(λ2)......I(λk)值，由于我们要测量的生化指标仅两个(与背景技术一样)，即IHB与ISO2，一般，K不大于(K＝3或4即足够)于10。

大量实验证明(见文献Gastroenterology 1979；76：814-819)，对应各λi的散射反射光强I(λi)值主要来自粘膜及其微血管层内，尤其是其差值｜Er(λi＋1)－Er(λi)｜，i＝1，2，3…k；r＝1，2，3…；主要取决于其内血流的化学成分，即IHB及ISO2，，这里，定义组织的光谱吸收函数为：Er(λ)＝loglr(λ)/I(λ)......(3)这里Ir(λ)是某种对光的吸收函数近乎于常数(该常数被存在ROM存储器中)的参照物质(如MgO)对波长为λi的近单色光的散射反射光强。根据函数Er(λ)就有许多算法来确定IHB及ISO2；例如若定义

     ΔEr＝｜Er(λ1)－Er(λ2)｜＝ΔEr(λ1，λ2)....(5)(这里λ1，λ2最好取在含氧血红蛋白和还原血红蛋白的吸收函数的变化趋势大致相同的区间)，取λ1＝569nm，λ2＝650nm，则IHB值为：

      C_IHB＝f(ΔEr)…(4′)这里，f()是单调增长函数，其具体值为以列表形式存储在ROM中的由实验确定的数据，它可被近似地被表示为：C_IHB＝KΔEr-b.................(4)这里，b--修正量，K--比例常数(它们皆为实验测定的存于ROM的常数)。至于ISO2(见文献Am J Physiol1987；252：G797-G804)，则有： $C_{\mathrm{ISO}2}=0.673\×[\frac{\mathrm{\ΔEr}\left(\mathrm{577,586}\right)}{\mathrm{\ΔEr}\left(\mathrm{569,586}\right)}-9/17]\×100\%\·\·\·\·\left(6\right)$ 这样，微机系统通过最初的一个(或几个完整)采样周期中的光谱数据(的平均值)计算出血红蛋白含量IHB及血氧饱和度ISO2，以实现步骤4。

总之，本发明不仅可以测定在压力P很小(近于零)的若干瞬间的参考光谱成分，从而得IHB及ISO2值，而且随着P的逐渐增大，血管内血液容量渐少，因而还可以测得相应的ΔErr/ΔP，这里ΔErr＝ΔEr＋1－ΔEr，ΔP＝P(tr＋1)－P(tr)这种数据可反映在同样的压力变化ΔP之下，ΔEr变化的大小，而这反映了粘膜微血管弹力及血流粘滞程度，这样，本法不仅必顾虑光纤探头在接触体腔粘膜时有压力，而且可以较随便地，或以多种预定的变换速度的方式垂直向体腔壁面慢慢推进数毫米，以连续地得到由零到Pmax(由本装置限定的最大压力)间的压力变化过程，也可附加各种光纤的推进机构(见后面叙述)，实现手动难以办到的各种预定推进方式，各方式都有压力随时间变化的完整数据被微机系统所取得，以便根据在已知压力条件下的血液动态过程来分析或计算血液的各种力学特征(见以下结合推进机构的进一步说明，这样即可实现步骤5)。

为达到本发明的目的，还可以使单色器系统17包含光源系统(有可能除灯泡12外与聚光镜系统外，若光盘还有同步孔，则还可能有反射镜)和一驱动光盘5的电动机单元11，它可以是任意一种旋转电机及相应的驱动电路，在它的几个不同的扇区上有小孔，若干小孔上有不同工作波长的窄带滤光片，光源系统向着光盘射出的光束射向小孔的转动轨道和光盘的另一侧的光纤14的接受端或光传感器；这样，被电机带动的光盘时，光源可依次通过光盘上有滤光片的孔27而变为各单色光而射入光纤照明支14而入体腔；而来自粘膜的散射反射光可经探头15而射入光纤6，并被光纤6的接受支引导至光传感器7，使之变为反映回射的单色光强度的电信号，它被输送至模拟信号变换环节4的信号输入端；也可以使其中的一个或若干个孔为同步孔(即不带滤光片)；光源穿过同步孔的光线，被光传感器ho或m转换为单色器系统的工作状态信号，被顺序控制单元转换为可输送给微机系统的查询或中断启动信号，使微机系统可按照单色器系统的工作状态实时地控制模拟信号变换环节，(而对步进电机驱动，微机系统可按照它所发出的使旋转光盘的步进电机被驱动的工作脉冲(每m个使其转一周)的计数与/或以m为模的同余数(它反映单色器系统的工作状态)也可以实时地控制模拟信号变换环节)，使该环节按程序预定的秩序对光-电信号放大单元A8及压力信号放大单元A9的输出进行周期性的采样，经放大器及A/D转换后输入微机系统，这样也可以得到按以上时间或其它顺序排列的数字数据序列；以上序列的起始点P(t1)可以由CPU(即中央处理器)利用纯软件的办法找到的最后一个(在加压时，P()是非减或递增序列)对应零压力的P(ti)而获得(当然还有许多其它办法，见实施例)；这样，单色器结构简单，成本低，而且可作成滤光片可更换式，以适应不同的工作波长λi的选择和以后可能使用的其它计算IHB及ISO2的公式或计算其它物质含量。

为达到本发明的目的，还可以使微机系统包含顺序控制单元18；该单元包括一两种电平信号转换通道，一种为模拟放大器通道，将模拟电信号转换为逻辑电平信号，如图3中的放大器A21，A22及由A15及电阻分压输入电路(只区分输入的′有′与′无′两态，因而只须放大器的电源电压为壹电平，且倍数调节适当，使对应的输出态为″零″态与电压的″饱和(放大)态″即可；该通道的输入端与反映本仪器的单色器或光纤探头的工作状态的电信号输出端相联接；而其输出端与微机系统的查询或中断启动信号输入端相联接；这样，可使使微机系统可按照单色器系统的工作状态实时控制模拟信号变换环节，使它按程序预定的秩序对光传感器与压力传感器的输出周期性地采样，经放大器及A/D后入微机系统。

另一种为功率放大器通道，其输入端则与微机系统的控制信号输出端相联接；而其输出端则联接光纤推进机构的输入端；例如当光纤的推进机构是带有齿条对42与43的套筒19(图7)时，其输入端是电磁铁48的绕组的输入端，其中齿条42与光纤6固结，并被弹性件44通过定位齿43压紧啮合，使42与43间有足够的摩擦力，43的铁质底板41正是电磁铁48的磁通路；平常电磁铁不吸合时，光纤6因固结于其上的轴向齿条42与定位齿43脱离而能由导向口41顺轴向(沿19的壁)滑动渐进(即″渐进式″)；而吸合时43受弹簧44的横向(指向42)弹力而与42啮合而不再能滑动，这时手6的推力只能使光纤的推进采取若干″双阶段″ΔTi方式，i＝1，2，3，....，第一阶段是一段″不动期″Ti1(如果手停止施压)，然后是一段″微动期″Ti2(手由光纤6推42)，由于定位齿的下齿面及轴向齿条的上齿面间摩擦力很小(因而手推时容易滑动，滑动时43被推离光纤轴而使弹簧44受压力蓄能)，且与光纤轴的垂直平面成一小角，使得在该期内只能前进很小距离h；第二阶段则只有″跳跃期″Ti3，ΔTi＝Ti1＋Ti2＋Ti3，由于43受弹簧44的横向(指向42)弹力而自动弹向齿条42(弹簧44释能)并与之紧密啮合，因而速度很高，Ti3很短，但在该期内前进的距离H则比h大的多；齿距＝H＋h，齿距不应太大，也不应比粘膜厚度小的多(有时可取1.5到4毫米)，这样，可以造成多种压力变化的方式，例如，在ΔTi－1时，随着每推进一个距离h，便随着一次“卡塔”声而前进H(″跳跃″)；这样，这种机构使光纤的推进可在″渐进式″与″跳跃式″间切换(改变电磁铁48的通电状态即可)，″跳跃式″使压力接近阶跃式地增加(见图15的曲线Cp)，由于H比h大的多，每次推进造成的压力增量ΔPi主要发生在ΔTi的第二阶段Ti3，血液由于此时间极短及血液粘性而来不及被压走很多，而在紧接着的ΔTi＋1的第一阶段的″不动期″Ti＋1，1内由于探头静止不动，因而压力增量基本维持，它使血液逐渐被部分压走，其过程可由ΔEr随时间t变化的数据(或图15的曲线Ce)来反映，而ΔEr及dΔEr/dt的值可以由定义式(3)(5)根据内存中光强I(λi)值由微处理器系统计算出来，而且速度dΔEr/dt的起始值反映了血流的通畅或淤滞情况，该速度一般是逐渐变小，渐趋于零，设该速度由最大值变为它的10％所需的时间T′i，它反映了血液的粘度(T′i越大，粘度越大，当然操作时应使时间Ti＋1，1大于T′i，i＝1，2，3...)，因而就可以测定出粘膜血流的更多参数。

在渐进方式时，还可以测得相应的    ΔErr/ΔP……….(7)

这里                 ΔErr＝ΔEr＋1－ΔEr.....(8)ΔP＝P(tr＋1)－P(tr)......(9)这种数据可反映在同样的压力变化ΔP之下，ΔEr变化的大小，而这反映了粘膜微血管弹力及血流粘滞程度，这样本发明不仅不必顾虑光纤探头在接触体腔粘膜时的“压力”，而且可以较随便地垂直向体腔壁面慢慢推进数毫米，以连续地得到由零到Pmax(由本装置限定的最大压力)间的压力。当光纤推进机构是图10中的由步进电机47带动的螺杆(或丝杠)46时，其输入端是其步进电机的绕组的输入端(放大器输出脉冲驱动功率，其频率与相序由程序预定，放大器个数由步进电机的相数或绕组数决定，螺杆与固联光纤的轴向齿条的啮合将电机的转动变为光纤的轴向直进)；这样，计算机可利用程序(变换输出的功率驱动脉冲频率)近似地实现图7机构所实现的各种推进方式或各种其它预定方式(例如脉冲式)，因而可以同样得到以上所说的关于反映血液流变学情况的量。

为达到本发明的目的，还可以使光纤测量端的探头的压力传感器(图4)有弹性外壳，并具有不透明的侧壁和顺光纤轴向的光通道，其顶端有小窗24作为光入口；并且，或其侧壁上有应变电阻23，反射光可经24，再经与光纤6同轴的光通道D而入光纤而传导至光-电信号变换环节7，当探头15向粘膜逐渐推进时，随着压向粘膜的力P的增加，弹性的侧壁的变形将增加，从而使其上的应变电阻23的阻值R发生变化，其变化量近似为ΔR＝aP，P，因而测量电桥9有输出：ΔV＝μΔR＝aμP这里，a，μ都是比例常数；从而9是相应于压力输入的信号捡出电路，经它可得反映压力P的数据以存入内存。

还可使探头内充气密封(图9)且连通一个顺光纤轴的细长气通道30，该通道直通至在镜筒之外的光纤身上的出口31，该出口由附有应变电阻丝23的薄膜32密封，因而，当探头压体腔时本身的变形所引起的内压的升高，可通过气道30而传至出口31，从而使薄膜32变形，从而使其上的应变电阻23与电桥9的输出同样发生与压力成正比的变化，它无须由光纤探头来的细长导线，并且制作更简单，可制作得更小。

为达到本发明的目的，还可以使其探头15有略微外凸的端面24，其边缘上有一组电气上彼此相连通的(或一圈)金属膜片A(图4)，端面的中心另外有一或二片膜片21，探头的外壳涂有不导电的憎水表面层，以确保这些膜片电气上彼此绝缘，这些膜片与顺序控制单元输入端相联接。例如，可使膜片在平时(即不与体腔粘膜接触时)各有分压电路使其上的电位与体腔或体表的电位保持不同(例如为高电平)，这些膜片通过导线将其电位与体电位的差值输出给顺序控制单元，被该单元放大或转换为可输送给微机系统的查询或中断启动信号，使微机系统可按照探头与体腔粘膜接触时的垂直程度控制系统是否进行采样；因而，A组在探头不与粘膜接触时，或虽然接触但是压力很小(即所采得的压力P不超过预先给定的阈值Pth时)并与粘膜足够垂直时(这时从侧面而入探头的杂乱光线相对较少，正是采样的好时机)，被上拉为高电平并通过电阻接图5中同相放大器PA的输入端，使PA的输出去驱动CPU的查询或中断输入，从执行一个拒绝或或清除所采集的数据并产生报警信号的子程序；使操作员可以知道探头不够垂直而重新调整；从而即使操作员不熟练，时时过于倾斜，也可在偶而较垂直时即能取得的正确结果(探头的倾斜检测结构)

为达到本发明的目的，还可以使其光传感器是光藕合器件(CCD)配置以相应脉冲驱动电路，或是光敏二极管，光敏电阻或光电压器件，配置以相应的电压(电阻)电路。

这样，本发明除可以更可靠的基础上测定原ERS法所检测的参数外(老ERS法无法确知接触时对粘膜的压力，压力条件不明确，降低了数据的可信度与价值)，尚可测得原来所不能获得的许多血液流变学的资料。而且测定速度更快、操作更简便、因而临床和科研应用前景更广阔。

图1：本发明原理框图                  图2：测量现场示意图图3：实施1系统结构及电路原理图       图4：探头及其防斜等机构示意图图5：实施例2(与例1有别部分)结构图    图6：实施例1的主程序框图。图7：手动推进机构原理示意图          图8：光盘示意图图9：充气密封式探头原理示意图        图10：步进电机推进机构原理示意图图11：实施例2的JO子程序框图          图12：实施3的JO子程序框图图13：实施例3的中断服务子程序框图    图14：防斜机构工作原理示意图图15：阶跃式推进时压力与光谱量动态关系示意图1.微机系统主体2.显示单元3.打印单元4.模拟信号变换环节5.光盘6.光纤7.光传感器8.电桥9.电桥10.体腔粘膜11.电动机12.光源13.光纤的接受支14.光纤照明支15.探头16.内窥镜17.单色器系统18.顺序控制单元19.推进机构套筒20.或非门21.金属膜片23.应变电阻丝24.探头(顶)端面(透明小窗)26.微血管网27.带滤光片孔28.同步孔30.长气道31.气道出口32.出口封膜40.铁质板41.导向口42.轴向齿条43.定位齿44.弹簧(片)46.螺杆或丝杠47.步进电机48.电磁铁

实施例1：本例的原理图如图1，其探头上的压力传感器的弹性外壳上贴有应变片，其顶端有透明小窗24，由粘膜而来的反射光经探头光通道而入光纤而传导至图3中的光传感器7，当探头15向粘膜10逐渐推进时，随着压向粘膜的力P的增加，弹性的侧壁的变形将增加，从而使贴在其上的应变电阻丝23的阻值R发生变化，其变化量近似ΔR＝aP，因而测量电桥9的输出：ΔV＝μΔR＝aμP，这里，a，μ都是比例常数；经放大及AD转换而得反映压力P的数据存入微处理器系统的内存。

本例的系统结构及其中的电路的示意图如图3所示，其中框1内是已经很典型的8031单片机系统，除8031芯片外，还包括RAM，EPROM/ROM，一些(包括锁存器74LS373)门电路和键盘与显示的接口电路，由于它们在单片机家族的有关应用技术资料或教科书中已非常普通，这里不再重复引述与详细画出其中细节，而只画出与本例的特别安排与设计有关的连接线的来龙去脉；框1边界的结点如果不是直接来自8031的相应引脚，就在该框内用虚线简要地画出中间环节；框2为显示单元，框3为PP40四色绘图式打印机；单色器中的电机4带动光盘13(由图8光盘上的同步孔Hi的中心向光盘中心的联线之间有小窗Wi，Wi上装有可透过波长为λi的滤光片，i＝1，2，3，4)；而图3中的ho和m则分别代表Ho和Hi所能正对的光敏元件，其输出分别被同相放大器A21，A22放大后给8031。)从而可使光源灯泡12通过聚光系统及光盘5的光孔Wi后成为有不同工作波长λi的近单色光及″白光″(频带较宽)，它们周而复始地依次射向并射入体腔粘膜10，接触于粘膜上的探头15接收到的反射光可进入Y型光纤6并被光纤的接收支引导至光传感器(内有光敏二极管)7，使之变为与当时的单色光强度成单调增长关系的模拟电信号传出，受压时，探头15上的压力传感器——应变电阻23也发生变化；它们分别经其电参数的捡出电路——这里是电桥8和9(它们皆使用不接地直流稳压电源Vg′Vg，Vp′Vp供电，并具有适当的阻抗Zg与Zp，使EE′两点间电位差在探头未受压力时为零，使FF′两点间电位差在无单色光照射光传感器7时为零)输出供给(线性)放大环节A8与A9(例如可含运算放大器)进行放大后再进行AD转换；该系统的顺序控制电路在每一个采样工作周期内，对反映单色器的所有工作波长λ1，λ2…λ4的光强的(通过光传感器7及放大后输出的)电信号及压力信号变换环节的输出Pt依次各进行一次采样(经放大器及A/D转换及接口电路)；AD转换采用芯片ADC0809，ALE端与START端相连；用P27启动AD转换和读取转换结果，同时P2.7与WR或非之后，可将P0.0，P0.1，P0.2提供的三位地址(相应于取值FFF0H至FFF1H的DPTR的最低三位)锁存并译码，从而在每一个采样周期内依次接通IN0与IN1通道。因EOC信号在START输入启动后可能多至10微秒才变为零电平，因而在读取AD结果前应有相应的软件延时；每当光盘上的光孔Ho(可以是通孔)对准光电传感器ho，它引起的光电脉冲经A21放大整型与反相后供给P1.0，程序在查询到P1.0为低电平时总是进入对IN0通道(接受压力信号)的电压进行AD转换的过程并得到P(tj)，再存入内存区域D0，这样，P1.0便作为每一采样周期的起动输入端；而每当光盘上的光孔Hi它所引起的光电脉冲经A22放大整型反相后供给P1.1，程序在查询到P1.1为低电平时总是进入对IN1通道的信号电压进行AD转换的过程，这些电压是在各个采样周期内依次接受各具有波长λi的光(通过传感器7并被放大后)引起的，最后得到I(λi)(必要时CPU从EPROM中调用数据修正子程序将其修正)，再将其存入内存区域Di中，这样，由于有Ho的定标(启动整个采样周期)，就使每一个采样周期所得数据排列是P(tj)，I(λ1)……I(λ4)；j＝1，2，3，4....被分别依次存放在RAM区的有不同地址但大小相同的5个内存区域D0，D1…D4中；如此周而复始，得压力与光强的序列(1)。

探头顶端中心有金属小片21，它与探头外壳(的憎水表面层)电绝缘隔离开而不与体(腔)相通，平时被上拉为高电平的21通过电阻接A15的输入使A15输出高电平；线路接地点应与体腔相通(例如通过内窥镜管外壁)，图6中框J0对应的子程序必须先查询到P1.2接收到的电位负跳后，才开始以上所说的采样等功能；也即它必需等待探头与粘膜相接触以使金属小片21可被粘膜″短接″而使21的电位突然降低以使一个电位负跳经放大器A15放大整型后供给P1.2，才开始采样；A15的输出同时也是或非门20的输入之一，这样可保证探头在未与粘膜相遇时，无论P1.4的电平如何，门20只输出低电平，从而为套筒19里的电磁铁48供电的放大器A19的输出为低功率，48不吸合，探头只能以渐进方式前进。

硬件的键盘扫描电路可用74LS164与8031芯片的口线P3.0和P3.1相联接并与如图11所示的程序框图配合而实现，通过程序中的JMP@A＋DTPR指令散转，实现各个键的不同的功能(这种程序(或方法)与相应的线路已经很典型，在有关应用技术资料或教科书中已非常普通，这里不再赘述)，这里：键0(对应框J0)为″采样-AD转换-存储--计算有关血流变参数-存储″功能键1(对应框J1)为″计算及显示IHB，ISO2″功能(计祘也可由Jo完成)键2(对应框J2)为″打印数据″功能键3(对应框J3)为″打印压力--光强曲线″功能，键4(对应框J4)为″计算有关血流变参数并显示″功能键5(对应框J5)为″跃进/渐进″转换功能键6(对应框J6)为″清零″功能键7(对应框J7)为″串行输出″功能

键0对应的功能子程序的采样-AD转换-存储部分的程序方法已再以上表述。采样段执行完后，首先检测口线P1.4，如果它为低电平(突跳式)，则跳到JMOD程序段—它先计算(并存储)Er(λi)，i＝1，2，3，4；r＝1，2，3，4，5........；

    以及ΔEr(λi)＝Er(λi＋1)－Er(λi)，

    这里，Er(λi)＝logIr(λi)＋Co，Co是常数；

以及计算(并存储)压力的跳变增量ΔPi；然后计算出(并存储)dΔEr/dt(反映血流的通畅或淤滞程度)，它的起始值，和它变为其起始值的10％所需的时间T′i(反映粘度)及其它种种可利用在已知压力条件(由P(ti)序列表示)下的血液动态过程(由ΔEr(λi)或Er(λi)序列表示)来分析或计算的血液的各种力学特征量；否则(P1.4为高电平)，执行PMOD程序段以计算(并存储)在前面描述渐进方式时所提到的(例如(7)(8)(9)所表示的及派生的)若干量；所有存储数据供打印或显示；其功能子程序为：SUB KO：MOV RO，#OOH；采样-AD转换-存储功能程序段(采样段)

   ...........

   ............

   ............

   JNB P1.4，JMOD；检测P1.4，为低电平则跳到JMOD(突跳式)程序段PM0D： ............. ；否则执行PMOD程序段(即计算渐进方式采集的量)

   .............

       .

   ............

   LJMP KEY_PRE；返回主程序中的键扫描子程序调用处JMOD： .............

   .............

       .

   .............

   LJMP KEY_PRF；返回主程序中的键扫描子程序调用处(这里及后面，设标号KEY-PRE为主程序中的键扫描子程序调用处)

键1对应的功能子程序首先由(3)式根据采样转换后的前两个周期所采得的内存数据(1)计算Er(λ)，再由(5)计算｜ΔEr｜(所有这些Er(λ)和｜ΔEr｜都完全取决于这些｜(λi)值)，这里取λ1，λ2，λ3，λ4分别取值为569(nm)，650(nm)，577(nm)，586(nm)，最后利用以｜ΔEr｜为因变数的公式(4)与(6)，实现这几种计算的程序先计算出两对(四个值)IHB，ISO2，然后计算出IHB，ISO2的平均值，最后输出平均值给数码管显示。而所有式(1)型的数据仍然保留在内存之中，以供需要时被打印出来，仅在按清零键后才被清除。

键2，键3，键4，键6，键7对应的功能子程序(或方法)与相应的线路已经很典型，在8031单片机家族的有关应用技术资料或教科书中已非常普通，这里不再赘述。

键5(对应框J5)通过功能子程序控制口线P1.4，按此键可使P1.4的电平改变，P1.4与(同相)放大器A15的输出通过或非门20共同控制着套筒19(探头与测量光纤的步进机构，如图9所示)的电磁铁48的供电放大器A19，探头在与粘膜相遇后，如果P1.4为低电平(48吸合)，探头1只能是突跳式前进，而P1.4为高电平时，放大器A19的输出为低功率48不吸合，探头15只能以渐进方式前进；其功能子程序为：

SK5：JB   P1.4，S0；P1.4＝1时，跳S0处以使P1.4变0.

     JNB  P1.4，S1；P1.4＝0时，跳S1处以置P1.4为1.

SO： CLR  P1.4

     SJMP OV

S1： SETB P1.4

OV： NOP

     LJMP KEY-PRE；返回主程序中的键扫描子程序调用处

实施例2：本例的原理图如图1，其系统结构(图5中仅画出与上例有区别或增添之处)包含了实施例1的全部，所不同处在于：

1：其光纤6的探头15的压力传感器是以上所详述的两种当中的任意一种，经电桥9以使与压力成正比的直流电压放大后输出到IN0。

2：其顺序控制单元(见图5的框18，它除具有实施例1的放大器A15，A19，A22，A21外)还多了一个同相放大器PA(见3中说明)。

3：探头5(外壳涂有憎水表面层)上有以上所说的倾斜检测结构，即其端面24上有以轴心为心的中心对称分布的一组电气上彼此相连通的(或一圈)金属膜片A(图4)；因而，正常方式应为膜片21先与粘膜接触以便启动采样，且压力逐渐增加，所采得的压力P超过预先给定的阈值Pth时，才导致A组金属膜与粘膜接触，(这意味着探头与粘膜较为垂直，因而从侧面而入探头的杂乱光线较少，正是采样的好时机)，A组不与粘膜接触，则它被上拉为高电平并通过电阻接图5中同相放大器PA的输入端，使PA的输出(接P1.3)为高电平；A组与粘膜接触，则PA使P1.3为低；因而，本实施例与例1还有如下区别：

4：在程序框图(图7)中框J0对应的子程序如图11所示，这里最大压力Pmax的限制，在限制光纤推进速度时，也可简单地用″光盘周期数N＜常数″代替；它在开始时(即P不超过Pth时)除了象实施例1一样查询P1.2(即等待探头与粘膜接触)外，还必须查询到P1.3的电位为高电平时，才可能开始采样等功能(图14(a))；而这时若发现P1.3已为零电平，意味着这是探头过于倾斜地接触粘膜(图14(c))，为避免这种误差较大的数据的采集，程序这时将所采集的数据清除并产生(反复查询P1.2电平并输出脉冲以作)报警信号从P1.5输出(经放大单元WA)，直到P1.2电平恢复为高——即操作员已退回探头使之与粘膜脱离接触，然后跳回等待探头与粘膜接触状态；若P＞Pth时才出现P1.3为零电平，这就表明是探头垂直地压迫体腔造成的小坑的隆起的侧边粘膜也贴到金属膜片A(图14(b))，而垂直推进探头不会增大误差，因而程序继续正常采样；从而即使操作员不熟练，太倾斜时有报警声使他调整探头重来，故″偶而″的垂直即可取得正确结果。

实施例3：本例的原理图如图1，它与实施例2除以下几点外，完全相同：

1；其顺序控制单元18是一″空集合″，即不包含任何东西(将口线P1.4的输出信号通过放大器对套筒19的控制线路归入微机系统主体部1，故其系统结构如图5而有所简化。

2；探头15的压力传感器是以上所详述的两种当中的任意一种，但没有防倾斜结构，因此使用时应预先正对体腔粘膜。

3；单色器系统包含步进电机11及由它驱动旋转的光盘；光盘有5个等角的扇区，除其中一个的中点是一个通孔外，其余4个扇区的孔上有不同工作波长的窄带滤光片；微机系统可按照它自己所发出的使旋转光盘的步进电机被驱动的工作脉冲(每30＝5n个使其转一周)的计数与/或以30为模的同余数Z(它反映单色器系统18的工作状态)实时地控制模拟信号变换环节(n＝5)；因而微机系统可利用8031单片机的定时器/计数器0(即T0)来产生定时脉冲信号(图12为本实施例的J0框的子程序框图)，初始化时适当设置各初值，可使T0每1毫秒发生一次溢出中断，每一次中断发出一个驱动脉冲，使光盘转动一步(图13为图12的J0框的子程序的中断服务子程序框图)，并且每空走4步后，于第5步(设置内存单元S以记每个扇区所移步数)对光电信号通道(ADC0809的IN1通道)采样一次，，光盘每秒转40周，驱动脉冲频率为1000HZ，可认为当Z＝0n，1n，2n，3n，4n时，正是光盘分别以第0，1，2，3，4扇区之孔正对光传感器之时(孔不应太小)，因而当Z＝1n，2n，3n，4n时正是波长为λr(r＝1，2，3，4)的单色光出现之时；当Z＝0n时，光传感器7接收到的是能量大得多的复合色光，因此，可适当挑选A8的放大倍数，使得当r＝0时AD转换的结果总是最大值FFH，而Y＞0则不可能达到FFH，这样就可以仅仅通过判断采样结果而确定每个周期的起始点(检测到FFH就立即执行对(ADC0809的)IN0的压力信号的采样，而无须如上例一样去查询A21的输出而确定起始点)使程序按预定的顺序对光-电信号放大单元A8及压力信号放大单元A9的输出进行周期性的采样，经放大器及A/D转换后输入微机系统，以得到按程序预定的顺序排列的数字数据序列。

Claims (7)

1，一种反射分光式体腔粘膜血定量仪，可与内窥镜配合使用，它包括光纤，微机系统，光传感器，单色器系统，模拟信号变换环节；单色器系统依次产生各种单色光，其射出口对准光纤照明支的接受端，光纤照明支的射出端与接受支的射入端同在探头端，单色光可由此而入体腔；接受支的出射端对准光传感器的接受端，其输出端联接至模拟信号变换环节的输入端，该环节包含若干个由以下三部分依次串级相联而成的信号处理通道：(1)相应于输入的(模拟)信号捡出电路(2)放大单元(3)AD转换通道；该模拟信号变换环节的输出端和各控制输入端联接微机系统的各总线的对应导线端，其特征为：光纤探头上有压力传感器，其输出端连接至模拟信号变换环节的压力信号处理通道的输入端。

2、根据权利要求1所述的体腔粘膜血定量仪，其特征为：单色器系统包含光源系统和电动机单元驱动旋转的光盘，在它的几个不同的扇区上有小孔，若干小孔上有不同工作波长的窄带滤光片，光源系统射出的光束正对着小孔的转动轨道以及在光盘的另一侧的光纤照明支的接受端或光传感器；电动机单元是任意一种旋转电机及相应的驱动电路。

3、根据权利要求1里所述的体腔粘膜血定量仪，其特征为：微机系统含顺序控制单元；该单元包括一两种信号转换通道，一为模拟放大器通道，其输入端与本仪器的单色器或光纤探头的状态信号输出端相联；其输出端与微机系统的查询或中断启动输入端相联；另一种为功率放大器通道，其输入端则与微机系统的控制信号输出端相联；其输出端与光纤推进机构的带动螺杆或丝杠的步进电机绕组的输入端、或与该机构的带铁质底板的定位齿的控制电磁铁的绕组的输入端相联接，定位齿的下齿面及轴向齿条的上齿面间摩擦力很小，且与光纤轴的垂直平面成一小角；电磁铁吸合可使光纤因固于其上的轴向齿条与定位齿不受(受)弹簧的横向弹力而脱离(啮合)而能(不再能)由导向口顺轴向自由滑动渐进。

4、根据权利要求1里所述的体腔粘膜血定量仪，其特征为：光纤测量端的探头的压力传感器有弹性外壳，并具有不透明的侧壁和顺光纤轴向的光通道，其顶端有小窗作为光入口；并且，或其侧壁上有应变片，或探头内充气密封且连通一个顺光纤轴的细长气通道，该通道直通至在镜筒之外的光纤身上的出口，该出口由附有应变电阻丝的薄膜密封。

5、根据权利要求4里所述的体腔粘膜血定量仪，其特征为：其探头有略微外凸的端面，其边缘上有一组电气上彼此相连的(或一圈)金属膜片，端面的中心另外有一或二片膜片，探头的外壳涂有不导电的憎水表面层，这些膜片与顺序控制单元输入端相联接。

6、根据权利要求1里所述的体腔粘膜血定量仪，其特征为：其光传感器可以是光藕合器件(CCD)配置以相应脉冲驱动电路，或是光敏二极管，光敏电阻或光电压器件，配置以相应的电压(电阻)电路。

7、一种反射分光式体腔粘膜血流测量方法，它包括使用单色器系统周期性地依次快速产生各种单色光，而且单色光可经过光纤照明支及其探头而入体腔粘膜的步骤1，其特征为：它还包括按预定方式向体腔粘膜推进光纤使其测量端的探头正对着接触并加力压迫粘膜的过程(在不使粘膜受伤的条件下)，该过程是使得一方面光传感器可经光纤接受支接受全全来自粘膜的散射反射光并将其转换为光电模拟信号；另一方面使探头上的压力传感器可将此压迫过程中的压力值变为压力电模拟信号的步骤2；将光与压力这两种电模拟信号放大后进行AD转换的步骤3；由微机系统通过步骤2所得的最初的一个(或几个完整)采样周期中的光谱数据(的平均值)计算出血红蛋白含量IHB及血氧饱和度ISO2的步骤4；由微机系统通过在步骤2的过程中所得的这些压力及光谱数据的时变特征计算出反映血液流变学的数据的步骤5。

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