一种脑血氧无创监测装置
本发明涉及生物医学信号采集和处理技术领域，具体涉及一种脑血氧无创监测装置。
背景技术：
氧是维持人体新陈代谢的重要物质。人体组织缺氧是导致某些疾病的重要原因，甚至可能产生严重后果，直接危及生命。人体组织的血氧饱和度是反映组织氧供应的重要参数，有着极重要的临床价值。
脑组织新陈代谢率高，耗氧量占全身耗氧量的20％，而且对缺氧特别敏感，短时间缺氧就有可能造成中枢系统不可恢复的损伤。在深低温停循环的心血管手术中、神经外科的血管内手术中、脑意外的急救中、危重病人抢救时、心脏骤停后大脑复苏的治疗等情况下，一个重要问题就是脑保护。为避免缺氧或缺血导致病人出现严重紊乱，降低手术并发症的发生，需连续监测脑血氧含量，密切关注脑供氧和脑代谢的状况，及时优化传输到脑的氧量，以防对大脑的损伤。
常规临床方法获得脑氧供应情况的方法主要有脑电图测量、体感诱发电位测量、颈静脉血氧饱和度测量、经颅多普勒测量脑中小动脉血流速度。但是这些方法都存在一些不可克服的问题。它们有的是有创的或是操作特别复杂，并且所得结果解释困难，最重要的是由于存在过多的假阴性和假阳性结果而使这些方法显得不可靠。核磁共振(nmr)和正电子断层扫描(pet)能可靠的反映脑氧供应状况，但它们不能实现手术中实时监测且设备昂贵。
近红外光谱法监测脑氧供应情况为近年来发展起来的一种极有前途的技术，它为临床提供了一种便携、实时、连续、操作简单、相对廉价的无创伤测量方法，可广泛用于脑氧监测的各种场合，获得易于临床解释的脑血氧饱和度值。
近红外光谱法测量血氧饱和度以朗伯—比尔定律(thelambert-beerlaw)和光散射理论为基础，利用还原血红蛋白和氧合血红蛋白的光吸收系数的差别来进行。朗伯—比尔定律是：
其中，a为吸光度，i为入射光强，io为出射光强，μa为介质的吸收系数，d为光穿过介质的路径，ε为分子消光系数，c为介质的浓度。
在生物组织光谱学中，常用光密度(opticaldensity，od)来描述光在生物组织中传播时的能量损失，通常把光密度的变化量当作研究对象。吸光度的定义为：
如果路径d为常数，则光密度od与物质浓度c成正比。在红光谱区(622nm～760nm)，hbo2与hbr的吸收系数差距较大，波长越短，hbr对光的吸收能力越强。而当光波长逐渐增加，进入红外光谱区(780nm～1mm)后，这两者的吸收系数会出现交替领先的情况，其中805nm左右(通常为800nm～820nm)的区间为血红蛋白(氧合血红蛋白和还原血红蛋白)的等吸收点。由于在红光和红外光区里，氧合血红蛋白和还原血红蛋白有自己独特的吸收光谱，因此能决定每一种成分的相对百分含量，即血氧饱和度。
上述频谱范围内的光对人体有很强的穿透能力，它能透过头皮、头骨和脑组织数厘米的深度。人脑中每100克组织含血红蛋白600～1000mg，因而人脑是极适合红外光谱测量血红蛋白和氧合血红蛋白的器官。大脑组织中动、静脉交错，静脉占75％，动脉占20％，毛细血管占5％，脑血氧饱和度实质是局部大脑血红蛋白混合氧饱和度，主要代表静脉部分。由于脑血氧饱和度主要测量的是静脉信号，因而能在低血压、脉搏搏动减弱甚至心脏停止跳动的情况下使用不受限制，可应用于脑氧供需情况监测的各种场合，而在这些场合下，目前临床广泛使用的脉搏血氧计作用受到限制。
在脉搏血氧饱和度的测量方法中，一个重要概念是：当光通过血管组织时，透射光分为两部分：一部分是稳定的或称直流成分(dc)，主要反映各种组织属于非脉动部分(如肌肉、骨骼、色素、脂肪、静脉血等)的吸收情况，另一部分是脉动的或称交流部分(ac)，主要反映动脉血的吸收情况。由于探测的脉动波完全是由动脉血产生的，所以可以通过红光和红外光的传输变化推断出动脉血氧饱和度。脑血氧测量设备与脉博血氧计有着不同的测量目的和测量手段，测量条件也不相同。脉搏血氧计原理显示，只有在有动脉搏动的情况下，脉搏血氧计才能工作，因而脑血氧计有着其特殊的临床应用领域，是脉搏血氧计不能替代的。
国外对于使用近红外光谱监测脑血氧的技术已有较多研究，相关技术较为成熟，并且已经有相应的产品在临床使用。现有技术中，主要是依据朗伯-比尔定律，利用脱氧血红蛋白与氧合血红蛋白对600-900nm不同波长光的吸收率差异性，从而获取氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白的含量，以此得到脑部区域的血氧数据。国外的脑血氧设备以日立公司的etg4000-etg7000系列系统、岛津公司的foire3000系统、美国techen公司的cw5-cw6系列系统以及美国cas系统等为代表，已在医院的麻醉科、神经外科、胸外科、监护室等科室获得了应用。国外的脑血氧设备，大多体积庞大、使用复杂，无论是对于仪器的操作，还是病患电极的佩戴，都有着相当高的要求，对于使用者有着相当高的专业知识的要求。同时仪器高昂的价格对于医院的采购也有着一定的限制，病患的诊疗费用也是水涨船高，大大限制了脑血氧监测设备的普及性。近年来，国外逐渐研发出小型便携式的脑血氧监测设备，但依旧存在价格昂贵，引入费用高等普遍问题。
国内的脑血氧监测技术发展一直处于落后地位，但这几年也在奋起直追。清华大学、华中科技大学、南京航天航空大学等都有基于近红外光的脑局部血氧监测装置的研究论文发表。国内的医疗器械生产企业也开始关注脑血氧监测技术的研究。武汉一海数字工程有限公司于2009年推出了es-5002，es-5006双波长脑血氧监测仪；重庆名希医疗器械有限公司于2015年推出了mnir-p100脑血氧无创监测仪；2019年中科搏锐科技有限公司基于nirs原理，并结合中科院自动化研究所脑网络组研究中心在脑部结构与光学特性方面积累的技术，研发了无创、多通道、实时监测的便携式脑血氧无创监护仪和穿戴式无线脑血氧头带。但从国家药监局的网站上查询可知，总体上国内目前取得医疗器械产品注册证的脑血氧无创监测产品还非常少，只有重庆名希医疗器械有限公司和河北金康安医疗器械有限公司的脑血氧无创监测仪，而武汉一海数字工程有限公司的脑血氧产品注册证到期后尚未看到延续注册的信息。临床应用效果调查也表明目前国产脑血氧无创监测设备尚不完全符合临床应用需求。
技术实现要素：
针对现有技术存在的上述不足，本发明要解决的技术问题是如何提供一种脑血氧无创监测装置方案，以提高脑血氧无创监测的稳定性和准确性，用于为临床脑血氧的连续长时间采集监护提供新的技术支持和保障。
为解决上述技术问题，本发明采用了如下的技术方案：
一种脑血氧无创监测装置，包括脑血氧信息采集探头、无创采集子系统和监测处理子系统；
所述脑血氧信息采集探头用于作用在人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区，进行脑血氧光电信息的采集；所采集的脑血氧光电信息包括：采集脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征值，采集脑血氧无创监测区对两种不同波长的红外光的吸收情况分别作为脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度、脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度的表征值，采集脑血氧无创监测区对血红蛋白等吸收点波长的红外光的吸收情况作为个体差异修正因子的表征值；
所述无创采集子系统用于对脑血氧信息采集探头进行脑血氧光电信息采集控制，并将采集的脑血氧光电信息传输至监测处理子系统；
所述监测处理子系统用于对脑血氧光电信息进行脑血氧监测分析处理，分别求取去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度值和脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，从而计算得到去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值，并进一步利用所述个体差异修正因子对于脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行个体差异修正，得到脑血氧无创监测结果数据。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述脑血氧信息采集探头包括柔软粘性材质贴片和采集探头接头；
所述柔软粘性材质贴片的一面作为用于贴合在人体头部对应脑前额叶区域的贴合部，柔软粘性材质贴片的另一面以及周侧部通过软质遮光外壳进行遮光，用于减少环境光对贴合部的光干扰；柔软粘性材质贴片作为贴合部的一面上布置有发光波长为680nm～700nm的红光源、发光波长为760nm～790nm的第一红外光源、发光波长为840nm～900nm的第二红外光源、发光波长为800nm～820nm的第三红外光源、以及相间隔设置的两个光电探测器；其中，通过两个光电探测器检测红光源照射脑血氧无创监测区反射出的红光的出射光强度差值作为对人体头部组织干扰信号的表征值，通过两个光电探测器检测所述第一红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度的表征值，通过两个光电探测器检测所述第二红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度的表征值，通过两个光电探测器检测所述第三红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为个体差异修正因子的表征值；
所述红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源的供电端以及所述两个光电探测器的信号输出端均通过线缆与采集信号输出接头进行电连接。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源紧挨布置集成形成一个多光源贴片灯组；两个光电探测器中的第一个光电探测器与所述多光源贴片灯组的布置距离为15～25mm，第二个光电探测器与多光源贴片灯组的布置距离为第一个光电探测器与多光源贴片灯组的布置距离的两倍。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述无创采集子系统包括用于与脑血氧信息采集探头进行电信号连接的采集探头接口，用于对采集的脑血氧光电信息进行信号转换以及滤波放大预处理的信号预处理电路，用于对脑血氧信息采集探头进行光源驱动的光源驱动电路，用于执行脑血氧光电信息采集控制和数据传输控制的微控制器，以及用于与监测处理子系统进行数据通信传输的采集通信模块；所述微控制器与采集通信模块进行数据传输连接，且通过光源驱动电路和信号预处理电路与采集探头接口进行电连接，用于通过采集探头接口与脑血氧信息采集探头之间的电信号连接，控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头执行脑血氧光电信息的采集，且采集到的脑血氧光电信息经过信号预处理电路传输至微控制器实现脑血氧光电信息采集控制，微控制器还用于将采集的脑血氧光电信息通过采集通信模块传输至监测处理子系统。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述光源驱动电路为恒流源驱动电路，其电流输出端通过采集探头接口与脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源电连接，光源驱动电路的使能控制端与微控制器电连接；
所述微控制器通过其i/o引脚输出pwm信号控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源进行发光工作。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述微控制器通过分时间隔控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源交替发光，使得脑血氧信息采集探头中的光电探测器能够在不同时段检测不同光源照射脑血氧无创监测区反射出的出射光强度。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述信号预处理电路包括依次电连接的电流电压转换电路单元、初级隔直电路单元、初级低通滤波电路单元、初级放大电路单元、二级低通滤波电路单元、二级放大电路单元、二级隔直电路单元以及电压抬升电路单元；
所述电流电压转换电路单元用于将脑血氧信息采集探头中光电探测器的电流信号转换为电压信号；
所述初级隔直电路单元用于对电压信号进行第一次的直流信号滤除处理；
所述初级低通滤波电路单元为10hz低通滤波电路，用于滤除10hz以上的干扰信号；
所述初级放大电路单元用于对电压信号进行第一次的放大处理，放大倍数为30～40倍；
所述二级低通滤波电路单元也为10hz低通滤波电路，用于滤除10hz以上的干扰信号；
所述二级放大电路单元用于对电压信号进行第二次的放大处理，放大倍数为10～15倍；
所述二级隔直电路单元用于对电压信号进行第二次的直流信号滤除处理；
所述电压抬升电路单元用于对电压信号进行升压，使其达到微控制器的电压采集范围。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述监测处理子系统包括用于与无创采集子系统进行数据通信传输的监测通信模块，用于对脑血氧光电信息进行脑血氧监测分析的监测处理器，用于进行数据存储的数据存储模块，以及用于进行脑血氧无创监测结果数据显示的显示模块；所述监测通信模块用于通过监测通信模块获取无创采集子系统所采集的脑血氧光电信息，分别求取去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度值和脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，从而计算得到去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值，并进一步利用所述个体差异修正因子对于脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行个体差异修正，从而得到脑血氧无创监测结果数据，控制显示模块进行显示。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述无创采集子系统和监测处理子系统集成为无创监测一体机；
所述无创监测一体机包括机箱壳体，所述壳体内部设有靠近壳体操作面的显示面板布置空间、靠近壳体背面上部的电池布置空间、以及靠近壳体背面下部的集成电路布置空间；所述机箱壳体的操作面对应显示面板布置空间的位置开设有显示窗，机箱壳体下部的背面或侧面对应集成电路布置空间的位置开设有接口安装孔和充电口安装孔；
所述机箱壳体的电池布置空间内安装有电池，用于为无创采集子系统和监测处理子系统的各器件供电；所述无创采集子系统中的采集探头接口安装在机箱壳体的接口安装孔位置处；所述监测处理子系统中的显示模块安装在机箱壳体的显示面板布置空间内，且显示模块的显示面正对机箱壳体上的显示窗布置；所述机箱壳体的集成电路布置空间内安装有集成电路板，所述无创采集子系统中的信号预处理电路、光源驱动电路、微控制器和采集通信模块以及监测处理子系统中的监测通信模块、监测处理器和数据存储模块均集成在集成电路板上，且集成电路板上还集成有与电池进行电连接的供电控制电路和充电控制电路；供电控制电路是电池为无创采集子系统和监测处理子系统的各器件供电的供电连接电路，且供电控制电路中连接有供电开关，所述供电开关安装在机箱壳体的外表面上；机箱壳体的充电口安装孔位置处还安装有充电接口，且所述充电接口通过充电控制电路电连接至电池，用于接入供电电源并通过充电控制电路为电池充电。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述机箱壳体的顶部还设置有悬挂架。
相比于现有技术，本发明的有益效果在于：
1、本发明基于氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白对近红外光吸收度不同的特性，开发了一种对人体脑部局部组织血氧饱和度的无创监测装置，其包括脑血氧信息采集探头、无创采集子系统和监测处理子系统，以人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区，通过采集脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征值，通过采集脑血氧无创监测区对两种不同波长的红外光的吸收情况分别作为脑部氧合血红蛋白浓度、脑部还原血红蛋白浓度的表征值，从而得到脑血氧无创监测区的表层干扰信号与深层有用信号，进而处理得到不含人体头部组织干扰信号的脑部氧合血红蛋白浓度值和脑部还原血红蛋白浓度值，实现脑血氧无创监测。该装置不会对人体造成伤害，且能够稳定、准确的实现对脑血氧值的连续实时监测。
2、本发明采用自主设计的具有四波长光电信号采集的脑血氧信息采集探头，在检测脑局部组织中氧合血红蛋白和还原血红蛋白的同时，还检测测试区域的皮肤组织中的干扰信号，此外，考虑到个体差异性还加入了一个波长的近红外光，用于计算修正因子；此外，脑血氧信息采集探头采用插接的方式，以提高脑血氧装置的便利性以及抗干扰性，便于脑血氧无创监测传感探头的更换，降低脑血氧信息采集探头的更换成本。
3、本发明的脑血氧无创监测装置，其监测区选择人体头部对应脑前额叶的区域无密集毛发覆盖，减小了干扰，近红外光可以顺利地穿透颅外组织进入脑组织，获得包含深层脑组织血氧饱和度的信息；此外，考虑了人体组织中黑色素的影响，利用红光的吸收情况作为对人体头部组织黑色素干扰信号的表征，分别检测到表层干扰信号与深层有用信号，采集到的信号内容更加丰富，方便处理得到信噪比高的脑血氧信号，进而求取去除人体头部组织干扰信号的脑部血氧饱和度监测值，使得脑血氧连续监测稳定性更好、监测精度更高。
4、本发明脑血氧无创监测装置的设计使其能够基于嵌入式的技术进行研发，大大降低了产品的硬件成本以及开发成本，降低脑血氧无创监测产品的价格，减低患者的使用成本，提高脑血氧无创监测产品的普及性。
5、本发明脑血氧无创监测装置还可以具有良好的拓展性，较易实现该系统功能的丰富性。例如，通过选择监测处理子系统(上位机)的不同功能设计，根据对采集得到数据不同的处理方式，设计采用不同的算法模型，可实现不同类型脑局部血氧饱和度值的监测，如相对和绝对脑血氧饱和度；此外，可设计通过增加相同硬件板卡，与微控制器核心板的预留接口相连接，可采集多通道的不同位置的组织血氧数据等，由此实现硬件支持功能的扩展。
6、本发明的脑血氧无创监测装置，采用模块化的一体机设计，模块与模块之间通过简单的有序排线进行连接，有利于脑血氧装置后期的维修以及硬件板卡的更新升级处理。无创采集子系统(下位机)和监测处理子系统(上位机)集成封装在一个机箱壳体里面，外部仅预留充电接口、采集探头接口、供电开关，不仅避免上位机与下位机线路连接的暴露，提高脑血氧装置的抗干扰能力，同时还减少医护人员的工作量，避免繁琐的线路连接工作，降低发生医疗事故的风险性，提高对病人监护的安全性；由此可以形成一个独立的小型化装置，具有便携、灵活性好、成本低、方便推广、适应性强的优点。
7、本发明的脑血氧无创监测装置，可以优化设计良好的人机交互功能，以简化操作、增强显示效果，在显示脑血氧波形、脑血氧值的同时，还可以显示对应监测区域的参考值和相对变化量，以便多参数观察比较，在异常情况发生时及时做出反应；并且还可以通过人机交互界面的系统设置的设计，实现对信号采集模式、显示模式的调整控制，以便适用于更多的模式来应对更多的应用场景。
附图说明
图1是本发明脑血氧装置原理框图。
图2是本发明脑血氧装置中脑血氧采集探头的一种方案设计示意图。
图3是本发明脑血氧装置中脑血氧信息采集的信号预处理电路示意图。
图4是本发明脑血氧装置中微控制器执行脑血氧数据采集处理的程序实例流程框图。
图5是本发明脑血氧装置中微控制器执行四个通道的脑血氧信息采集的控制时序实例图。
图6是本发明脑血氧装置中上位机与下位机建立通讯连接实例流程图。
图7是本发明脑血氧装置一体机方案的主视图透视结构示意图。
图8是本发明脑血氧装置一体机方案的左视图透视结构示意图。
具体实施方式
近年来，国内外研究开发脑血氧无创监测设备的科研人员越来越多，但就目前国内情况而言，成熟的设备依旧稀缺，而国外的脑血氧无创监护设备购置价格昂贵，诊断费用高，国内的普及率不高。因此本发明的提出，能有效填补该领域的部分空缺，为国内的脑血氧监护设备的发展提供一定的支持。针对脑血氧信号监测这一问题，由于其应用环境的特殊性，往往是在临床手术环境中使用该类设备装置，因此需要充分考虑监测部位与监测参数的种类。首先，本发明面向的对象是临床麻醉后进行手术的病人，其往往是平躺于手术台上，为了使监测到的脑血氧信号受到较小的干扰，因此选择人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区。之所以研究无创监测，也是出于对病人的手术体验的考虑，目前国内大部分手术中对脑血氧值的检测是通过对动、静脉血的血气分析得到的，这类方法无法做到连续监测且有创伤性，存在一定的危险性。而在手术中，医生最需要的两个脑血氧的相关信息，一是脑血氧信号波形的变化情况，是否出现剧烈突变；二是脑血氧值，当人处于正常状态时，人体脑血氧值是在一个稳定范围内的，若手术时出现数值异常或者波动较大，则需要采取一定的手段弥补。
综合以上背景原因，经过更深入的研究发现，人体头部组织中对脑血氧监测产生干扰的信号主要来自于人体皮肤组织中黑色素成分对于脑血氧信号连续监测造成的影响，黑色素成分会吸收近红外光，若不监测这部分吸收，导致血红蛋白对近红外光的吸收虚高，会对最终的脑血氧值产生干扰，计算得到的并不是真实的脑血氧值。进一步研究发现，人体中黑色素成分对红光的吸收系数远大于血红蛋白的吸收系数，因此，可以近似认为红光照射监测区域后的出射光光密度的变化量主要是人体黑色素成分吸收造成的；而且，在近红外波段内，随着波长的增加，人体黑色素对近红外光的吸收系数的变化不大。因此，可以考虑将脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征，进而借此去除该干扰信号值，以提高脑血氧无创监测的稳定性和准确性。
基于前述研究，本发明提出了一种脑血氧无创监测装置。旨在通过人体脑部两种血红蛋白对于红光和近红外光吸收程度的不同，利用连续脑血氧预测模型实现患者连续实时的脑血氧监测，为脑血氧的无创监测提供一种解决新方案。
本发明的脑血氧无创监测装置，包括脑血氧信息采集探头、无创采集子系统和监测处理子系统，其原理图如图1所示。其中，脑血氧信息采集探头可设计为独立的检测采集器件，无创采集子系统可设计为独立的下位机，监测处理子系统可设计为独立的上位机；脑血氧信息采集探头与下位机端之间可以通过数据接口的形式进行数据传输连接；下位机端与上位机端可以通过数据传输串口等有线通信方式，或者蓝牙、wifi等无线通信方式，建立相互之间的数据传输连接。脑血氧信息采集探头用于作用在人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区，进行脑血氧光电信息的采集；所采集的脑血氧光电信息包括：采集脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征值，采集脑血氧无创监测区对两种不同波长的红外光的吸收情况分别作为脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度、脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度的表征值，采集脑血氧无创监测区对血红蛋白等吸收点波长的红外光的吸收情况作为个体差异修正因子的表征值。无创采集子系统用于对脑血氧信息采集探头进行脑血氧光电信息采集控制，并将采集的脑血氧光电信息传输至监测处理子系统。监测处理子系统用于对脑血氧光电信息进行脑血氧监测分析处理，分别求取去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度值和脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，从而计算得到去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值，并进一步利用所述个体差异修正因子对于脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行个体差异修正，得到脑血氧无创监测结果数据。
本发明脑血氧无创监测装置的工作原理是，以人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区，通过采集脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征值，通过采集脑血氧无创监测区对两种不同波长的红外光的吸收情况分别作为脑部氧合血红蛋白浓度、脑部还原血红蛋白浓度的表征值，从而得到脑血氧无创监测区的表层干扰信号与深层有用信号。基于此，处理得到高信噪比的脑血氧信号，进而得到不含人体头部组织干扰信号的脑部氧合血红蛋白浓度值和脑部还原血红蛋白浓度值，从而得到去除人体头部组织干扰信号的脑部血氧饱和度监测值，实现脑血氧无创监测。
本发明的脑血氧无创监测装置，其监测部位选择人体头部对应脑前额叶的区域，无密集毛发覆盖，减小了干扰，近红外光可以更好地穿透颅外组织进入脑组织，获得包含深层脑组织血氧饱和度的信息。此外，考虑人体组织中黑色素的干扰，利用红光的吸收情况作为对人体头部组织黑色素干扰信号的表征，便于求取去除人体头部组织干扰信号的脑部血氧饱和度监测值，使得脑血氧连续监测具有更好的稳定性、更高的监测精度。
为了更好的体现本发明脑血氧无创监测装置的技术可实施性和技术优势，下面对本发明的脑血氧无创监测装置加以进一步的说明。
1、脑血氧无创监测传感探头设计。
本发明的脑血氧无创监测装置中，可以设计一组或多组用于采集脑血氧信息的脑血氧信息采集探头。每组血氧信息采集探头的主要结构设计包括柔软粘性材质贴片和采集探头接头；柔软粘性材质贴片的一面作为用于贴合在人体头部对应脑前额叶区域的贴合部，柔软粘性材质贴片的另一面以及周侧部通过软质遮光外壳进行遮光，用于减少环境光对贴合部的光干扰。柔软粘性材质贴片作为贴合部的一面上布置有发光波长为680nm～700nm的红光源、发光波长为760nm～790nm的第一红外光源、发光波长为840nm～900nm的第二红外光源、发光波长为800nm～820nm的第三红外光源、以及相间隔设置的两个光电探测器。其中，通过两个光电探测器检测红光源照射脑血氧无创监测区反射出的红光的出射光强度差值作为对人体头部组织干扰信号的表征值，通过两个光电探测器检测所述第一红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度的表征值，通过两个光电探测器检测所述第二红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度的表征值，通过两个光电探测器检测所述第三红外光源照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值作为个体差异修正因子的表征值。而红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源的供电端以及所述两个光电探测器的信号输出端均通过线缆与采集信号输出接头进行电连接，用于与无创采集子系统进行数据传输。
除此之外，脑血氧信息采集探头的具体设计还可以考虑如下的一些细节因素。
1.a)为了使得脑血氧信息采集探头的体积能够尽量小型化，各种光源可以尽可能采集集成式设计，优先将脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源紧挨布置集成形成一个多光源贴片灯组；因此，对于多光源贴片灯组的选型，优选考虑选择四种波长的led光源集成封装为一块多光源贴片灯组的规格。选用四种波长的led，其中分别优选选择发光波长为700nm的红光源、发光波长为760nm的第一红外光源、发光波长为850nm的第二红外光源、发光波长为805nm的第三红外光源。其中，700nm波长的红光用于监测皮肤组织中黑色素成分对红光的吸收情况，用于表征头部组织的干扰信号；760nm波长的红光是用于监测脱氧血红蛋白的浓度变化情况，用于表征还原血红蛋白的浓度；805nm波长的近红外光是两种血红蛋白的等吸收点，用于表征个体差异性；850nm波长的近红外光是用于监测氧合血红蛋白的浓度变化情况，用于表征氧合血红蛋白的浓度。选用5050规格的多光源贴片灯组，各个波长的led灯之间排布紧密，大大缩小每个led所占的空间，保证每个波长的led与两个光电探测器在空间排布上近似为线性关系，在信号采集过程中的空间偏移可忽略不计，保证信号采集的精准度，极大提高脑血氧信号信噪比。
1.b)同样，为了脑血氧信息采集探头的体积小型化和检测精度设计考虑，对于光电检测器的选型，优先选择5054规格的高精度的光电检测器，其封装规格与led封装规格相近，有助于保证led与光电检测器在空间排布上的线性关系。此外，选用的光电检测器波长接收范围包含多光源贴片灯组的四种波长，可有效接收到四种波长的led经过前额组织漫反射以后的光。同时，选用的光电检测器具有较高的灵敏度，可接受到经过深层脑组织漫反射以后的光信号，有效检测到深层脑组织脑血氧信息。
1.c)对于探头包裹材料的选择，优选黑色柔软粘性物质。首先，该材料具有很好的生物相容性，长期接触不会对人体造成任何危害。其次，该物质具有很好的柔性，在保证了被检测者舒适度的同时，还能紧密贴合人体前额减少能量损耗，还能很好保护嵌在其中的多光源贴片灯组以及光电检测器。此外，选用黑色的材料，其目的是遮光，避免漏光，防止环境光对脑血氧信息采集的干扰。最后，选择粘贴性材料，便于脑血氧无创监测传感探头的固定，有效避免在脑血氧信号采集过程中的脑血氧无创监测传感探头移位甚至脱落，提高脑血氧信息采集的精准度。
1.d)对于柔软粘性材质贴片与采集探头接头之间的连接数据线规格的选择，优选携带屏蔽层的连接线。连接线的屏蔽层与设备的外壳地相连接，防止脑血氧信号被仪器产生的电磁信号以及人身体上携带的电荷干扰。
1.e)对于柔软粘性材质贴片上多光源贴片灯组与光电探测器之间的空间排布的设计，根据人体前额组织结构进行设计。由于人体的颅骨以及颅外组织对脑组织血氧饱和度的监测并无太大作用，要摒除这一部分的干扰。人的颅骨以及颅外组织厚度大约在1cm厚，前额叶的脑组织与颅骨之间的距离在1cm左右，而光电探测器与led之间的距离为led光源穿透深度的两倍，所以，最好保证两个光电探测器与多光源贴片灯组在空间排布上为线性关系，同时，两个光电探测器与多光源贴片灯组之间的布置距离，最好根据前述关系，将两个光电探测器中的第一个光电探测器与所述多光源贴片灯组的布置距离为15～25mm，优选为20mm，第二个光电探测器与多光源贴片灯组的布置距离为第一个光电探测器与多光源贴片灯组的布置距离的两倍，及30～50mm，优选为40mm。两个光电探测器p1和多光源贴片灯组p2在柔软粘性材质贴片的贴合部p0一面优选的布置方式如图2所示。这样，保证每个波长的led与两个光电探测器在空间排布上近似为线性关系，在信号采集过程中的空间偏移可忽略不计，有助于更好的保证信号采集的精准度，极大提高脑血氧信号采集的信噪比。
2、无创采集子系统的设计。
无创采集子系统的主要设计，包括用于与脑血氧信息采集探头进行电信号连接的采集探头接口，用于对采集的脑血氧光电信息进行信号转换以及滤波放大预处理的信号预处理电路，用于对脑血氧信息采集探头进行光源驱动的光源驱动电路，用于执行脑血氧光电信息采集控制和数据传输控制的微控制器，以及用于与监测处理子系统进行数据通信传输的采集通信模块。微控制器与采集通信模块进行数据传输连接，且通过光源驱动电路和信号预处理电路与采集探头接口进行电连接，用于通过采集探头接口与脑血氧信息采集探头之间的电信号连接，控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头执行脑血氧光电信息的采集，且采集到的脑血氧光电信息经过信号预处理电路传输至微控制器实现脑血氧光电信息采集控制，微控制器还用于将采集的脑血氧光电信息通过采集通信模块传输至监测处理子系统。
在无创采集子系统中，采集探头接口、信号预处理电路、光源驱动电路的设计数量需要与脑血氧信息采集探头的布置数量对应成组，即设计几组脑血氧信息采集探头，就需要对应布置几组采集探头接口、信号预处理电路和光源驱动电路。除此之外，无创采集子系统的具体设计还可以考虑如下的一些细节因素。
2.1、无创采集子系统对脑血氧无创监测传感探头的驱动。
2.1.a)对于无创采集子系统中光源驱动电路的搭建，优选采用恒流源驱动芯片为核心的恒流源驱动电路，其电流输出端通过采集探头接口与脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源电连接，恒流源驱动电路的使能控制端与微控制器电连接。恒流源驱动芯片，外接负载电阻，用于调控恒流源电流的大小。恒流源驱动芯片使能控制端即为恒流源驱动电路的使能控制端，与微控制器的引脚相连接，用于控制恒流源驱动芯片的开关。恒流源驱动芯片其电流输出端即作为恒流源驱动电路的电流输出端，通过采集探头接口与脑血氧信息采集探头中的多光源贴片灯组相连接。可以采用具有多个通道的恒流源驱动芯片，可同时控制多个脑血氧无创监测传感探头相同波长的led灯亮灭，保证多个个脑血氧无创监测传感探头进行脑血氧信息采集的同步性。
2.1.b)对于光源驱动电路的外部驱动控制，采用微控制器通过其i/o引脚输出pwm信号机型控制，控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源进行发光工作。具体实施时，可根据恒流源驱动芯片的数据手册选定恒流源模块的驱动控制方式。当恒流源驱动芯片的使能端接收到高电平信号时，恒流源驱动芯片使能，其电流输出端输出恒定电流；当使能端接收到低电平信号时，恒流源驱动芯片关闭，其电流输出端停止工作。采用高低电平交叉出现的pwm波控制光源驱动电路，即可控制四种波长的led灯交替亮灭。
2.2、无创采集子系统对脑血氧光电信息的采集。
无创采集子系统中的每路信号预处理电路的主要电路设计，包括依次电连接的电流电压转换电路单元、初级隔直电路单元、初级低通滤波电路单元、初级放大电路单元、二级低通滤波电路单元、二级放大电路单元、二级隔直电路单元以及电压抬升电路单元。若存在多路脑血氧信息采集探头，则需要相应设计多路的信号预处理电路，如图3所示。
2.2.a)电流电压转换电路单元用于将脑血氧信息采集探头中光电探测器的电流信号转换为电压信号。对于电流电压转换电路，选择跨阻带宽大、偏置电流低、偏置电压小、低温漂、静态电流低的电流电压转换芯片为核心。选择高精度的电流电压转换芯片，可将光电探测器接收到的光电信号有效地转换为可以处理的电压信号。电流电压转换芯片在外围电路模块，需要搭载一块大电阻，对光电流起到电压放大的作用，将从光电探测器端接收到的微弱电流信号转换为可以处理的电压信号。同时，在外围电路中还要搭载一系列电容，起到信号滤波的作用，滤除噪声干扰。
2.2.b)初级隔直电路单元用于对电压信号进行第一次的直流信号滤除处理。对于初级隔直电路，以大电容搭载电阻为主。电流电压转换电路将光电探测器接收到的电流信号转换为电压信号以后，其中夹杂着一些直流信号，将这部分直流信号滤除，在有效保存脑血氧信号的同时，去除直流分量，有利于后续的放大处理。
2.2.c)对于初级低通滤波电路，选择高输入阻抗、宽共模、低输入偏置电流、低功耗的运算放大器作为电路核心。由于脑血氧信号频率范围极低，一般在1hz以下，为了有效保存采集得到的脑血氧信号的有效成分，选择截止频率为10hz的低通滤波电路，在滤除10hz以上的高频干扰噪声信号的同时，最大程度保存有用信号，使有用信号成分不衰减。初级低通滤波电路以运算放大器为核心，搭载外围滤波电容电阻，实现截止频率为10hz的低通滤波电路。
2.2.d)初级放大电路单元用于对电压信号进行第一次的放大处理。对于初级放大电路，选择高输入阻抗、宽共模、低输入偏置电流、低功耗的运算放大器作为电路核心。由于脑血氧信号比较微弱，需要经过多次放大，才能达到可进行a/d采样的幅值范围。由于单次放大倍数过大，会为脑血氧信号引入大的噪声干扰，选择多级放大电路级联的形式，达到既能有效放大脑血氧信号又能有效避免大的噪声干扰的效果。初级放大电路以运算放大器为核心，搭载外围电阻，选择阻值恰当的反馈电阻，使放大倍数达到30～40倍的效果。初级放大电路单元的放大倍数优选设计为36倍。
2.2.e)对于二级低通滤波电路单元，同样选择高输入阻抗、宽共模、低输入偏置电流、低功耗的运算放大器作为电路核心。由于经过低通滤波之后，又进行了一级放大，为了防止电路自身引入的噪声干扰，使用了二级放大电路，其截止频率同样为10hz，滤除10hz以上的高频干扰噪声信号，提纯脑血氧信号。二级低通滤波电路以运算放大器为核心，搭载外围滤波电容电阻，实现截止频率为10hz的低通滤波电路。
2.2.f)二级放大电路单元用于对电压信号进行第二次的放大处理。对于二级放大电路，选择高输入阻抗、宽共模、低输入偏置电流、低功耗的运算放大器作为电路核心。经过初级放大的脑血氧信号其幅值还较低，对经过滤波处理的脑血氧信号进行二级放大。二级放大电路以运算放大器为核心，搭载外围电阻，选择阻值恰当的反馈电阻，使放大倍数达到10～15倍的效果。二级放大电路单元的放大倍数优选设计为10倍。
2.2.g)二级隔直电路单元用于对电压信号进行第二次的直流信号滤除处理。对于二级隔直电路，选择大电容搭载电阻来实现。经过多次放大的脑血氧信号，不可避免地会引入一些直流分量，使用二级隔直电路，将直流干扰去除，得到较为纯净的脑血氧信号。
2.2.h)电压抬升电路单元用于对电压信号进行升压，使其达到微控制器的电压采集范围。对于电压抬升电路，选择选择高输入阻抗、宽共模、低输入偏置电流、低功耗的运算放大器作为电路核心。前面对于脑血氧信号进行滤波、放大处理使用的运算放大器均使用双电源供电，直到电压抬升模块之前，获取的脑血氧信号电压存在负值的情况，为了防止脑血氧信号有用信息的丢失，使用加法电路，使得脑血氧信号的电压变化全部变为正值且在微控制器可以进行a/d采集的电压范围内。
2.3、微控制器对脑血氧信息的采集处理。
微控制器控制a/d采集模块对脑血氧信息采集模块处理过的脑血氧信号进行a/d采集，如果存在多组脑血氧信息采集探头，可选择多通道连续采样，以2000hz的采样率对四个通道四种波长的脑血氧信号进行采样处理。
微控制器使能定时器以及a/d转换，驱动光源驱动块，从而交替点亮四种波长的led，光电接收器将接收到的光信号转化为电流信号，经过信息采集模块，最终，微控制器的a/d转换模块将采集得到的脑血氧模拟信号转换为数字信号。
在每个led的发光间期内，可总共进行5次a/d采样。微控制器对得到的脑血氧数字信号进行进一步的处理。为了避免led的余晖效应对采集得到的脑血氧信号造成干扰，对采集得到的脑血氧信号进行舍弃处理，将每个led灯发光间期内采集得到的5组数据，舍弃前面2组数据，保留后面3组数据，将后面3组的数据值平均，作为当前该波长led的发光间期内的数据值。
微控制器内部创建了接收缓存数组以及发送缓存数组，当接收缓存数组里面存满100ms的数据时，接收缓存数组将其中的数据转移到发送缓存数组中，同时，接收缓存数组清空，用于接收新的数据。发送缓存数组将里面的数据向上位机发送，发送缓存数组将数据完全发送到上位机以后，发送缓存数组清空，等待下一次存储接收缓存数组转移过来的数据。
微控制器对脑血氧数据的采集处理流程框图如图4所示。
此外，可以设计微控制器通过分时间隔控制光源驱动电路驱动脑血氧信息采集探头中的红光源、第一红外光源、第二红外光源和第三红外光源交替发光，使得脑血氧信息采集探头中的光电探测器能够在不同时段检测不同光源照射脑血氧无创监测区反射出的出射光强度。如果存在多组脑血氧信息采集探头，则可以分多通道分别对各组脑血氧信息采集探头进行脑血氧信号采集的时序控制。例如，如图5所示，如果有四个通道的脑血氧信息采集，按照微控制器对于脑血氧信号采集的时序控制，将四个通道的脑血氧数据分离开，同时将每个通道4个波长的脑血氧数据分离开。微控制器控制四种波长的led灯发光的时序可以分别设计为：700nm灯亮，其他3个波长的灯灭；760nm灯亮，其他3个波长的灯灭；805nm灯亮，其他3个波长的灯灭；850nm灯亮，其他3个波长的灯灭。a/d采样的时序实现采集第一通道的数据，第一个通道数据采集完，开始采集第二个通道的数据，依此类推，直至将四个通道的数据采集完。基于此时序，可将每个通道以及每个通道每个波长的数据完全分离出来，以便于后面的处理。
5、无创采集子系统(下位机)和监测处理子系统(上位机)之间的连接及数据传输。
无创采集子系统(下位机)和监测处理子系统(上位机)之间的通信方式，若为有线通信则直接进行数据传输；若为无线通信，则可通过选择并建立无线通信连接，在完成连接以后，执行二者之间的数据传输。在进行无线通信连接时，具体应用时，可打开上位机软件，根据下位机配置的不同，选择正确的通信方式，上位机开始搜寻对应的通信设备，直至完成配对连接，上位机与下位机之间的连接配对流程如图6所示。上位机与下位机完成配对连接以后，上位机发送开启指令，下位机接收到指令开始工作，将采集得到的数据，通过数据包的形式一起打包发送给上位机，避免一边采样一边发送可能导致的数据掉包的情况发生，保障采集得到的脑血氧数据的稳定性、安全性。
6、监测处理子系统对脑血氧数据的处理、显示及存储。
监测处理子系统包括用于与无创采集子系统进行数据通信传输的监测通信模块，用于对脑血氧光电信息进行脑血氧监测分析的监测处理器，用于进行数据存储的数据存储模块，以及用于进行脑血氧无创监测结果数据显示的显示模块。监测通信模块用于通过监测通信模块获取无创采集子系统所采集的脑血氧光电信息，分别求取去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度值和脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，从而计算得到去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值，并进一步利用所述个体差异修正因子对于脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行个体差异修正，从而得到脑血氧无创监测结果数据，控制显示模块进行显示。
除此之外，监测处理子系统的具体设计还可以考虑如下的一些细节因素。
6.a)对于脑血氧信号的处理，可以先采用自适应滤波法进行一次数字滤波，滤除叠加在脑血氧信号上的低频噪声。由于在脑血氧信号采集的过程中，不可避免地会引入呼吸、心跳等低频信号，这些低频信号仅靠硬件电路的低通滤波器以及微控制器里面的叠加平均处理是无法滤除的，为了减少对脑血氧信号的干扰，采用自适应滤波方法，将叠加在脑血氧信号上的呼吸、心跳等低频信号成分滤除。
6.b)监测处理子系统中，监测处理器处理得到的脑血氧无创监测结果数据为经过个体差异修正的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值rso2(p)，可采用如下的脑血氧模型计算得到：
其中，k1、k2分别为第一修正系数和第二修正系数；
其中，δodred表示两个光电探测器检测红光源照射脑血氧无创监测区反射出的红光的出射光强度差值；δodinf1表示两个光电探测器检测第一红外光源的照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值；δodinf2表示两个光电探测器检测第二红外光源的照射脑血氧无创监测区反射出的红外光的出射光强度差值；
具体应用实施时，可基于计算机端的应用软件将上述模型编程实现，基于上述脑血氧无创预测模型，实时计算双通道的脑血氧值，并在人机交互界面中进行显示，方便观察被测者的实时情况，同时进行显示的还有脑局部组织血氧饱和度的参考值与相对变化量。
6.c)对于脑血氧值的计算及波形绘制，将经过自适应滤波处理的脑血氧数据代入脑血氧模型中，将脑血氧值计算出来，使用winform自带的控件实现实时显示脑血氧波形。经过自适应滤波处理的脑血氧信号是较为干净纯粹的，将远近两个光电探测器接收到的四种波长的数据直接代入到脑血氧模型中，得出当前脑血氧值的绝对值以及相对值，显示在人机交互界面上。将脑血氧绝对值显示在winform自带的画布上。首先经过计算的脑血氧数据值存在一个大数组里面，这个大数组的长度就是显示一整屏幕脑血氧曲线所需要的脑血氧的数据点数，根据这一屏幕数据的时间长短来决定所需要的脑血氧值数据点数。画布每隔300ms就会重新更新一次，将数组前300ms的数据移除，在数组末尾加上300ms的数据，这样看起来就是脑血氧曲线随着时间的推移在连续地向左边移动，从而达到连续动态显示的效果。当脑血氧的值出现异常情况，上位机发送指令到下位机，微控制器控制硬件板块发出报警声，警醒医生及时采取相应措施。
6.d)监测处理子系统，通过数据存储模块进行存储的数据，可以包括采集的脑血氧光电数据、处理得到的脑血氧无创监测结果数据、绘制的脑血氧波形数据等之中的任意一种或多种数据，方便进行查阅。对于脑血氧数据的存储，可设计两种存储方式，一种是医生选择自己存储，一种是医生选择默认存储方式。医生选择自己存储，需要选择要存储数据的文件夹，选择好文件夹以后，将采集得到的脑血氧原始数据以及脑血氧绝对值、相对值数据保存在三个子文件夹里面，存储在选定的文件夹下面。医生选择默认存储方式，上位机软件先根据病人信息建立一个文件夹，再根据病人的问诊时间创建子文件夹，将脑血氧的原始数据以及绝对值、相对值数据保存在三个文件夹里面，存储在根据病人文件时间创建的子文件夹里面。完成数据的存储，以便于医生针对病人的脑血氧变化情况进行后续的研究分析。
7)脑血氧无创监测装置的一体机设计方案。
本发明的脑血氧无创监测装置，还可以采用一体机的设计方案，即，将脑血氧信息采集探头作为信息采集可插接组件，将无创采集子系统和监测处理子系统集成为无创监测一体机。
如图7和图8所示，无创监测一体机整体设计包括机箱壳体1，将使用时机箱壳体朝向使用者的一面定义为机箱壳体的操作面11，壳体内部设有靠近壳体操作面的显示面板布置空间、靠近壳体背面上部的电池布置空间、以及靠近壳体背面下部的集成电路布置空间。机箱壳体10的操作面对应显示面板布置空间的位置开设有显示窗12，机箱壳体10下部的背面或侧面对应集成电路布置空间的位置开设有接口安装孔13和充电口安装孔14。机箱壳体10的电池布置空间内安装有电池20，用于为无创采集子系统和监测处理子系统的各器件供电。无创采集子系统中的采集探头接口安装在机箱壳体的接口安装孔13位置处。监测处理子系统中的显示模块30安装在机箱壳体的显示面板布置空间内，且显示模块的显示面正对机箱壳体上的显示窗12布置。机箱壳体10的集成电路布置空间内安装有集成电路板40，所述无创采集子系统中的信号预处理电路、光源驱动电路、微控制器和采集通信模块以及监测处理子系统中的监测通信模块、监测处理器和数据存储模块均集成在集成电路板上，且集成电路板上还集成有与电池进行电连接的供电控制电路和充电控制电路。供电控制电路是电池为无创采集子系统和监测处理子系统的各器件供电的供电连接电路，且供电控制电路中连接有供电开关41，所述供电开关41安装在机箱壳体10的外表面上。机箱壳体10的充电口安装孔14位置处还安装有充电接口，且所述充电接口通过充电控制电路电连接至电池，用于接入供电电源并通过充电控制电路为电池充电。机箱壳体10的顶部还还可以设置有悬挂架15，用于在临床使用时进行悬挂固定。
通过这样的设计，一方面可以充分利用机箱壳体的内部空间，使得无创采集子系统和监测处理子系统高度集成为无创监测一体机，提高空间利用率可使得无创监测一体机的整体体积不过于庞大，有助于无创监测一体机的产品小型化设计；另一方面，考虑到临床使用时无创监测一体机主要是挂设固定使用的使用场景(可挂设在墙上或者输液架上，避免过多占用地面空间)，无创监测一体机的组件中，重量相对较重的电池布置在机箱壳体内靠上部的空间，重量相对较轻的显示模块和集成电路板分别布置在靠机箱壳体内靠前和靠下部的空间，这样使得无创监测一体机的整体重心靠上部，对于挂设固定设备来说更有利于挂设固定的稳定性，同时，充电接口、采集探头接口等布置在机箱壳体的下部区域，也便于使用者操作。
下面给出本发明脑血氧无创监测装置的一个脑血氧无创监测操作示例说明，以体现本发明脑血氧无创监测装置的检测操作和处理过程：
步骤1)脑血氧探头的连接以及贴合。
该步骤中，将连接线接口与无创采集子系统的接口相连接，将脑血氧无创监测传感探头与脑血氧无创监测装置的连接线相连接，完成脑血氧无创监测传感探头的连接工作。将一对脑血氧无创监测传感探头分别贴合在人体头部对应脑前额叶的区域，脑血氧无创监测传感探头的贴合部位应在眉骨上方至少2cm以上，同时应避开额骨中线，以防止静脉窦对脑血氧信息采集的影响，此外，左右两个脑血氧无创监测传感探头的贴合部位关于额骨中线对称。
步骤2)上位机系统与下位机系统的连接。
开启脑血氧无创监测装置，系统电源为上位机系统与下位机系统供电。开启脑血氧无创监测装置的上位机软件系统，进行病人信息的录入，开启上位机的自动搜寻配对，上位机尝试与下位机系统建立有线方式(如串口)或者无线方式(wifi或者蓝牙)的通信连接，直至完成上位机与下位机之间的通信连接。
步骤3)下位机对脑血氧探头的驱动。
上位机与下位机之间成功建立通信连接以后，上位机点击开始按钮，上位机向下位机发送启动指令，下位机接收到指令以后，对指令进行判断，做出相应的动作。下位机判定从上位机接收到的指令为开始时，退出低功耗模式，开始工作。微控制器通过pwm波的形式，控制恒流源芯片的开闭状态，从而控制恒流源芯片在输出额定电流与关闭状态之间切换。从而控制脑血氧探头四种波长的led灯交替点亮且保证各个led灯在点亮时的功率一致。
步骤4)下位机对脑血氧信息的采集。
脑血氧无创监测传感探头各波长的led灯以“香蕉弧”的路径依次穿过头皮、皮下组织、颅骨、脑脊液、深层脑组织，最终再依次穿过脑脊液、颅骨、皮下组织、头皮，被远端的光电探测器接收到。脑血氧探头各波长的led灯以“香蕉弧”的路径依次穿过头皮、皮下组织、颅骨，最终再依次穿过皮下组织、头皮，被近端光电探测器接收到。光电探测器将接收到的光信号转化为电流信号，为了实现后续的信号处理，将包含脑血氧信息的电流信号经过电流电压转换电路转化为电压信号。之后紧跟一个隔直流电路，去除脑血氧信息中的直流偏置。再紧跟一个10hz低通滤波电路，滤除高频噪声。紧接着使用初级放大电路对脑血氧信号进行初级放大，再使用10hz滤波电路滤除高频噪声，接着使用二级放大电路使脑血氧信号幅值在可进行ad采样的范围内。使用隔直流电路，去除不必要的直流分量，再使用电压抬升电路，使脑血氧信号在可进行a/d采样的幅值范围内。四路通道的所有配置完全一样，保证脑血氧数据分析处理的准确性。
步骤5)下位机与上位机之间的数据传输。
在每个led的发光间期内，总共进行了5次a/d采样。微控制器对得到的脑血氧数字信号进行进一步的处理。为了避免led的余晖效应对采集得到的脑血氧信号造成干扰，对采集得到的脑血氧信号进行舍弃处理，将每个led灯发光间期内采集得到的5组数据，舍弃前面2组数据，保留后面3组数据，将后面3组的数据值平均，作为当前该波长led的发光间期内的数据值。在微控制器内部创建两个大的数组，分别为接受缓存数组以及发送缓存数组。当接受缓存数组里面存满100ms的数据时，接受缓存数组将其中的数据转移到发送缓存数组中，同时，接受缓存数组清空，用于接受新的数据，发送缓存数组将里面的数据发送到上位机，发送缓存数组将数据完全发送到上位机以后，发送缓存数组清空，等待下一次接收缓存数组转移过来的数据。
步骤6)上位机对脑血氧数据的处理以及存储。
上位机根据微控制器对于脑血氧信号采集的时序控制，将四个通道的脑血氧数据分离开，同时将每个通道4个波长的脑血氧数据分离开。微控制器控制四种波长的led灯发光的时序分别是：700nm灯亮，其他3个波长的灯灭；760nm灯亮，其他3个波长的灯灭；805nm灯亮，其他3个波长的灯灭；850nm灯亮，其他3个波长的灯灭。a/d采样的时序实现采集第一通道的数据，第一个通道数据采集完，开始采集第二个通道的数据，依此类推，直至将四个通道的数据采集完。基于此时序，可将每个通道以及每个通道每个波长的数据完全分离出来。之后采用自适应滤波法滤除叠加在脑血氧信号上的心跳以及呼吸等低频噪声。使用脑血氧模型进行脑血氧绝对值以及相对值的计算。在人机交互界面上进行脑血氧绝对值以及相对值的显示，并使用winform自带的画布控件根据计算出来的脑血氧值进行脑血氧波形的绘制。在脑血氧信号监测过程中，出现脑血氧曲线波动过大或者脑血氧绝对值、相对值变化较大，上位机下位机发送指令，开启报警铃，并在人机交互界面上显示报警信息。完成脑血氧信号监测以后，进行脑血氧数据的保存。
综上所述，本发明基于氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白对近红外光吸收度不同的特性，开发了一种对人体脑部局部组织血氧饱和度的无创监测装置，其包括脑血氧信息采集探头、无创采集子系统和监测处理子系统，以人体头部对应脑前额叶的区域作为脑血氧无创监测区，通过采集脑血氧无创监测区对红光的吸收情况作为对人体头部组织干扰信号的表征值，通过采集脑血氧无创监测区对两种不同波长的红外光的吸收情况分别作为脑部氧合血红蛋白浓度、脑部还原血红蛋白浓度的表征值，从而得到脑血氧无创监测区的表层干扰信号与深层有用信号，进而处理得到不含人体头部组织干扰信号的脑部氧合血红蛋白浓度值和脑部还原血红蛋白浓度值，从而得到去除人体头部组织干扰信号的脑部血氧饱和度监测值，实现脑血氧无创监测。该装置不会对人体造成伤害，且能够稳定、准确的实现对脑血氧值的连续实时监测。其中，采用自主设计的具有四波长光电信号采集的脑血氧信息采集探头，在检测脑局部组织中氧合血红蛋白和还原血红蛋白的同时，还检测测试区域的皮肤组织中的干扰信号，此外，考虑到个体差异性还加入了一个波长的近红外光，用于计算修正因子；此外，脑血氧信息采集探头采用插接的方式，以提高脑血氧装置的便利性以及抗干扰性，便于脑血氧无创监测传感探头的更换，降低脑血氧信息采集探头的更换成本。本发明的脑血氧无创监测装置，其监测区选择人体头部对应脑前额叶的区域无密集毛发覆盖，减小了干扰，近红外光可以顺利地穿透颅外组织进入脑组织，获得包含深层脑组织血氧饱和度的信息；此外，考虑了人体组织中黑色素的影响，利用红光的吸收情况作为对人体头部组织黑色素干扰信号的表征，分别检测到表层干扰信号与深层有用信号，采集到的信号内容更加丰富，方便处理得到信噪比高的脑血氧信号，进而求取去除人体头部组织干扰信号的脑部血氧饱和度监测值，使得脑血氧连续监测稳定性更好、监测精度更高。本发明脑血氧无创监测装置的设计使其能够基于嵌入式的技术进行研发，大大降低了产品的硬件成本以及开发成本，降低脑血氧无创监测产品的价格，减低患者的使用成本，提高脑血氧无创监测产品的普及性。并且本发明脑血氧无创监测装置还可以具有良好的拓展性，较易实现该系统功能的丰富性。例如，通过选择监测处理子系统(上位机)的不同功能设计，根据对采集得到数据不同的处理方式，设计采用不同的算法模型，可实现不同类型脑局部血氧饱和度值的监测，如相对和绝对脑血氧饱和度等；此外，可设计通过增加相同硬件板卡，与微控制器核心板的预留接口相连接，可采集多通道不同位置的组织血氧数据等，由此实现硬件支持功能的扩展。并且作为一种优选的设计方案，本发明的脑血氧无创监测装置，采用模块化的一体机设计，模块与模块之间通过简单的有序排线进行连接，有利于脑血氧装置后期的维修以及硬件板卡的更新升级处理。无创采集子系统(下位机)和监测处理子系统(上位机)集成封装在一个机箱壳体里面，外部仅预留充电接口、采集探头接口、供电开关，不仅避免上位机与下位机线路连接的暴露，提高脑血氧装置的抗干扰能力，同时还减少医护人员的工作量，避免繁琐的线路连接工作，降低发生医疗事故的风险性，提高对病人监护的安全性；由此可以形成一个独立的小型化装置，具有便携、灵活性好、成本低、方便推广、适应性强的优点。在软件层面，本发明的脑血氧无创监测装置，可以优化设计良好的人机交互功能，以简化操作、增强显示效果，在显示脑血氧波形、脑血氧值的同时，还可以显示对应监测区域的参考值和相对变化量，以便多参数观察比较，在异常情况发生时及时做出反应；并且还可以通过人机交互界面的系统设置的设计，实现对信号采集模式、显示模式的调整控制，以便适用于更多的模式来应对更多的应用场景。
由此可见，本发明对脑血氧无创监测提供了新的解决方案，提高了脑血氧无创监测的稳定性和准确性，更有利于推进脑血氧无创监测的临床应用。
最后说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管通过参照本发明的优选实施例已经对本发明进行了描述，但本领域的普通技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离所附权利要求书所限定的本发明的精神和范围。
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