基于瑞利波的颅内压无创监测仪的制作方法

本发明属于医疗器械
技术领域：
，具体涉及一种基于超声瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪。
背景技术：
：超声波技术作为一种无损监测手段，广泛应用于医疗仪器、食品分析、质量控制、材料探伤和地球物理等领域。以前人们认为超声波参数是材料的固有属性，不会随着应力的改变而改变，但自从1953年Hughes为了采用超声波方法测量固体的三阶弹性模量而初步提出固体声弹理论和1968年Tatsuo提出声弹双折射效应以来，人们开始认为超声波参数与材料内部的应力是有关的。超声波波速、相位等参数与应力之间的关系称为应力-声学效应或声弹性效应，近年来成为一个研究的热点，并逐渐被应用于各工程及应用领域。如采用超声波测岩石应力、焊接残余应力、螺栓应力等等。在颅内压监测领域，目前临床上常用的有创监测法需要对患者进行一定的外科手术，患者不仅需要承受一定的疼痛，给患者的生活带来不便，并且还存在容易造成颅内感染及不适于长时间在线监测等问题。有创监测法要求患者采取特殊的固定体位，会给患者带来一定的不适感。所以，目前颅内压无创监测法已经成为颅内压监测的研究热点和发展方向，但已有的无创监测法均达不到准确测量的要求，无法实现成熟的临床应用。而且，目前的无创监测法大多无法实现长时间在线实时监测，或者难以实现移动监测和事故现场监测的临床应用。技术实现要素：有鉴于此，本发明的目的在于提供一种基于瑞利波的颅内压无创监测仪，该监测仪并采用嵌入式计算机来实现本仪器，该颅内压无创监测法不仅能够实现对长时间在线实时监测和移动监测等，而且测量数据准确，能够满足临床应用要求。为达到上述目的，本发明提供如下技术方案，一种基于瑞利波的颅内压无创监测仪，包括超声波发送驱动模块、信号接收电路模块、头戴式监测器和计算机模块；所述头戴式监测器包括超声波发送换能器和超声波接收换能器；超声波发送驱动模块，用于产生初始高频信号；超声波发送换能器，与所述超声波发送驱动模块相连，并将所述超声波发送驱动模块输出的初始高频信号转换为弹性机械波，弹性机械波经楔子转换为在颅骨中传播的瑞利波；超声波接收换能器，瑞利波经过一段时间在颅骨中的传播后，受到颅内压的调制，瑞利波经楔子转换为弹性机械波，所述弹性机械波被超声波接收换能器所接收，超声波接收换能器将接收到的弹性机械波转换为待处理的末端高频电信号；信号接收电路模块，与所述超声波接收换能器相连，用于对所述末端高频信号鉴频、锁相，通过滤波器将其中与所述初始高频信号频率相同的信号成分滤出，并输出至计算机模块；所述计算机模块与所述超声波发送驱动模块和信号接收电路模块相连，对所述末端高频信号计算出与原始信号之间的相位差，并根据该相位差计算出颅内压值。进一步，所述计算机模块为嵌入式计算机模块。进一步，所述头戴式监测器还包括固定装置，所述固定装置将连接带固定于头颅上。进一步，所述固定装置包括第一固定端、第二固定端以及连接第一固定端与第二固定端的且具有弹性的头带结构。进一步，所述楔子具有一斜面，该斜面与超声波发送换能器/超声波接收换能器固定连接；在使用时，所述楔子的底面紧贴于头部。本发明的有益效果在于：本发明基于瑞利波声弹性效应的颅内压无创监测仪，根据瑞利波声弹性效应，将颅骨视为一个弹性固体，事实上这与实际情况是符合的。当颅内压升高时，颅骨内壁受到的应力发生变化，那么在颅骨中传播的瑞利波，其相位差也会相应发生改变，从相位差的改变即可计算出颅内压值；而本发明基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪，通过设置超声波发送驱动模块和超声波发送器，用于在颅骨中激发出瑞利波，通过设置超声波接收器和接收信号电路模块用于接收在颅骨中传播的瑞利波，通过计算机解调后，能够根据初始信号和末端信号之间的相位差计算得出颅内压值，本颅内压监测仪不仅能够实现对患者颅内压的无创监测，而且测量数据准确，性能可靠，能够满足临床应用要求，不需要单独设置监测房间，并具有能够长时间在线监测和移动颅内压监测的优点。附图说明为了使本发明的目的、技术方案和有益效果更加清楚，本发明提供如下附图进行说明：图1为本发明基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪实施例的结构示意图；图2为采用本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪对颅脑模型进行颅内压监测的模拟试验结构示意图。图3为模拟颅内压升高力学机制的颅脑模型实验结构示意图；图4为仿真实验所测得的颅内压值与理论上有限元仿真计算结果的对比关系图；图5为头戴式监测器右侧剖视图；图6为头戴式监测器的俯视图；图7为楔子的示意图；图8为头带结构示意图；图9为颅脑模型的有限元仿真模型。具体实施方式下面将结合附图，对本发明的优选实施例进行详细的描述。如图1所示，为本发明基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪实施例的结构示意图。本实施例基于瑞利波的颅内压无创监测仪，包括计算机1、超声波发送驱动模块2、头戴式监测器和信号接收电路模块3，头戴式监测器包括超声波发送换能器4、超声波接收换能器5。其中，超声波发送驱动模块2用于产生初始高频信号；超声波发送换能器4与超声波发送驱动模块2相连，并将超声波发送驱动模块2输出的初始高频信号转换为弹性机械波，经过一个楔子8将该机械波转换为在颅骨13中传播的瑞利波；超声波接收换能器5用于接收在颅骨中传播的瑞利波，并将接收到的瑞利波转换为末端高频信号；信号接收电路模块3与超声波接收换能器5相连，用于对末端高频信号鉴频、锁相，并将与初始高频信号具有相同频率的末端信号成分的相位差输出至计算机1；计算机1与超声波发送驱动模块2和信号接收电路模块3相连，根据末端高频信号的相位差计算出颅内压值的变化。优选的，计算机1为嵌入式计算机，能够将颅内压无创监测仪小型化、便携化。本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压无创监测仪，利用瑞利波声弹性效应，将颅腔视为一个密闭的容器，内部充满颅脑组织，当颅内压升高时，颅骨受到的应力发生改变，在颅骨中传播瑞利波的参数也会随着该应力的变化而发生相应的变化；而本发明基于瑞利波声弹性效应的颅内压无创监测仪，通过设置超声波发送驱动模块2和超声波发送换能器4，用于在颅骨中激发出瑞利波；通过设置超声波接收换能器5和信号接收电路模块3用于接收在颅骨中传播的瑞利波，通过计算机1解调后，能够根据发送和接收到的瑞利波参数的变化计算得出颅内压值，即颅内压监测仪不仅能够实现对患者颅内压的无创监测，而且测量数据准确，能够满足临床应用要求，本实施例的颅内压监测仪具有小型化、智能化和嵌入式仪器等优点，能够实现在线实时监测和便携式监测等目标，且不需要在专门的房间中放置设备，可直接在病床边实施监测和事故现场的颅内压移动监测，不需要做任何外科手术，避免了颅内感染。在本实施例中，所述楔子具有一45°斜面81，该斜面与超声波发送换能器/超声波接收换能器固定连接；在使用时，所述楔子的底面82紧贴于头部。在本实施例中，超声波发送换能器4、超声波接收换能器5通过具有韧性的连接带12连接。在本实施例中，头戴式监测器还包括固定装置，所述固定装置将连接带固定于颅骨13上。进一步，所述固定装置包括第一固定端14、第二固定端15以及连接第一固定端与第二固定端的且具有弹性的头带结构16。所述头带结构包括主体161和垫片162。主体为弧形结构，主体采用软胶成型，其弹性大大提高，从而使所述头带结构达到佩带舒适的目的。所述垫片胶接于所述主体，所述主体朝向头部一侧凸起且间隔设置的凸块163，该凸块具有一定弹性。利用所述凸块以增加所述头带结构与头部的接触舒适感。优选地，所述凸块关于所述主体的轴向对称设置，且为空心结构，通过将所述凸块设置成空心结构以增大弹性，从而改善整个所述头带结构对头部的按压作用，提高舒适度。更优地，根据所述头带结构与所述头部的佩戴方式，所述凸块沿中间向两侧依次减小，以使所述头带结构与头部的压紧力均匀分布，舒适度增强。下面对本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪对颅内压值的检测精度进行了模拟试验。如图2所示，为采用本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压无创监测仪对颅脑模型进行颅内压监测的模拟试验结构示意图。图3为模拟颅内压升高力学机制的颅脑模型实验结构示意图，其中6为光纤应力传感器，用于检测颅脑模型内部的应力值；7为应力解调装置，用于显示颅脑模型内部应力值的读书。颅脑模型采用有机玻璃9制作的球形，并在其内部填充液体，一般采用纯净水10。该颅脑模型实验用来模拟颅内压升高的力学机制，当活塞11推入或拉出时，根据液体的压强传递原理，有机玻璃球体内壁将受到一定的应力，由此来模拟颅内压。通过采用本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪对颅脑模型内部应力值的监测数据与应力传感器6实际测得值之间的比对分析，可知本实施例的颅内压监测仪能够满足颅内压监测的临床精度要求。下面对本实施例基于瑞利波声弹性效应的颅内压监测仪对颅内压值的监测精度进行了仿真试验。仿真实验中，为了确保在颅骨中激发出瑞利波，并满足相应的边界条件，我们所设定的波长必须远小于颅骨的厚度。对于声弹性效应中，假设固体物质的质点有三种状态：自然状态、初始状态和最终状态。即设颅骨组织在正常颅内压状态下为自然状态，颅内压升高时颅骨组织处于初始状态，当利用本实施例的颅内压监测仪施加超声波监测时处于最终状态。声弹性理论的假设条件就是：1)连续性介质假设；2)超声传播是叠加在静态有限大变形上的小扰动；3)物体是超弹性、均匀的；4)物体在变形中可视为等温或等熵过程。由于颅骨是一种致密的固体物质，尤其是颅骨顶部的位置，颅骨比较坚硬，且具有一定的超弹性。颅骨的力学参数与有机玻璃相近，因此采用有机玻璃来模拟颅骨的力学性质是可行的，且在很多颅脑力学实验中，比如颅脑撞击伤等实验均采用有机玻璃来模拟仿真颅骨的力学特性。在以上假设条件下，采用初始坐标的瑞利波运动方程如式(1)所示：∂∂XJ[(δIKtJLi+CIJKL)∂uK∂XL]=ρi∂2uI∂t2---(1)]]>式(1)中δIK是克罗内克记号，是柯西应力张量，uK、uI表示初始坐标下的位移，XL表示初始坐标。式(1)中CIJKL称为等效刚度，取决于材料常数和初始位移场，是反映材料固有性质的参数，不同材料的CIJKL不同，它不因负载和形变而改变，不随时间变化，也不含速度，因此在一定温度下，应力是唯一地由应变状态确定的，因此，有应力与应变的一一对应关系。等效刚度具有对称性，即CIJKL＝CIJKL＝CIJKL＝CIJKL，而CIJKL可以用式(2)表示如下：CIJKL=cIJKL(I-eNNi)+cIJKLMNeMNi+cMJKL∂uIi∂XM+cIMKL∂uJi∂XM+cIJML∂uKi∂XM+cIJKM∂uLi∂XM---(2)]]>CIJKL＝δIαδJβδKγδIδcαβγδ(3)式(1)～(3)中的记号均为笛卡尔张量，式中eMN是极小应变，且eNN＝e11+e22+e33。分别表示初始坐标系描述下的初始位移、应变、应力张量。ρi表示初始状态下的密度；cαβγδ为二阶弹性常数张量，对于各向同性的材料，独立的二阶弹性常数有2个，即拉梅常数；cαβγδζη表示材料的三阶弹性常数，对于各向同性的材料，独立的三阶弹性常数有3个，即Murnaghan常数。由于瑞利波的运动方程只在几种简单条件和特殊边界条件下才能求得解析解，一般只能通过有限元的方法求得数值解，因此必须对仿真实验中的颅脑模型建立有限元仿真模型。如图9所示，为颅脑模型的有限元仿真模型，该模型仅为颅骨受力的有限元仿真计算模型。由于等效刚度具有对称性，有限元单元刚度矩阵可简化为如式(4)所示：K=λ+2μλλ000λ+2μλ000λ+2μ000μ00μ0μ---(4)]]>其中λ、μ为材料的二阶弹性常数，即人们所熟知的拉梅系数，可以采用试验测量得到或者通过一阶弹性常数即杨氏模量和泊松比计算得出，计算方法如式(5)、(6)所示，其中E为杨氏模量，ν为泊松比。λ=Ev(1+v)(1-2v)---(5)]]>μ=E2(1+v)---(6)]]>如图4所示，为仿真实验所测得的颅内压值与理论上有限元仿真计算结果的对比关系图。通过对比结果发现，理论计算值与实验实测值之间最大误差不超过4.5％，并且在正常颅内压范围内(成人0.7～2.0Kpa，儿童0.5～1.0Kpa)，瑞利波相位差与颅内压值成单调下降关系，因此可根据此关系曲线从瑞利波的相位差参数反演计算出颅内压值。最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管通过上述优选实施例已经对本发明进行了详细的描述，但本领域技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离本发明权利要求书所限定的范围。当前第1页1 2 3