一种脑血氧无创监测方法及监测装置与流程
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方法及监测装置。
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检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年中科搏锐基于nirs原理，并结合中科院自动化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、实时监测的便携式无创脑血氧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。
目前，国内在这一领域的研究中常见的脑血氧预测模型大多基于修正后的朗伯-比尔定律来构建，近年来也逐渐有研究人员利用稳态空间分辨光谱技术(srs)来构建脑血氧预测模型。然而，大量文献表明，国内研究人员大多使用双波长光源用于检测脑血氧信号进而构建脑血氧预测模型，该类模型原理相对简单，但稳定性和预测精度上存在一定的不足，容易受人体头部组织环境因素的影响和干扰。
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及监测方法的解决新方案，以提高脑血氧无创监测的稳定性和准确性。
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方法，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，进而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，实现脑血氧无创监测。
上述的脑血氧无创监测方法中，作为优选方案，采集脑血氧无创监测区对红光吸收情况所用的红光源的发光波长为680nm～700nm，优选为700nm；
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所用的第一红外光源的发光波长为760nm～790nm、第二红外光源的发光波长为840nm～900nm；其中，760nm～790nm红外光的吸收情况用于表征脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度，优选采用760nm红外光；840nm～900nm红外光的吸收情况用于表征脑前额叶区局部氧合血红蛋白浓度，优选采用850nm红外光；
每个脑血氧无创监测区均通过相间隔的两个光电探测器进行出射光强度检测，以所述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，以所述两个光电探测器检测所述两种不同波长的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。
上述的脑血氧无创监测方法中，作为优选方案，脑前额叶区局部血氧饱和度监测值rso2(p)按如下模型求得：
其中，k1为第一修正系数；chbo2为去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，chbr为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，且有：
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；
上述的脑血氧无创监测方法中，作为优选方案，还通过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，用于在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的基础上，进一步进行个体差异修正，实现脑血氧无创监测；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所用的第三红外光源的发光波长为800nm～820nm，优选为805nm；
个体差异修正的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值rso2(p)按如下模型求得：
其中，k1、k2分别为第一修正系数和第二修正系数；chbo2为去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，chbr为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，cid为个体差异修正因子，且有：
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；
本发明提供的脑血氧无创监测装置的解决方案如下：
一种脑血氧无创监测装置，包括脑血氧信息采集子系统、采集控制子系统和监测计算处理子系统；
所述脑血氧信息采集子系统包括一组或两组用于采集脑血氧信息的脑血氧信息采集探头，以及用于对采集的脑血氧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；每组脑血氧信息采集探头具有用于贴合在人体头部对应脑前额叶区域的贴合部，以及布置在所述贴合部上的发光波长为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、以及相间隔的两个光电探测器；所述脑血氧信息采集探头用于通过其贴合部贴合在作为脑血氧无创监测区的人体头部对应脑前额叶的区域，并用于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氧合血红蛋白浓度的表征值；
所述采集控制子系统用于对脑血氧信息采集子系统的脑血氧信息采集过程进行驱动控制；
所述监测计算处理子系统用于接收脑血氧信息采集子系统所采集的脑血氧信息，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，实现脑血氧无创监测。
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的贴合部为柔软粘性材质，用于粘附贴合在人体头部对应脑前额叶的区域；
所述脑血氧信息采集探头还具有用于对所述贴合部进行遮光的软质遮光外壳，用于减少环境光对贴合部的光干扰。
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信号转换升压电路单元、信号滤波电路单元和信号放大电路单元；
所述信号转换升压电路单元包括信号转换电路和升压电路，所述信号转换电路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，所述升压电路用于对电压信号进行升压；
所述信号滤波电路单元包括10hz低通滤波电路，用于滤除10hz以上的干扰信号；
所述信号放大电路单元包括前置放大电路和二级放大电路，用于对信号进行二级放大。
上述的脑血氧无创监测装置中，作为优选方案，所述采集控制子系统通过分时间隔驱动控制脑血氧信息采集探头中的各不同光源交替发光，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，所述监测计算处理子系统采用如下模型计算得到脑前额叶区局部血氧饱和度监测值rso2(p)：
其中，k1为第一修正系数；chbo2为去除人体头部组织干扰信号的脑前额叶区局部还原血红蛋白浓度值，chbr为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，且有：
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；
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的贴合部上还布置有发光波长为800nm～820nm的第三红外光源，用于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；
所述监测计算处理子系统还用于在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的基础上，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；采用如下模型计算得到个体差异修正的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值rso2(p)：
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；
于现有技术，本发明的有益效果在于：
1、本发明利用氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白对近红外光的吸收度的不同，开发了一种对人体脑部局部组织血氧饱和度的无创监测方法，该方法不会对人体造成伤害，且通过连续脑血氧值预测模型可以实现脑血氧值的连续实时监测，考虑了黑色素的影响以及加入了修正因子，相比现有常见的双波长预测模型更加稳定，预测精度更高。
2、本发明的脑血氧无创监测方法，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，近红外光可以更好地穿透外部结构进入脑组织，从而获得的信号包含更多有用信息，并且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前额叶区局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。
3、本发明脑血氧无创监测装置优选采用下位机端、上位机端的分布式集成化设计，这样可以使得脑血氧无创监测装置可以基于嵌入式技术加以设计，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。
4、本发明的脑血氧无创监测装置，还可以更进一步的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是本发明一种具体实施方式的脑血氧无创监测装置的系统框图。
图2是本发明一种具体实施方式的脑血氧无创监测装置中下位机端与上位机端选择连接通信的程序示例流程图。
图3是本发明一种具体实施方式的脑血氧无创监测装置中上位机端人机交互以及通信过程流程图。
图4是本发明一种具体实施方式的脑血氧无创监测装置中信号预处理电路的电路结构框图。
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，而国外的无创脑血氧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，为了监测到的脑血氧信号受到尽可能小的干扰，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，这类方法无法连续监测且有创，有一定的危险性。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，因为人体组织中黑色素成分也会吸收近红外光，从而导致常规检测中，由黑色素成分吸收的近红外光部分也被误计算为血红蛋白对近红外光的吸收，造成血红蛋白对近红外光的吸收计算量虚高，进而对最终监测的脑血氧值产生干扰，引起较大的脑血氧监测误差。而进一步研究发现，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，在构建脑血氧无创预测模型时，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方法，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方法，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，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，实现脑血氧无创监测。
本发明的脑血氧无创监测方法，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，近红外光可以更好地穿透外部结构进入脑组织，从而获得的信号包含更多有用信息，并且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，进而求取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，使得脑血氧连续监测稳定性更好、监测精度更高。
为了更好的体现本发明脑血氧无创监测方法的技术可实施性和技术优势，下面通过基于本发明脑血氧无创监测方法设计思路的脑血氧无创监测装置实施例，来做进一步的说明。
本发明提出的脑血氧无创监测装置，包括脑血氧信息采集子系统、采集控制子系统和监测计算处理子系统；其中，脑血氧信息采集子系统和采集控制子系统可集成作为下位机端，监测计算处理子系统可独立集成作为上位机端，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wifi、蓝牙等无线通信方式，建立相互之间的数据传输连接。其装置构架原理框图如图1所示。
本发明的脑血氧无创监测装置中，脑血氧信息采集子系统可以设计一组或两组用于采集脑血氧信息的脑血氧信息采集探头，以及用于对采集的脑血氧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。每组脑血氧信息采集探头具有用于贴合在人体头部对应脑前额叶区域的贴合部，贴合部上至少需要布置有发光波长为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、以及相间隔的两个光电探测器。脑血氧信息采集探头用于通过其贴合部贴合在作为脑血氧无创监测区的人体头部对应脑前额叶的区域，并用于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氧合血红蛋白浓度的表征值。此外，脑血氧信息采集探头的贴合部上还可以设计布置发光波长为800nm～820nm的第三红外光源，用于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，以用于进行个体差异修正。
采集控制子系统用于对脑血氧信息采集子系统的脑血氧信息采集过程进行驱动控制。具体应用时，采集控制子系统通过分时间隔驱动控制脑血氧信息采集探头中的各不同光源交替发光，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。
监测计算处理子系统用于接收脑血氧信息采集子系统所采集的脑血氧信息，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，实现脑血氧无创监测；在脑血氧信息采集探头的贴合部上还布置有第三红外光源的条件下，监测计算处理子系统还可以用于在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的基础上，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。
监测计算处理子系统在执行脑前额叶区局部血氧饱和度监测值的分析计算过程中，需要使用到本发明提出的脑血氧无创预测模型；该脑血氧无创预测模型基于修正的朗伯-比尔定律，利用前述的红光和不同波长的红外光通过脑局部组织前后光密度的变化信息，以及相间隔的两个光电探测器分别检测浅层和深层的组织信息，构建出初步的模型，之后将模型进行优化，根据脑血氧饱和度的定义构建出最终的无创脑血氧预测模型，从而实时计算得到脑前额叶区局部血氧饱和度监测值。并且作为上位机端的软件交互设计，还可以进一步的增加人机交互功能，例如对接收到的脑血氧信息进行显示，方便观察，还可以根据近红外脑血氧检测时波形的变化特性，定位识别出变化的特征点，并在上位机端的人机交互界面上进行显示和分析，等等。
具体到本实施例中而言，脑血氧无创监测装置中具体的技术设计要点主要分为如下的几个部分：
1)脑血氧信息采集探头的具体结构设计；
2)采集控制子系统对脑血氧信息采集过程的驱动和控制实现方式；
3)信号预处理电路对于脑血氧信号的预处理过程；
4)监测计算处理子系统对接收到的脑血氧信息数据的二次处理以及波形绘制、显示；
5)监测计算处理子系统中脑血氧无创预测模型的构建以及基于计算的软件实现、计算和显示。
下面分别对各个部分展开进行详细说明。
作为一种具体的优选设计方式，在本实施例中，脑血氧无创监测装置的各个子系统采用统一供电，再根据各模块所需要的工作电压，采用对应的稳压电源模块，为各个模块提供额定的工作电压。
在本实施例中，如图1所示，上述第1)部分的技术内容中，脑血氧信息采集子系统中设计了两组脑血氧信息采集探头，分别用于贴合检测人体头部两侧的脑前额叶区域位置；每组脑血氧信息采集探头的贴合部上布置了发光波长为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、以及相间隔的两个光电探测器。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；760nm波长的红光是用于监测脱氧血红蛋白的浓度变化情况；805nm波长的近红外光是两种血红蛋白的等吸收点，用于模型的修正；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。同时，在结构设计上，该脑血氧信息采集探头采用了柔软粘性材质制作贴合部，例如可将贴合部制作成采用柔性贴片等形式，用于粘附贴合在人体头部对应脑前额叶的区域，以更好地贴合皮肤，避免漏光，减少能量损耗和外部干扰；同时，脑血氧信息采集探头还设计有用于对所述贴合部进行遮光的软质遮光外壳，且外壳颜色最好采用黑色等深色以尽量吸收环境光，软质遮光外壳一方面用于对贴合部上布置的各个光源和两个光电探测器的结构加以保护，另一方面可用于减少环境光对贴合部的光干扰，并且外壳采用柔软材质可以产生一定的形变来更好地贴合人脑前额叶，尽量减少被监测者的不舒适感。
本实施例中，脑血氧无创监测装置优选采用下位机端、上位机端的分布式集成化设计，脑血氧信息采集子系统和采集控制子系统集成作为下位机端，监测计算处理子系统独立集成作为上位机端，下位机端与上位机端之间通过有线或无线通信方式建立数据传输连接。这样可以使得脑血氧无创监测装置可以基于嵌入式技术加以设计，使得脑血氧无创监测装置产品将下位机系统与上位机系统结合起来，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。
其次，在软件的系统设置中连接相应的通信方式，选择合适的监测模式并完成其他设置后，即可开始接收来自下位机采集的脑血氧信号数据。例如，图2给出了下位机端与上位机端选择连接通信的一种程序示例流程图，以该图示示例为例，可以设计下位机端与上位机端选择连接通信的方式包括串口通信、wifi通信、蓝牙通信等不同形式，使用者可通过软件的系统设置选择所需的连接通信方式后，系统则根据相应通信方式执行下位机端与上位机之间的通信连接处理，直至完成通信连接。
此外，在采集过程中若出现探头掉落，连接断开等情况，上位机端会自动终止通信，并提示警告信息。上述描述为上位机和下位机的在脑血氧信号采集中的人机交互以及通信过程，具体流程示例如图3所示。下位机利用上述自主设计的两组脑血氧信息采集探头，分别对人体头部对应左、右侧前额叶脑局部位置进行信号的采集，两侧通道同时工作进行信号的采集。
在本实施例中，上述第2)部分的技术内容中，采集控制子系统对脑血氧信息采集过程的驱动和控制实现方式又具体包括如下技术内容：
2a)在采集人体头部两侧前额叶脑血氧信号时，两侧脑血氧信息采集探头的通道是同时工作的，其中的各个红光、红外光源均采用led光源，其工作先后顺序可设计为700nm(红光源)、760nm(第一红外光源)、805nm(第三红外光源)、850nm(第二红外光源)，它们交替发光(当然也可以设计为其它顺序)，以确保四种led光源的工作时段中间包含一定长度的间隔期，用来防止不同波长led光源之间的光干扰。采集控制子系统包括电源模块、光源驱动模块、微控制器。其中，led光源是由采集控制子系统中的光源驱动模块电路控制工作的，通过微控制器的i/o管脚输出pwm信号，控制光源驱动模块电路输出驱动信号让相应的led光源发光；电源模块则为其它各电子器件供电。微控制器还用于对采集得到的脑血氧信号进行收集，并与监测计算处理子系统进行数据通信，将采集到的脑血氧信号上传给监测计算处理子系统。
2b)驱动信号的产生，是通过微控制器的i/o管脚输出pwm信号来控制光源驱动模块电路实现的。红光与近红外光led的工作电压往往在1.1v～1.6v之间，通过电路分压来限制进入led的电压信号，并利用三极管组合来满足其工作需要的额定电流，进而实现驱动发光的目的。
2c)各个led在驱动发光后，会依次有序发光，入射光穿透人体脑部前额叶，经“香蕉型”路径传播后会产生反射，由两个光电探测器接收到出射光信号，转变成微弱的电流信号。
在本实施例中，上述第3)部分的技术内容中，作为优选方案，如图4所示，信号预处理电路包括信号转换升压电路单元、信号滤波电路单元和信号放大电路单元；信号转换升压电路单元包括信号转换电路和升压电路，信号转换电路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，升压电路用于对电压信号进行升压；信号滤波电路单元包括10hz低通滤波电路，用于滤除10hz以上的干扰信号；信号放大电路单元包括前置放大电路和二级放大电路，用于对信号进行二级放大。其中，具体包括如下技术内容：
3a)本装置中光电探测器接收到透过人体头部两侧前额叶的出射光之后，会随之产生一个微弱的电流信号。为了信号可以进行a/d转换，需要将其转换成电压信号，即需要一个信号转换电路，将电流信号转换为电压信号。本专利中使用了opa380芯片作为信号转换电路，来实现电流转电压的目的，该放大器具有极低的偏置电流，同时通过选择电路中合适阻抗值的电阻，作为升压电路，实现一个107倍的升压放大效果，即信号放大部分的前置放大。
3b)在电流转电压的同时进行一个107倍数的放大，是为了方便之后的滤波处理。根据资料显示，人体脑血氧信号的频率一般在0.01hz以下，而常见的几种噪声，如50hz工频干扰，各种高频白噪声等，都能轻易地将脑血氧信号掩盖。因此，要先进行一定程度的放大，才能保证滤波之后的信号里仍然能提取到所需要的脑血氧信号。本实施例所使用的低通滤波器截止频率为10hz，作为10hz低通滤波电路，主要目的是为了滤除10hz以上的干扰信号，例如50hz工频干扰以及一些白噪声等，同时保留信号的一些细节信息，考虑到该装置往往是应用于临床手术情况下，病人基本都处于麻醉状态，因此硬件设施上不考虑滤除低频噪声的部分。
3c)在经过10hz低通滤波之后，信噪比会有一个比较显著的提升。然后，对该信号再次进行放大处理，从毫伏级达到伏级。在前置放大电路对信号进行放大之后，信号的变化幅度仍然比较微小，不便于后续的处理计算，因此要再经过二级放大电路进行二级放大。
3d)本实施例中该装置所用的芯片多为双极性的芯片，供电也采用正负双电压供电，因此会允许出现负电压的情况。然而，微控制器自带的a/d采样模块无法采集负电压，因此需要对负电压部分进行一定的电压抬升，使整个脑血氧信号都位于正电压范围，才能进行后续处理。该电压抬升电路是一个简单的加法器电路，通过多种电阻的设计搭配，来实现电压抬升。最后，经过信号预处理电路处理后的脑血氧信号由微控制器进行收集，上传给监测计算处理子系统。
在本实施例中，上述第4)部分的技术内容中，在具体应用实施中，上位机端可以采用pc(桌面级个人电脑)、嵌入式处理系统等计算机端来得以实现。作为优选方案，上位机端接收到来自下位机微控制器发送上来的脑血氧信号数据交由监测计算处理子系统进行计算处理之前，可以对这些已经进行初步预处理理的信号再次进行数字滤波，用数字滤波的方法去除其中剩余的一些明显噪声，使信号更加平滑稳定。接着，根据近红外脑血氧检测时波形的变化特性，定位识别出变化的特征点。该应用软件会默认实时显示处理之后的人体头部两侧前额叶的脑血氧信号波形，方便直观地观察人体脑血氧的变化趋势，及时作出应对措施。另外，可以通过应用软件中的功能选项，来选择需要的波形信息进行显示，如每个波长的光对应的变化曲线，脑局部组织血氧相对值的变化曲线等。
在本实施例中，上述第5)部分的技术内容中，监测计算处理子系统中脑血氧无创预测模型，需要基于修正的朗伯-比尔定律加以建立和优化，从而利用构建的无创脑血氧预测模型来实时计算被测者当前被测区域的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值。下面对脑血氧无创预测模型的建立过程加以展开说明。
由修正的朗伯-比尔定律可得：
ir为入射光光强度，io为出射光光强度，差分路径因子dpf(大于1)，r是光源到检测器的直线距离，ε为摩尔消光系数，c为实验生物组织浓度；g则是其他外围生物组织对光的散射吸收等种种消减作用。当探测波长λ以及探测距离r一定时，ελ，dpfλ，gλ均为常数。其中，r×dpf＝l表示轨迹的实际行程。
人体中黑色素成分对700nm红光的吸收系数远大于血红蛋白的吸收系数，因此，在构建脑血氧无创预测模型时，近似认为700nm的出射光光密度的变化量是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，黑色素对近红外光的吸收系数的变化不大。
结合修正的朗伯-比尔定律，则有：
δodλ为波长为λ出射光光密度的变化量，在本实施例中，波长λ的取值针对不同的光源分别为700nm、760nm、850nm、805nm；即，δod700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；δod760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；δod850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；
δl为两个光电探测器与光源距离的差值。
求解上述方程组，分别得到氧合血红蛋白与还原血红蛋白的浓度：
考虑到红光源、第一红外光源、第二红外光源、第三红外光源的发光波长不局限于选择为700nm、760nm、850nm、805nm(红光源的发光波长可在680nm～700nm范围中选取、第一红外光源的发光波长可在760nm～790nm范围中选取、第二红外光源的发光波长可在840nm～900nm范围中选取、第三红外光源的发光波长可在800nm～820nm范围中选取)，那么，如果采用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，δodinf3表示两个光电探测器检测第三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，
其中，δodred、δodinf1、δodinf2、δodinf3四个出射光强度差值均可通过光电探测器检测获得；脑部还原血红蛋白针对第一红外光源、第二红外光源、第三红外光源的摩尔消光系数
再结合组织氧饱和度的计算公式：
求解上述方程组，构建脑血氧无创预测模型的展开式可表达为：
考虑到个体差异性，每个人的bmi指数不同，肥胖程度不一样，头部结构不尽相同，以及存在年龄段的显著差异，因此上述脑血氧预测模型还需要加入合适的修正因子，来减少这些因素的影响。805nm的近红外光源是氧合血红蛋白与还原血红蛋白的等吸收点，通过其与左右两侧光源吸收情况的对比，本实施例还提出模型中的个体差异修正因子cid：
同样，考虑到红光源、第一红外光源、第二红外光源、第三红外光源的发光波长不局限于选择为700nm、760nm、850nm、805nm(红光源的发光波长可在680nm～700nm范围中选取、第一红外光源的发光波长可在760nm～790nm范围中选取、第二红外光源的发光波长可在840nm～900nm范围中选取、第三红外光源的发光波长可在800nm～820nm范围中选取)，那么，如果采用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，δodinf3表示两个光电探测器检测第三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，
利用个体差异修正因子cid对脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行修正，即：
cid·rso2；
本发明还引入了两个修正系数：第一修正系数k1，第二修正系数k2。
考虑到在建模过程中会为了达到目的而提出一些背景条件，从而忽略部分实际情况，如脑局部组织中其他成分对光的吸收、反射、散射等，这些都会导致构建的模型预测出来的结果与实际结果有差距。为了减少这种差距，本模型提出了第一修正因子k1，用以对模型计算得到脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行修正，即第一修正系数k1修正后的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值为：
此外，为了调节修正因子cid的效果，在上述基础上继续提出了第二修正系数k2，它是为了防止cid过度修正，导致结果与实际值差距过大。因此，结合个体差异修正因子cid以及第一修正系数k1和第二修正系数k2对脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行修正后，即：
其中，第一修正因子k1是针对脑血氧无创预测模型计算得到脑前额叶区局部血氧饱和度监测值进行修正的修正参数，在脑血氧无创预测模型得以确定后即为固定值；而第二修正因子k2的值针对每个被测者而言均为个性化的固定值；因此，k1和k2的值均可通过使用脑血氧无创监测装置监测前的信号测试来确定。
最终应用于上位机端脑血氧无创监测软件的脑血氧无创预测模型表达式为：
这里的rso2(p)为通过模型计算得到个体差异修正的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值。
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。
由此，利用本发明的脑血氧无创监测装置对人体脑局部组织血氧饱和度监测的具体步骤包括：
a)下位机系统与上位机系统的连接和数据通信：
在这个过程中，脑血氧无创监测装置供电工作后，下位机通过装置内部的串口线与上位机相连接，上位机计算机端主要通过脑血氧无创监测软件来实现与下位机的通信。在软件的系统设置中连接相应的串口，选择合适的监测模式并完成其他设置后，即可开始接收来自下位机采集的脑血氧信号数据。采集过程中若出现探头掉落，连接断开等情况，上位机端会自动终止通信，并提示警告信息。
b)下位机对人体头部前额叶脑血氧信号的采集：
在这个过程中，左右两侧前额叶上的通道是同时工作的，每一路的探头里包含680nm～700nm的红光源、760nm～790nm的第一红外光源、840nm～900nm的第二红外光源、800nm～820nm的第三红外光源(上述实施例中采用的700nm的红光源、760nm的第一红外光源、850nm的第二红外光源、805nm的第三红外光源)四种波长的入射光和覆盖对应检测范围的光电探测器。驱动脑血氧探头是通过微控制器i/o管脚输出的pwm信号控制驱动电路来实现的，考虑到led对工作电压及工作电流有规定，因此驱动电路中需要设置一个分压电路，来控制输出电压，并通过三极管的搭配来满足额定电流的需求。在led被驱动后，会依次有序发光，透过人体前额叶后产生一个反射信号，由光电探测器接收并形成对应的电流信号。由于两个光电探测器与光源的距离不同，接收到的信号自然有区别，该设计是为了同时监测浅层的背景干扰和深层的有用信号。
c)下位机对于脑血氧信号的初步信号处理：
在这个过程中，由光电探测器产生的电流信号会经过信号转换单元、信号滤波单元、电压转换单元、信号放大单元。由于光电探测器产生的电流信号过于微弱，不方便处理，首先要进行电流转电压的转换，同时对它进行足够程度的放大。接着，通过低通滤波电路，滤除信号中带有的如50hz工频干扰和高频白噪声等干扰信号。为了避免负电压可能对单片机a/d采样存在的影响，将信号通过加法器进行一次简单的电压抬升，使其完全处于正电压范围。为了提高信噪比，在电压抬升之后再次通过低通滤波电路。之后，通过一个放大电路对信号进行二次放大，达到a/d采样的电压范围要求。
d)上位机对于数据的二次处理以及波形显示：
在这个过程中，上位机计算机端的应用软件在打开对应串口之后，接收到来自下位机微控制器通过串口发送上来的脑血氧信号数据，对这些已经进行初步处理的信号再次进行数字滤波，用数字滤波的方法去除其中剩余的一些明显噪声，使信号更加平滑稳定。接着，根据近红外脑血氧检测时波形的变化特性，定位识别出变化的特征点。该应用软件会默认实时显示处理之后的人体头部两侧前额叶的脑血氧信号波形，方便直观地观察人体脑血氧的变化趋势，及时作出应对措施。另外，可以通过应用软件中的功能设置，来选择需要的波形信息进行显示，如每个波长的光对应的变化曲线，脑局部组织血氧相对值的变化曲线等。
e)脑血氧无创预测模型基于pc的软件实现以及参数的计算和显示：
在这个过程中，首先基于修正的朗伯-比尔定律构建脑血氧无创预测模型，将四种波长的入射光通过脑局部组织前后的吸光度信息作为输入参数，脑局部组织血氧监测值作为输出参数，构建出初步的模型，之后将模型进行优化，加入多个修正因子，提高模型的稳定性与预测精度。由此建立得到的脑血氧无创预测模型表达式为：
这里的rso2(p)为通过模型计算得到个体差异修正的脑前额叶区局部血氧饱和度监测值；
接着，基于计算机端的应用软件将该模型编程实现，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。
在具体应用中，本发明的脑血氧无创监测装置的上位机端还可以更进一步的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。
通过上述流程可以看到，本发明的脑血氧无创监测装置及脑血氧无创监测方法，能够实现对人体脑部血氧饱和度的无创连续监测。当系统上电之后，完成上、下位机的连接，将信号采集前端放置于被测者脑部两侧前额叶，设置好相关信息后，即可开始连续无创地监测被测者的脑部血氧饱和度，与目前常见的通过在颈部安置针管定时采集血液进行血气分析来获得脑血氧值的方法相比，更加方便、安全，节约了人力、物力，成本更低。当出现异常情况时，医生以及相关医护人员可以第一时间观察到脑血氧信号波形的变化和脑血氧值的突变，及时实施救援。
此外，作为另一种实施方式，如果上述的脑血氧无创监测装置中，如果不考虑个体差异性，主要考虑人体头部组织干扰信号对脑血氧无创监测的影响，监测中则只需要使用到对红光源、第一红外光源和第二红外光源三种信号的计算，那么脑血氧无创预测模型可以简化为：
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；
综上所述，本发明利用氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白对近红外光的吸收度的不同，开发了一种对人体脑部局部组织血氧饱和度的无创监测方法，该方法不会对人体造成伤害，且通过连续脑血氧值预测模型可以实现脑血氧值的连续实时监测，考虑了黑色素的影响以及加入了修正因子，相比现有常见的双波长预测模型更加稳定，预测精度更高。本发明的脑血氧无创监测方法，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，近红外光可以更好地穿透外部结构进入脑组织，从而获得的信号包含更多有用信息，并且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前额叶区局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。而本发明脑血氧无创监测装置可优选采用下位机端、上位机端的分布式集成化设计，这样可以使得脑血氧无创监测装置可以基于嵌入式技术加以设计，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。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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