一种血氧血容绝对量检测装置及其方法
技术领域
本发明涉及医学仪器,尤指一种血氧血容绝对量检测装置及其方法。
背景技术
测量人体局部组织血氧的浓度,并观察其随时间变化的规律,有助于了解脑疾病患者及手术过程中的患者局部组织血氧的绝对值浓度,为医生的诊断提供依据。
相对于广泛使用的医学检测技术:核磁共振成像技术(fMRI)、正电子发射断层成像(PET)、脑电/时间相关电位(EEG/ERP),新兴的近红外脑功能光谱术或成像(NIRS/fNIRI)具有可便携、价格低廉、时间分辨率高以及非侵入性检测等优势。近红外光谱术作为一项非侵入式光学监测手段,其应用范围越来越普遍,主要被用来观察皮层区域血液动力学变化,具体包括含氧血红蛋白(HbO2)和脱氧血红蛋白(Hb)浓度变化,脑血流(cerebral blood flow, CBF)以及脑血容量(cerebral blood volume, CBV)变化。
然而,本发明基于修正的Lambert-Beer定律,针对具有高散射的人体组织,将使用无损、安全、稳定的近红外检测方法,来监测血氧变化。在临床麻醉手术、重症患者监护应用中为医生及时提供有效地临床依据,以及在新生儿、早产儿监护、脑外科和心血管外科等领域采取对人体局部组织血氧绝对值的测量有着重要意义。与本发明相关的专利及其公开案中,大部分是利用光学方法对人体组织血氧的参数进行无创检测。如ZL 200310113534.7中国专利,提出了在吸氧刺激下新生儿脑部局部组织氧饱和度的检测方法,是对新生儿的局部脑组织在吸氧刺激下的血氧饱和度变化的相对量测量,但难以满足绝对量测量,从而难以反映病人与正常人之间的差异,或者病变区域与正常区域的差异;双如ZL 200610112598.9中国专利,其提供的人体组织氧合与还原血红蛋白绝对量的检测方法,也只做到了对人体组织氧合与还原血红蛋白的相对量测量,也不能提供基线的准确测量,因此也无法实现绝对量的检测;再如已发表的相关技术文献中,多数是利用频域的方法对人体组织的血氧参数进行测量。如M.A. McIntosh团队,就通过多距离频域测量(FDMD)的方法对脑组织的含氧血红蛋白进行了绝对量的测量,但该方法使用光纤束,成本过高。
综上,本发明相对于上述专利案及其公开的文献,最突出的创新在于在降低成本的基础上实现了绝对量测量,使得用户可以定量比较不同人或不同区域的血液动力学参数差异,大大提高检测诊断的可靠性与可行性。具体来讲,与上述专利案及其相关文献的区别是:
1.本发明测量的是人体局部组织血氧浓度的绝对值含量而不是相对变化量;2.本发明选用多波长LED作为光源,使用连续波,价格低、信号稳定、方法易实现,可快速普及;3.本发明可以给临床医生提供病人脑氧含量的一个基线,让医生对病人的身体情况做出更准确的判断;便于医生对病人与正常人血氧参量差异进行量化比较;对不同病人的病情差异进行量化判定。4.本发明采用无创测量,在对被试者不造成痛苦/任何不适的情况下,实现了实时、便携、成本低廉、快速、准确的测量。
发明内容
为解决上述技术问题,本发明的主要目的在于提供一种血氧血容绝对量检测装置及其方法,其是对现有的人体局部组织血氧血容测量的装置及方法的改进和优化,从而提出一种能够工业再现,且检测结果相对准确,对实用对象包括患者无创伤、无不适现象的检测。
为达成上述目的,本发明应该的技术方案是:一种血氧血容绝对量检测装置,包括电源、感测探头、放大滤波电路和时序控制电路以及数据采集模块,其中:该感测探头在电源支持下通过光照探测人体脑组织血氧血容绝对量并包括光源及光敏探测器,该放大滤波电路同在该电源支持下与所述感测探头电性连通并将放大滤波的信号输出给该数据采集模块,同时该感测探头、该放大滤波电路及数据采集模块分别与该时序控制电路电性连通并分别受该时序控制电路控制,以及该数据采集模块与PC机连接并藉由该PC机控制该检测装置且显示、储存检测的数据。
在本实施例中优选,该光敏探测器至少为20个,其中两个一组,至少五组呈一排并形成相对的上下两排。
在本实施例中优选,该上下两排光敏探测器中间排列所述光源。
在本实施例中优选,该光源为至少可发出两种波长近红外光的集成LED。
在本实施例中优选,该集成LED至少为4个并呈一字形等距排列。
在本实施例中优选,该光源与该光敏探测器的排列形式是以单个光源为交点,而上下两排中的临近4组光敏探测器则形成为X态势的等距端点。
在本实施例中优选,该光源与该光敏探测器的排列形式为临近单个光源的上下两组光敏探测器呈等腰三角的端点配置,同样临近单个光源的上排两组光敏探测器或者下排两组光敏探测器也呈等腰三角的端点配置。
在本实施例中优选,一种用于如权利要求1所述的血氧血容绝对量检测装置的方法是:该光源照射到人体大脑皮层上,该光敏探测器探测光源反射回来的光强弱信号,通过该信号的强弱变化来间接反映脑血氧血容的动态,再通过该放大滤波电路对该信号放大和滤波后,经该数据采集模块输送到PC机,其中:步骤一:通过感测探头照射并接收光的强弱来反映脑血氧血容的动态信号,即将4个多波长近红外光源并排放在一条直线上,每个多波长近红外光源周围围绕着8个光敏探测器用于探测反射回来的光强;步骤二:感测探头反映的动态信号输出到所述放大滤波电路,所述感测探头具有驱动控制模块及运算处理模块,工作时,同步采集光强信号并同步将光强信号输入到运算处理模块,将运算得出的局部脑组织血氧血容参数传输到所述数据采集模块,以及步骤三:经该数据采集模块对信号转换为血氧血容绝对量数据并传输到PC机呈现或存储,以备供医务人员在诊疗时参考。
在本实施例中优选,该感测探头包括单通道检测与多通道检测,所述单通道检测既采用至少发出两种近红外段波长光的光源和至少两个光敏探测器组配且光敏探测器均在该光源一侧相邻紧挨,又采用一组光敏探测器和至少两颗发出两种近红外段波长光的光源组配且光源均在光敏探测器一侧相邻紧挨,而所述多通道检测所包含的各个通道为单通道,所包含的通道检测空间各不相同,但相邻通道可共用光敏探测器或光源。
在本实施例中优选,该光敏探测器与所述光源形成有多个间距,其多个间距取值范围在2.5cm至4.5cm之间,相邻的光敏探测器或相邻的光源的中心间距取值小于或等于1cm,相邻的两光敏探测器相对于光源的夹角小于或等于13.5度,或相邻的两光源相对于光敏探测器的夹角小于或等于13.5度。
本发明与现有技术相比,其有益的效果是:相对于上述专利及其公开的文献,最突出的创新在于在降低成本的基础上实现了绝对量测量,使得用户可以定量比较不同人或不同区域的血液动力学参数差异,大大提高检测诊断的可靠性与可行性。具体来讲,与上述专利案及其相关文献的区别:一是测量的是人体局部组织血氧浓度的绝对值含量而不是相对变化量;二是选用多波长LED作为光源,使用连续波,价格低、信号稳定、方法易实现,可快速普及;三是可以给临床医生提供病人脑氧含量的一个基线,让医生对病人的身体情况做出更准确的判断;便于医生对病人与正常人血氧参量差异进行量化比较;对不同病人的病情差异进行量化判定;四是采用无创测量,在对被试者不造成痛苦/任何不适的情况下,实现了实时、便携、成本低廉、快速、准确的测量。
附图说明
图1是本发明实施例之方框结构示意图。
图2是图1中感测探头不同波长吸收光谱的示意图。
图3 是图1中光源、光敏探测器在同一直线上的光谱术示意图。
图4是图1中光源与两个光敏探测器不在同一直线上光谱术示意图。
图5是图1中光源与三个光敏探测器不在同一直线上光谱术示意图。
图6是图1中双光源不同直线上双探头四通道成像示意图。
图7是图1中感测探头放大示意图。
图8 是图7中同一直线上双探头双通道成像示意图。
图9是图7中不同直线上双探头双通道成像示意图。
图10是图7中同一直线上三探头双通道成像示意图。
图11是图7中不同直线上三探头双通道成像示意图。
图12是图7中同一直线上双探头三通道成像示意图。
图13是图7中同一直线上双探头四通道成像示意图。
图14是图7中不同直线上双探头四通道成像示意图。
图15是图7中双探头六通道成像示意图。
图16是图7中双光源同一直线上双探头四通道成像示意图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步的说明。
请参阅图1并结合参阅图2所示,本发明之一种血氧血容绝对量检测装置,包括电源10、感测探头20 、放大滤波电路30和时序控制电路40,以及数据采集模块50,其中:
该感测探头20在电源10的支持下通过光照探测人体脑组织血氧血容绝对量,并包括光源21及光敏探测器22,在本实施例中,所述光源21为集成LED;
该放大滤波电路30在电源10的支持下与所述感测探头20电性连接,其接收该感测探头20输入的信号进行放大、滤波处理后输出至该数据采集模块50,同时该感测探头20、该放大滤波电路30及数据采集模块50分别与该时序控制电路40电性连通,并分别受该序控制电路40控制,以及
该数据采集模块50与PC机连接,因PC机为现有技术且并非本发明的设计重点,恕不做详细赘述。
在本发明之实施例中,所述光源21为4个呈“一”字等距排列,所述光敏探测器22为20个,其中:两个一组,五组呈一排,即形成相对的上下两排,在该上下两排光敏探测器22的中间排列该光源21,在本实施例中,当视一排光源21中的单个光源21为交点时,而上下两排光敏探测器22中有4组光敏探测器22可形成等距端点,即上下两组光敏探测器22与中间的单个光源21的排列位置呈等腰三角态势;在本实施例中,该光源21及光敏探测器22的排列数量可因实际需要设置,如探头长度可据患者额头的大小来调节,一般约为12~16cm,这样可以保证探测器对前额叶的血氧血容变化做出响应。
请结合参阅图3所示,是本发明之光源os,其集成LED至少可发出两种波长近红外光,其中:2是与光源距离为p1的光敏探测器p1;3是与光源距离为p2的光敏探测器p2,即2、3这样的两个光敏探测器组成了一对光敏探测器通路;4是第一层组织,并用T1表示;5是第二层组织,并用T2表示;6是第三层组织,并用T3表示。在这里,T1为皮肤,T2为颅骨和脑脊液,T3为脑组织(白质和灰质)。b1,b2为光子的运动轨迹。改变光源与光敏探测器的距离,可以测得不同组织层的信息。光敏探测器与光源位置可互换。
请结合参阅图4及图5所示,在皮肤表面,就一对光敏探测器而言,可以有不同的排列方式,如图4中光源os,与光源距离为p1的光敏探测器p1,与光源距离为p2的光敏探测器p2不在同一条直线上,新增的α是以os为中心,p1与p2所成的夹角。在这里,α的取值范围应满足
,典型值为
;p1与p2之间的中心间距小于1cm。如图5中,有三个光敏探测器,α是以os为中心,p1与p2所成的夹角;β是以os为中心,p2与p3所成的夹角。在这里α、β取值范围应满足
,典型值为
,
、
、
的取值范围应满足是
,典型值为
。
现就近红外光谱术的成像方法的探头排列进行说明:如图6为在有两个光源的情况下四通道的排列状态;图7为图1中感测探头20的放大示意图;图8~图11是双通道状态下的绝对值测量的不同排列方法;图12为三通道状态;图13和图14为四通道状态;图15为六通道状态;图16为在有两个光源的情况下四通道的排列状态。除了上述的排列方式外,单光源多通道的排列、多光源和多通道的排列还可以进行推广。
在本发明中,脑组织血氧血容绝对值测量的实现方法是:
1.近红外光源,照射到大脑皮层上;
2.光敏探测器用来探测反射回来的光强,光信息发生的改变间接反映了脑血氧血容的改变;
3.放大和滤波电路用于对光敏探测器输出的信号进行放大和滤波,放大和滤波后的信号经数据采集卡输入到PC机,并包括:
步骤一:感测探头既是单通道检测探头,又是多通道检测探头。单通道检测适于绝对量血氧血容检测,既是至少发出两种近红外段波长光的光源21(如一颗集成LED)和至少两个光敏探测器22,且光敏探测器22均在LED的一侧并相邻紧挨;又是一个光敏探测器22和至少两颗发出两种近红外段波长光的光源21,且光源21均在光敏探测器22的一侧并相邻紧挨。光敏探测器22与光源21的多个间距取值范围在2.5 cm至4.5 cm之间。相邻的光敏探测器22,或相邻的光源21的中心间距取值小于或等于1cm。相邻的两光敏探测器22相对于光源21的夹角小于或等于13.5度;或相邻的两光源21相对于光敏探测器22的夹角小于或等于13.5度。然而,多通道检测适于绝对量血氧血容检测,所包含的各个通道为单通道;所包含的通道检测空间各不相同,但相邻的通道可共用光敏探测器22或光源21。具体地讲,如图6所示,将4个多波长近红外光源21并排放在一条直线上,每个多波长近红外光源21周围围绕着8个光敏探测器22用于探测反射回来的光强。如图7所示,LED1~4光源os,5~24为光敏探测器p。光源21中心间距为40mm左右,光源21中心与光敏探测器22中心间距为28mm左右,两相邻的光敏探测器22间距为2mm左右。感测探头20的总长度在16cm左右,选择的光源21为735nm/805nm/850nm的多波长近红外集成LED。
步骤二:所述感测探头具有驱动控制模块(未图示)及运算处理模块(未图示),该驱动控制模块工作时,同步采集存储光信号并同步将光信号输入到运算处理模块,将运算得出的局部脑组织血氧血容参数传输到设有的显示单元(未图示)或存储单元(未图示)进行显示或存储。
步骤三:对单个或每个检测通道,以光源探测器22距离ρ为横坐标X轴,以光密度为轴坐标Y轴,绘制不同间距下光密度的变化分布,计算各个波长下光密度随间距变化的斜率S和截距In,并求出光扩散因子D、光衰减因子,其中:
一是通过光敏探测器测得透射光强为I,由于光源与光敏探测器的距离不同,所测得的I值也不同。通过I值,计算出光密度
,由下式:
,其中
和
分别为初始光强和透射光强,
和
分别为初始电压和测得的出射电压信号。
二是定义
,R值为光的漫反射量,对于不同距离下的光源与光敏探测器,有不同的R值。在已知标准光扩散因子
和光衰减因子
的情况下,测出标准光漫反射量
。
,其中:
,ρ为光源-探测器间的距离,
。光密度OD与光源-探测器间的距离ρ呈线性关系。
三是计算斜率S和截距In。对于不同ρ值下得到的不同的
值,以ρ为X轴,
为Y轴作图。在此一条光敏探测器通路用到的是两个光敏探测器,所以只需对这两对数据作图,这样就可以直接得到一条直线。当一条光源与光敏探测器通路是由三个或者更多光敏探测器组成,就需要用最小二乘估计的方法画出这条直线。基于画出的直线,可以得到斜率S和截距In。对应不同的波长就会有不同的斜率
和截距
。对于
、
这两波长光源可以得到两个斜率
、
,以及相应的截距
、
。
步骤四:对单个或每个检测通道,使用步骤3所得的不同波长下的
、
,计算不同波长下局部脑组织的吸收系数
和散射系数
步骤五:使用步骤四中得到的不同波长下局部脑组织的吸收系数
和散射系数
,计算含氧血红蛋白浓度绝对量
和脱氧血红蛋白浓度绝对量
:
,其中
为波长为
的光在脑组织中传播时
的消光系数;
为波长为
的光在脑组织中传播时
的消光系数;
为波长为
的光在脑组织中传播时
的消光系数;
为波长为
的光在脑组织中传播时
的消光系数。
、
为血液中
、
的绝对量浓度,即为所要求的值,单位为
。如果LED波长个数多于2,除了计算含氧血红蛋白浓度绝对量
和脱氧血红蛋白浓度绝对量
,还包含计算其他近红外光吸收物质的浓度,如细胞色素氧化酶浓度的绝对量
。
步骤六:由
、
的浓度的绝对量可计算出局部组织的血容(THC)和血氧饱和度(StO2):
上述运算得出的
、
血容和血氧饱和度的绝对量浓度为一条光敏探测器通路覆盖区域的
、
血容和血氧饱和度的绝对量浓度。
综上所述,仅为本发明之较佳实施例,不以此限定本发明的保护范围,凡依本发明专利范围及说明书内容所作的等效变化与修饰,皆为本发明专利涵盖的范围之内。