CN104173059A - 一种光学非侵入式休克监护仪及其检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种光学非侵入式休克监护仪及其监控方法，该仪器包括能发射近红外光到待测局部组织表面、并探测从待测局部组织表面反射回来的光强的光学探头，以及进行光学信号采集、测算及信号处理、存储、显示的主机。本发仪器只需要将柔性轻便的光学探头置于待监测部位皮肤上，就可以不断获取休克相关的血液动力学参数表征的休克病情信息，具有非侵入型、无损安全、实时连续、快速等特点。

Description

一种光学非侵入式休克监护仪及其检测方法

技术领域

本发明涉及医疗仪器技术领域，尤其涉及一种适用于休克病人血液动力学生理信号监测的光学非侵入式休克监护仪。

背景技术

从临床角度休克可以定义如下：病人出现收缩压低于90mmHg或收缩压降低30％以上的(对高血压病人)动脉低血压现象。从病理生理学的观点看，休克是各种原因引起的组织灌注不足的表现。组织灌流不足引起细胞缺氧、无氧酵解增加，细胞功能所必须的ATP生成减少和乳酸中毒。休克时，各器官的组织灌流会重新分配，某些被“牺牲”，如肾和肝脾区，而另一些部位受到保护的时间会长一些，如大脑和心脏。组织灌流不足会导致多个内脏器官的衰竭，反过来又会使休克症状复杂化。在临床各科尤其是急诊科和重症监护病房，休克都是常见的严重并发症，每年全世界有超过100万病人发生休克而需要急救。休克的发生和处理与其直接诱因、患者原发疾病和慢性健康状况有着密切的联系，休克处理不积极或处理不当均可能导致包括多器官功能不全综合征在内的严重后果。因此，正确判断休克成因或类型、其严重程度以及治疗方向，及时采取有效的综合治疗措施，严密监测患者内环境改变，根据治疗反应和监测结果改变调整治疗措施是提高休克救治成功率、防治并发症的关键。

监测休克病人血液动力学参数，并观察其随时间的变化，实时获取休克病人身体的生理状态信息，以及时地对休克的出现和病理情况恶化进行预警，对休克病人的监护、为医生的诊断、用药等提供依据非常重要。由于休克会使得病人的血液循环水平较低，通常会导致末端循环障碍，因此常用直接抽取病人动脉扎针部位的动脉血来获取病人病理信息，尤其是血气参数，如血氧饱和度。尽管抽取部位通常远离休克最关注的头颈部部位，上述方式也不够直接反应休克病理情况，但是目前临床相对比较可靠用得较多的方法。可是这种方法是有创的，而且不能实现实时连续监测休克。现有的床边监护仪与中心监护仪是重症监护室必备的医疗仪器，也被用来监护休克。这些监护手段能够实时监测病人的各种生命体征，包括心电、血压、呼吸、体温、心功能和血气等生理参数，但是对于休克较关注的血气血液动力学变化方面的监测，是通过夹指式血氧饱和度测量监护的。可是休克刚好通常是造成末梢循环灌注不良的疾病情况，指尖血氧饱和度监测经常没有可靠信号而不能正常工作，导致医护人员不得不对病人反复采血进行血气分析，一方面加重了医护人员的工作量，另一方面加重了病人的治愈负担。因此目前急需一种无创、可用于接近休克最关注部位(如给脑袋供血的颈动脉区域)的、可实时连续监测的休克监护仪。

发明内容

本发明的目的在于解决上述现有技术存在的缺陷，提供一种可实时、无创非侵入式地监测休克病人关键部位颈内动脉所在区域的血液动力学生理信号或参数(如血氧、血容、血流等)的光学监护仪，监护休克病人生理变化情况，为医生诊断和用药提供参考依据，以及预警休克出现或休克恶化。本发明监测可靠、结构简单、成本低廉、可家用、利于本发明的推广和应用。

一种光学非侵入式休克监护仪，包括：光学探头以及主机；

所述光学探头用于发射近红外光到待测休克关键部位组织表面、并探测从该部位漫反射回来的光强变化的数据信息；其包括由能发射至少两种波长近红外光的光源、能探测待测休克关键部位组织光传输回来的光衰减变化的光敏探测器；

所述主机用于对光学探头获取的数据信息进行数据处理，对处理结果进行存储以作日后查看；同时对处理后的数据进行数据处理来测算人血液动力学生理信号参数，并根据测算的生理信号参数进行结果显示；同时判断处理后的血液动力学生理信号或参数是否低于设定阈值，如果低于休克状态相关阈值则立即报警。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头的光源至少可以分时发射两种波长的近红外光。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光源包括至少两种波长范围的光，其一波长在600-805nm，另一波长在805-920nm，光源包含的各波长光能够分别被驱动控制点亮或熄灭。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头的光源和探测器排布符合空间分辨光谱检测方法所要求的排布。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头包括一个可发射至少两种波长的近红外光光源和设置在所述光源周围的两个及两个以上光敏探测器。

所述光源的中心与所述光敏探测器中心之间的距离为15mm～45mm；相邻两个光敏探测器的中心点之间的距离不超过10mm；相邻两个光敏探测器的中心点与光源的中心点构成的夹角α取值范围为0＜α＜40°。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头包括一个探测器和至少两个可发出至少两种波长的近红外光的光源。

其中所述光源的中心与所述光敏探测器中心之间的距离为15mm～45mm；相邻的两个光源的中心点之间的距离不超过10mm；相邻的两个光源的中心点与探测器中心点构成的夹角α取值范围为0＜α＜40°。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头与主机通过数据线连接。

所述主机包括：光源驱动模块、预处理模块、A/D转换模块、微控制单元、电源模块、数据储存模块、数据显示模块和报警模块。

所述光源驱动模块，与所述近红外光源连接，用于驱动光源，能使多波长光源按照要求逐次点亮和熄灭。

预处理模块，与光敏探测器相连，用于将光敏探测器探测到的信号经过放大滤波，传递给微控制单元内的测算模块。

微控制单元，用于向驱动模块提供控制光源的信号；存储预处理模块处理的数据；并将处理的数据经微控单元内的测算模块进行测算，并将测算的数据实时传送给数据显示模块显示给用户；同时通过测算的数据监控休克病人血液动力学生理信号的变化，当跨越休克状态相关阈值时立即发送报警信号。

数据存储模块，与微控制单元连接，用于将预处理模块处理的数据存储到存储器中。

数据显示模块，与微控制单元连接，用于将测算模块处理后的人血液动力学生理信号或者各个波长的探测信号绝对值的变化随时间的变化情况实时地显示出来，为用户提供病人直观的血液动力学生理参数。

报警模块，与微控制单元相连，当根据测算结果获知的血氧信号低于设定阈值后发出警报给用户。

电源模块，用于为光学探头和主机内的各个模块和单元供电。

进一步地，如上所述的光学非侵入式休克监护仪，所述光学探头与主机通过无线传输数据。

所述光学探头包括光源驱动模块、第一微控制单元、信号发送模块、第一电源模块。

所述光源驱动模块与近红外光源连接，用于驱动光源，能使多波长光源按照要求逐次点亮和熄灭。

所述第一微控制单元与光源驱动模块、光敏探测器及信号发送模块连接，用于通过光源驱动模块按照不同的时序分别点亮多波长光源，同时从光敏探测器采集数据，进行编码后通过信号发送模块传递给主机的信号接收模块。

第一电源模块，分别与光源驱动模块、第一微控制单元、信号发送模块、光源、光敏探测器连接。

所述主机包括：第二微控制单元、第二电源模块、数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块。

所述第二微控制单元与数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块分别连接，用于将信号接收模块接收的数据进行解码，并将解码的数据通过数据存储模块存储下来以备后用；同时对解码的数据通过第二微控单元内的测算模块进行测算处理，测算休克病人血液动力学生理信号，并在数据显示模块上进行实时显示；同时当测算出的休克状态相关信号跨越设定阈值由报警模块发出报警信号。

所述第二电源模块与第二微控制单元、数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块连接。

一种利用所述光学非侵入式休克监护仪检测血氧血容量绝对量的方法，包括以下步骤：

1)光源照射到待测局部脑组织表面，利用下式计算光密度O.D.：

${O.D.}_{{\mathrm{\λ}}_i}=\log \frac{I_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{I^{{\mathrm{\λ}}_i}}=\log \frac{U_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{U^{{\mathrm{\λ}}_i}}---\left(1\right);$

其中，I₀和I分别为初始光强和透射光强，和Uλ_i分别为初始电压和测得的出射电压信号。

2)以光学探头中光源和与该光源周围的光敏探测器之间的间距为横坐标，以上述光密度为纵坐标，绘制不同间距下光密度变化分布，计算光源发出的波长为λ_i的近红外光的光密度随所述间距变化的斜率S(λ_i)和截距In(λ_i)，并根据下式计算出波长为λ_i的近红外光的光扩散因子D(λ_i)：

D(λ_i)＝2.3S(λ_i)+D(cal)              (2)；

其中，D(cal)为标准样本的光扩散因子；i＝1、2…。

3)利用上述光扩散因子D(λ_i)计算所述波长为λ_i的近红外光的光衰减因子μ'_t(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{{10}^{\mathrm{In}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left(\mathrm{cal}\right)[2.3S\left({\mathrm{\λ}}_i\right)+D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)]}{D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)}---\left(3\right);$

μ'_t(cal)为标准样本的光衰减因子；ρ₀为光学探头中光源和光敏探测器间距的平均值。

4)利用下式计算波长为λ_i的近红外光下生物组织的光吸收系数μ_a(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{D{\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}^2}{3{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}---\left(4\right);$

5)利用任意两种波长的光吸收系数μ_a(λ₁)、μ_a(λ₂)计算含氧血红蛋白浓度绝对量[HbO₂]和脱氧血红蛋白浓度绝对量[Hb]：

$\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(5\right);$

$\left[\mathrm{Hb}\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(6\right);$

其中为波长分别为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时HbO₂的摩尔吸收系数；ε_Hb(λ₁)、ε_Hb(λ₂)分别为波长为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时Hb的摩尔吸收系数；

6)氧合血红蛋白在组织中有如下关系：

$\frac{d\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a*S_a{O}_2-Q_v*S_v{O}_2-\stackrel{\·}{V}{O}_2---\left(7\right);$

其中Q_a代表动脉血流量，Q_v代表静脉血流量；S_aO₂为动脉血液血红蛋白的氧饱和度，S_vO₂为静脉血液血红蛋白的氧饱和度；O为组织的代谢率，表示组织氧合血红蛋白的承载能力，它的确定可以利用在体前臂阻断实验，通过[HbO2]消失曲线的斜率测得。S_vO₂为静脉血液的血红蛋白的氧饱和度，计算式为：

$S_v{O}_2=\frac{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v}{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v+{\left[\mathrm{Hb}\right]}_v}---\left(8\right);$

对于S_aO₂，在动脉血中通常假设为100％。氧合血红蛋白转化成脱氧血红蛋白的速率同O和一些通过静脉流出的速率相等，即：

$\frac{d\left[\mathrm{Hb}\right]}{\mathrm{dt}}=\stackrel{\·}{V}{O}_2-Q_v(1-S_v{O}_2)---\left(9\right)$

结合等式(7)、(8)和(9)，计算出Q_a和Q_v：

$Q_a=\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[\mathrm{Hb}\right]+\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\stackrel{\·}{V}O---\left(10\right)$

$Q_v=\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}(\stackrel{\·}{V}O-\frac{d}{\mathrm{dt}}[\mathrm{Hb}\left]\right)---\left(11\right)$

其中，(7)式和(8)式中和分别代表的是测量过程中氧合血红蛋白变化的导数和测量过程中脱氧血红蛋白变化的导数。通过上式推导得出血容为：

THb＝Hb+HbO₂                  (9)

血容的变化率，即血流为：

$\frac{d\left[\mathrm{THb}\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a-Q_v---\left(10\right).$

本发明提供的光学非侵入式休克监护仪以及检测方法，该方法通过监测供脑血液关键的颈内动脉所在区域的血液动力学变化直接反映或预警休克状态。该发明具有直接检测休克最相关部位血液动力学、无创、非侵入式、实时连续、便携可家用等优点。

附图说明

图1为本发明光学非侵入式休克监护仪结构示意图一；

图2为本发明光学非侵入式休克监护仪结构示意图二；

图3为血红蛋白吸收光谱；

图4为本发明的一种探头示意图(一个光源与两个光敏探测器不在同一直线上)；

图5为本发明的一种探头示意图(两个光源与一个光敏探测器不在同一直线上)；

图6为本发明的一种Y探头示意图；

图7为本发明一种光学探头空间结构示意图(光源与两个光敏探测器不在同一直线上)；

图8为本发明一种光学探头空间结构示意图(光源与三个光敏探测器不在同一直线上)；

图9为本发明一种光学探头空间结构示意图(两个光源与光敏探测器不在同一直线上)；

图10为本发明一种光学探头空间结构示意图(三个光源与光敏探测器不在同一直线上)；

图11为本发明光学非侵入式休克监护仪使用示意图。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面本发明中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

图1为本发明光学非侵入式休克监护仪结构示意图一，如图1所示，本实施例提供的非侵入式休克监护仪主要有光学探头和主机两部分组成。光学探头由近红外光源和光敏探测器组成，主机通过数据线与光学探头相连，用于驱动光源和接收数据，然后将接收的数据传递给预处理模块经过放大滤波后，经过高精度A/D转换模块，传递给微控制单元，然后微控制单元将数据通过数据存储模块保存下来留作以后用查看，同时将预处理模块处理后的数据进行数据经测算模块测算，从而获知人血液动力学生理信号参数，并将测算结果传入数据显示模块，同时判断测算处理后的血液动力学生理信号或参数是否低于设定阈值，如果低于休克状态相关阈值立即报警。

图2为本发明光学非侵入式休克监护仪结构示意图二；如图2所示，本实施例提供的光学非侵入式休克监护仪包括无线发射数据光学探头和接收数据的主机部分。

所述光学探头，包括近红外光源、光敏探测器、光源驱动模块、第一微控制单元、信号发送模块和第一电源模块。第一微控制单元通过光源驱动模块按照不同的时序分别点亮多波长光源，同时从光敏探测器采集数据，进行编码通过信号发送模块传递给主机的信号接收模块，第一电源模块负责给整个系统供电。

所述主机包括信号接收模块、第二微控制单元、数据存储模块、数据显示模块、报警模块和第二电源模块。信号接收模块将接收的数据传送给第二微控制单元进行解码，并将数据存储下来以备后用，同时对数据进行处理，测算休克病人血液动力学生理信号，并在数据显示模块上进行实时显示，当休克状态相关信号跨越设定阈值由报警模块发出报警信号，第二电源模块负责主机部分的供电。

如上2个实施例所述光学探头的探测器具有灵敏检测近红外光强度变化信号的功能，其材料具有柔性，且能贴敷在休克监护关键人体部位表面。

如图4、5所示，本发明的光学探头部分由包括一个光源和两个光敏探测器(或三个光敏探测器)或者由一个光敏探测器和两个光源(或三个光源)的外壳封装起来，可以用其他形式的封装比如Y型(如图6所示)、方形、长方形、心形、不规则图形等，探头的切面设计为柱面的一部分使探头能够与被测人体部位保持更好的贴合性。

如图7所示，光源os(至少可发射两个波长近红外光光源)，p1是与光源距离为ρ2的光敏探测器p1，p2是与光源距离为ρ2的光敏探测器p2，p1与p2共同组成一个光敏探测器通路。T1表示第一层组织，T2表示第二层组织，T3表示第三层组织。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。在皮肤表面，就一对光敏探测器(至少为两个相邻的光敏探测器组成)而言，可以有不同的排列方式，如图7和图8所示。在图7中，光源os与光源距离为ρ1的光敏探测器p1，与光源距离为ρ2的光敏探测器p2不在同一条直线上，a是以os为中心，p1与p2所成的夹角。在这里，a的取值范围应满足0＜α＜40°，优选为0＜α≤13.5°，更优选为4.5≤α≤9.5°；探测器p1与探测器p2之间的距离小于1cm。我们的os所包含的至少两个波长需要满足分居于脱氧血红蛋白与含氧血红蛋白吸收光谱(如图3所示)的交叉点两边，以利于检测算法的实现。如果我们的os用三波长除了上述两波长之外，还可加入交叉点或接近交叉点的波长，例如图3标识的三波长范围。

在图8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0＜α(β)＜40°，优选为0＜α(β)＜13.5°，优选为0＜α(β)＜6°，ρ1，ρ2，ρ3的取值范围应满足是2.5cm≤ρ_i≤4.5cm，典型值为3.0cm≤ρ_i≤3.5cm。通过蒙特卡洛模拟，这个距离采集到的数据更准确，并且深度也是合适的。

如图9所示，探头也可以是由两个光源os1和os2，一个光敏探测器p组成。α是以p为中心，os1与os2所成的夹角。在这里，α的取值范围应满足0＜α≤40°，优选为0＜α≤13.5°，更优选为4.5≤α≤9.5°；为了达到合适的测量深度，光源os1与光源os2的之间的距离小于1cm。

如图10所示，探头也可以是由三个光源os1、os2和os3，一个光敏探测器p组成。α是以p为中心，os1与os2所成的夹角；β是以p为中心，os2与os3所成的夹角。在这里，α(β)的取值范围应满足0＜α(β)≤13.5°，优选为4.5≤α(β)≤9.5°，ρ1、ρ2和ρ3的取值范围应满足是2.5cm≤ρ_i≤4.5cm，典型值为3.0cm≤ρ_i≤3.5cm，光源os1、光源os2和光源os3的相互之间的距离小于1cm。

本发明还提供了一种上述装置检测血氧血容量绝对量的方法，该方法包括以下步骤：

1)根据监测的漫反射光强变化信号，测算休克关键部位组织的血液动力学参数信号。

2)比较所测算的血液动力学参数值与休克状态相关的这些参数阈值，估计报告休克病情状况。

具体地，所述步骤1)中，测算的血液动力学参数至少包括所测部位组织的血氧饱和度、血容或血流之一或多个，根据所测的漫反射光强信号测算所测部位组织血氧饱和度、血容、血流的方法为：

光源照射到待测局部脑组织表面，利用下式计算光密度O.D.：

${O.D.}_{{\mathrm{\λ}}_i}=\log \frac{I_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{I^{{\mathrm{\λ}}_i}}=\log \frac{U_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{U^{{\mathrm{\λ}}_i}}---\left(1\right)$

其中，I₀和I分别为初始光强和透射光强，和Uλ_i分别为初始电压和测得的出射电压信号。

以光学探头中光源和与该光源周围的光敏探测器之间的间距为横坐标，以上述光密度为纵坐标，绘制不同间距下光密度变化分布，计算光源发出的波长为λ_i的近红外光的光密度随所述间距变化的斜率S(λ_i)和截距In(λ_i)，并根据下式计算出波长为λ_i的近红外光的光扩散因子D(λ_i)：

D(λ_i)＝2.3S(λ_i)+D(cal)  (2)

其中，D(cal)为标准样本的光扩散因子；i＝1、2…。

利用上述光扩散因子D(λ_i)计算所述波长为λ_i的近红外光的光衰减因子μ'_t(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{{10}^{\mathrm{In}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left(\mathrm{cal}\right)[2.3S\left({\mathrm{\λ}}_i\right)+D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)]}{D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)}---\left(3\right)$

μ'_t(cal)为标准样本的光衰减因子；ρ₀为光学探头中光源和光敏探测器间距的平均值。

利用下式计算波长为λ_i的近红外光下生物组织的光吸收系数μ_a(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{D{\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}^2}{3{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}---\left(4\right)$

利用任意两种波长的光吸收系数μ_a(λ₁)、μ_a(λ₂)计算含氧血红蛋白浓度绝对量[HbO₂]和脱氧血红蛋白浓度绝对量[Hb]：

$\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(5\right)$

$\left[\mathrm{Hb}\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(6\right)$

其中为波长分别为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时HbO₂的摩尔吸收系数；ε_Hb(λ₁)、ε_Hb(λ₂)分别为波长为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时Hb的摩尔吸收系数。

氧合血红蛋白在组织中有如下关系：

$\frac{d\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a*S_a{O}_2-Q_v*S_v{O}_2-\stackrel{\·}{V}{O}_2---\left(7\right)$

其中Q_a代表动脉血流量，Q_v代表静脉血流量；S_aO₂为动脉血液血红蛋白的氧饱和度，S_vO₂为静脉血液血红蛋白的氧饱和度；O为组织的代谢率，表示组织氧合血红蛋白的承载能力，它的确定可以利用在体前臂阻断实验，通过[HbO2]消失曲线的斜率测得。S_vO₂为静脉血液的血红蛋白的氧饱和度，计算式为：

$S_v{O}_2=\frac{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v}{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v+{\left[\mathrm{Hb}\right]}_v}---\left(8\right)$

对于S_aO₂，在动脉血中通常假设为100％。氧合血红蛋白转化成脱氧血红蛋白的速率同O和一些通过静脉流出的速率相等，即： $\frac{d\left[\mathrm{Hb}\right]}{\mathrm{dt}}=\stackrel{\·}{V}{O}_2-Q_v(1-S_v{O}_2)---\left(9\right)$

结合等式(7)、(8)和(9)，计算出Q_a和Q_v：

$Q_a=\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[\mathrm{Hb}\right]+\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\stackrel{\·}{V}O---\left(10\right)$

$Q_v=\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}(\stackrel{\·}{V}O-\frac{d}{\mathrm{dt}}[\mathrm{Hb}\left]\right)---\left(11\right)$

其中，(7)式和(8)式中和分别代表的是测量过程中氧合血红蛋白变化的导数和测量过程中脱氧血红蛋白变化的导数。通过上式推导得出血容为：

THb＝Hb+HbO₂  (9)

血容的变化率，即血流为：

$\frac{d\left[\mathrm{THb}\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a-Q_v---\left(10\right).$

本发明公开的光学非侵入式休克监护仪以及基于休克关键部位组织血液动力学参数信号监测的休克病人生理监护方法，本发明装置包括能发射近红外光到待测局部组织表面、并探测从待测局部组织表面反射回来的光强的光学探头，以及进行光学信号采集、测算及信号处理、存储、显示的主机。如图11所示，本发明装置只需要将柔性轻便的光学探头置于待监测部位皮肤上，就可以不断获取休克相关的血液动力学参数表征的休克病情信息，具有非侵入型、无损安全、实时连续、快速等特点。而且选用多波长LED光源、普通光敏探测器和连续波检测模式，信号稳定、产品易于实现、装置可便携、成本低价格低等优点。本发明休克监护方法，利用基于空间分辨光谱术的方法解析探测到的经过待监测部位组织的漫反射光衰减信号获得血液动力学参数信号变化，例如血流、血氧、血容，并与基于休克病人与正常人的这些参数统计而得的阈值比较提供休克病情或预警，该方法具有稳定、运算量小、易于实施等特点。

最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。

Claims (9)

1.一种光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，包括：光学探头以及主机；

所述光学探头用于发射近红外光到待测休克关键部位组织表面、并探测从该部位漫反射回来的光强变化的数据信息；其包括由能发射至少两种波长近红外光的光源、能探测待测休克关键部位组织光传输回来的光衰减变化的光敏探测器；

所述主机用于对光学探头获取的数据信息进行数据处理，对处理结果进行存储以作日后查看；同时对处理后的数据进行数据处理来测算人血液动力学生理信号参数，并根据测算的生理信号参数进行结果显示；同时判断处理后的血液动力学生理信号或参数是否低于设定阈值，如果低于休克状态相关阈值则立即报警。

2.根据权利要求1所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头的光源至少可以分时发射两种波长的近红外光。

3.根据权利要求2所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光源包括至少两种波长范围的光，其一波长在600-805nm，另一波长在805-920nm，光源包含的各波长光能够分别被驱动控制点亮或熄灭。

4.根据权利要求3所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头的光源和探测器排布符合空间分辨光谱检测方法所要求的排布。

5.根据权利要求4所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头包括一个可发射至少两种波长的近红外光光源和设置在所述光源周围的两个及两个以上光敏探测器；

所述光源的中心与所述光敏探测器中心之间的距离为15mm～45mm；相邻两个光敏探测器的中心点之间的距离不超过10mm；相邻两个光敏探测器的中心点与光源的中心点构成的夹角α取值范围为0＜α＜40°。

6.根据权利要求4所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头包括一个探测器和至少两个可发出至少两种波长的近红外光的光源；

其中所述光源的中心与所述光敏探测器中心之间的距离为15mm～45mm；相邻的两个光源的中心点之间的距离不超过10mm；相邻的两个光源的中心点与探测器中心点构成的夹角α取值范围为0＜α＜40°。

7.根据权利要求5或6所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头与主机通过数据线连接；

所述主机包括：光源驱动模块、预处理模块、A/D转换模块、微控制单元、电源模块、数据储存模块、数据显示模块和报警模块；

所述光源驱动模块，与所述近红外光源连接，用于驱动光源，能使多波长光源按照要求逐次点亮和熄灭；

预处理模块，与光敏探测器相连，用于将光敏探测器探测到的信号经过放大滤波，传递给微控制单元内的测算模块；

微控制单元，用于向驱动模块提供控制光源的信号；存储预处理模块处理的数据；并将处理的数据经微控单元内的测算模块进行测算，并将测算的数据实时传送给数据显示模块显示给用户；同时通过测算的数据监控休克病人血液动力学生理信号的变化，当跨越休克状态相关阈值时立即发送报警信号；

数据存储模块，与微控制单元连接，用于将预处理模块处理的数据存储到存储器中；

数据显示模块，与微控制单元连接，用于将测算模块处理后的人血液动力学生理信号或者各个波长的探测信号绝对值的变化随时间的变化情况实时地显示出来，为用户提供病人直观的血液动力学生理参数；

报警模块，与微控制单元相连，当根据测算结果获知的血氧信号低于设定阈值后发出警报给用户；

电源模块，用于为光学探头和主机内的各个模块和单元供电。

8.根据权利要求5或6所述的光学非侵入式休克监护仪，其特征在于，所述光学探头与主机通过无线传输数据；

所述光学探头包括光源驱动模块、第一微控制单元、信号发送模块、第一电源模块；

所述光源驱动模块与近红外光源连接，用于驱动光源，能使多波长光源按照要求逐次点亮和熄灭；

所述第一微控制单元与光源驱动模块、光敏探测器及信号发送模块连接，用于通过光源驱动模块按照不同的时序分别点亮多波长光源，同时从光敏探测器采集数据，进行编码后通过信号发送模块传递给主机的信号接收模块；

第一电源模块，分别与光源驱动模块、第一微控制单元、信号发送模块、光源、光敏探测器连接；

所述主机包括：第二微控制单元、第二电源模块、数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块；

所述第二微控制单元与数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块分别连接，用于将信号接收模块接收的数据进行解码，并将解码的数据通过数据存储模块存储下来以备后用；同时对解码的数据通过第二微控单元内的测算模块进行测算处理，测算休克病人血液动力学生理信号，并在数据显示模块上进行实时显示；同时当测算出的休克状态相关信号跨越设定阈值由报警模块发出报警信号；

所述第二电源模块与第二微控制单元、数据储存模块、数据显示模块、报警模块、信号接收模块连接。

9.一种利用所述光学非侵入式休克监护仪检测血氧血容量绝对量的方法，其特征在于，包括以下步骤：

1)光源照射到待测局部脑组织表面，利用下式计算光密度O.D.：

${O.D.}_{{\mathrm{\λ}}_i}=\log \frac{I_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{I^{{\mathrm{\λ}}_i}}=\log \frac{U_o^{{\mathrm{\λ}}_i}}{U^{{\mathrm{\λ}}_i}}---\left(1\right);$

其中，I₀和I分别为初始光强和透射光强，和Uλ_i分别为初始电压和测得的出射电压信号；

2)以光学探头中光源和与该光源周围的光敏探测器之间的间距为横坐标，以上述光密度为纵坐标，绘制不同间距下光密度变化分布，计算光源发出的波长为λ_i的近红外光的光密度随所述间距变化的斜率S(λ_i)和截距In(λ_i)，并根据下式计算出波长为λ_i的近红外光的光扩散因子D(λ_i)：

D(λ_i)＝2.3S(λ_i)+D(cal)               (2)；

其中，D(cal)为标准样本的光扩散因子；i＝1、2…

3)利用上述光扩散因子D(λ_i)计算所述波长为λ_i的近红外光的光衰减因子μ'_t(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{{10}^{\mathrm{In}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left(\mathrm{cal}\right)[2.3S\left({\mathrm{\λ}}_i\right)+D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)]}{D\left(\mathrm{cal}\right)+(1/{\mathrm{\ρ}}_0)}---\left(3\right);$

μ'_t(cal)为标准样本的光衰减因子；ρ₀为光学探头中光源和光敏探测器间距的平均值；

4)利用下式计算波长为λ_i的近红外光下生物组织的光吸收系数μ_a(λ_i)：

${\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_i\right)=\frac{D{\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}^2}{3{\mathrm{\μ}}_t^{\′}\left({\mathrm{\λ}}_i\right)}---\left(4\right);$

5)利用任意两种波长的光吸收系数μ_a(λ₁)、μ_a(λ₂)计算含氧血红蛋白浓度绝对量[HbO₂]和脱氧血红蛋白浓度绝对量[Hb]：

$\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(5\right);$

$\left[\mathrm{Hb}\right]=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_2\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{\λ}}_1\right)}{\ln 10[{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_2\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_1\right)-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}\left({\mathrm{\λ}}_1\right){\mathrm{\ϵ}}_{{\mathrm{HbO}}_2}\left({\mathrm{\λ}}_2\right)]}---\left(6\right);$

其中为波长分别为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时HbO₂的摩尔吸收系数；ε_Hb(λ₁)、ε_Hb(λ₂)分别为波长为λ₁、λ₂的近红外光在局部脑组织中传播时Hb的摩尔吸收系数；

6)氧合血红蛋白在组织中有如下关系：

$\frac{d\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a*S_a{O}_2-Q_v*S_v{O}_2-\stackrel{\·}{V}{O}_2---\left(7\right);$

其中Q_a代表动脉血流量，Q_v代表静脉血流量；S_aO₂为动脉血液血红蛋白的氧饱和度，S_vO₂为静脉血液血红蛋白的氧饱和度；O为组织的代谢率，表示组织氧合血红蛋白的承载能力，它的确定可以利用在体前臂阻断实验，通过[HbO2]消失曲线的斜率测得，S_vO₂为静脉血液的血红蛋白的氧饱和度，计算式为：

$S_v{O}_2=\frac{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v}{{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_v+{\left[\mathrm{Hb}\right]}_v}---\left(8\right);$

对于S_aO₂，在动脉血中通常假设为100％，氧合血红蛋白转化成脱氧血红蛋白的速率同O和一些通过静脉流出的速率相等，即：

$\frac{d\left[\mathrm{Hb}\right]}{\mathrm{dt}}=\stackrel{\·}{V}{O}_2-Q_v(1-S_v{O}_2)---\left(9\right)$

结合等式(7)、(8)和(9)，计算出Q_a和Q_v：

$Q_a=\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\frac{d}{\mathrm{dt}}\left[\mathrm{Hb}\right]+\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}\stackrel{\·}{V}O---\left(10\right)$

$Q_v=\frac{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]+\left[\mathrm{Hb}\right]-{\left[{\mathrm{HbO}}_2\right]}_a}{\left[\mathrm{Hb}\right]}(\stackrel{\·}{V}O-\frac{d}{\mathrm{dt}}[\mathrm{Hb}\left]\right)---\left(11\right)$

其中，(7)式和(8)式中和分别代表的是测量过程中氧合血红蛋白变化的导数和测量过程中脱氧血红蛋白变化的导数，通过上式推导得出血容为：

THb＝Hb+HbO₂                (9)

血容的变化率，即血流为：

$\frac{d\left[\mathrm{THb}\right]}{\mathrm{dt}}=Q_a-Q_v---\left(10\right).$