1.本发明涉及基于脑氧的生命信息监测技术领域，具体来说，涉及一种无创脑组织氧浓度测量方法。
背景技术：2.生命活动的物质基础必须具备足够的氧气，脑组织血氧饱和度(rso2)是反应颅脑内含血含氧的重要参数，是判断脑组织血液循环出现障碍或者周围组织是否缺氧的重要指标。生物组织氧合作用处于供应和需求的动态平衡之中。在稳定状态下，组织氧耗量相对与供氧量无关，而是决定于其细胞代谢所需，但当缺氧或缺血严重时，氧耗量就此受到影响和限制。一旦组织氧和作用不充分，将生成有毒的氧代谢产物。总之，在组织缺血或缺氧的情况下，血流是维持组织氧和作用的关键因素。氧在血液中主要以两种形式存在，其中一种是与血红蛋白结合形成氧合血红蛋白进入组织且占比98％，剩下的2％以游离的状态存在于血液中。本文将通过三种不同波长的近红外光，基于朗伯-比尔定律以脑前额为监测区域，以无创的方式采集监测区域对近红外光的吸收情况作为头部组织干扰信号的表征值，进而求取监测区域的含氧血红蛋白和还原血红蛋白对不同波长近红外光的吸收值，从而得到监测区域的血氧饱和度。
3.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技术，它为临床无创检测提供了一种便捷、廉价、时效强、成本低的测量方法，广泛用于脑氧监测的各种场合。近红外光谱法测量血氧饱和度以朗伯-比尔定律和光散射理论为基础，利用还原和氧和血红蛋白的光吸收系数的差别来进行。测量脑组织氧饱和度，并观察其随着时间的幅度变化，有助于了解脑疾病及手术过程中的患者局部组织血氧饱和度的绝对值浓度，为医生提供判断依据。基于近红外光谱技术发展的监测手段，具有便捷、廉价、时效强、成本低等优势，应用范围也越来越广。在使用近红外光谱方法检测人体组织氧的发明专利中，中国发明专利cn112641444a提出的一种脑血氧检测系统及方法，在检测待测样本脑组织血氧饱和度时，未对采集到的数据做出稳定性和准确性计算，针对这些问题，提出本文的脑组织血氧饱和度测量方法。测量过程中，除还原血红蛋白和含氧血红蛋白之外，其他因素也会产生较大干扰，对测量结果产生较大影响，使测量结果和准确性存在一定不足。
技术实现要素：4.本发明的目的在于提供一种无创脑组织氧浓度测量方法，以解决上述背景技术中提出的测量过程中，除还原血红蛋白和含氧血红蛋白之外，其他因素也会产生较大干扰，对测量结果产生较大影响问题。
5.为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：一种无创脑组织氧浓度测量方法，包括以下步骤：步骤1：将一个光源和两个光电检测器放置于人体额部，以此来获得脑组织的光电信号，其中光源包含三种不同波长的光源；
6.步骤2：通过处理上述装置采集到的光电信号，来求得脑前额测量区域的血氧饱和
度：采集到脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的信号值后，对信号进行傅里叶变换滤波处理；
7.步骤3：可求出同一波长在两个光电检测器的吸光度，在测量过程中，近红外光通过血液中的水会对吸光度的值产生影响；
8.步骤4：将脑深部组织的光电信号进行滤波处理，得到血液动力学参数，并建立脑组织氧代谢量的计算模型；
9.步骤5：通过模型可求得脑组织血氧饱和度，同时求得含氧血红蛋白和还原血红蛋白的绝对含量，本文通过三波长测定脑组织氧饱和度，求得含氧血红蛋白、还原血红蛋白和血液中水的绝对浓度，减小了血液中水引起的测量结果不准确，通过对血液中水的修正进一步提高计算结果的准确性。
10.进一步的，所述光学探头至少可以发出三种不同波长光源，光学探头与第一个光电检测器中心点的距离为3cm～5cm，两个光电检测器的中心点距离为1.5cm～2cm。
11.进一步的，所述步骤1中光源发出三种不同波长的近红外光进入待测样本，通过采集待测样本脑前额测量区域对三种不同波长吸收情况作为脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的光电信号。
12.进一步的，所述步骤2中通过用修正后的朗伯比尔定律进行处理脑前额测量区域的血氧饱和度数据。
13.进一步的，所述1、2光电检测器的中心距离为δl＝r*dpf公式中的r。
14.与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：
15.(1)本发明是一种无创脑组织氧浓度测量方法，本发明实现了一体式的脑组织氧及脉搏氧的信号获取装置，并利用顺序驱动与调制机制获的最小功耗特点，从而实现多路信号检测与特征参数识别与分析的同步多引擎运行机制，再利用脉搏信号特征及脉搏氧特征进行脑氧组织计算时段准确划分与限定阈值设置，从而能实现脑组织氧计算的稳定性和适应性，改善整个测量系统的有效性与现有技术相比，本文对光电检测器采集到的数据进行修正，通过计算得到的脑组织血氧饱和度准确性和稳定性更好。
附图说明
16.为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
17.图1是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法脑组织血氧饱和度求解步骤的结构示意图；
18.图2是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法学传输及测量设备位置示意图；
19.图3是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法的还原血红蛋白和含氧血红蛋白吸收光谱；
20.图4是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法脑组织血氧饱和度无创监测装置结构示意图；
21.图5是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法脑组织血氧饱和度无创监测流程图；
22.图6是根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法脑组织血氧饱和度无创监测装置上位机交互界面的结构示意图。
具体实施方式
23.下面，结合附图以及具体实施方式，对发明做出进一步的描述：
24.请参阅图1-6，根据本发明实施例的一种无创脑组织氧浓度测量方法，包括以下步骤：步骤1：将一个光源和两个光电检测器放置于人体额部，以此来获得脑组织的光电信号，其中光源包含三种不同波长的光源；
25.步骤2：通过处理上述装置采集到的光电信号，来求得脑前额测量区域的血氧饱和度：采集到脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的信号值后，对信号进行傅里叶变换滤波处理；
26.步骤3：可求出同一波长在两个光电检测器的吸光度，在测量过程中，近红外光通过血液中的水会对吸光度的值产生影响；
27.步骤4：将脑深部组织的光电信号进行滤波处理，得到血液动力学参数，并建立脑组织氧代谢量的计算模型；
28.步骤5：通过模型可求得脑组织血氧饱和度，同时求得含氧血红蛋白和还原血红蛋白的绝对含量，本文通过三波长测定脑组织氧饱和度，求得含氧血红蛋白、还原血红蛋白和血液中水的绝对浓度，减小了血液中水引起的测量结果不准确，通过对血液中水的修正进一步提高计算结果的准确性。
29.本实施例中，光学探头至少可以发出三种不同波长光源，光学探头与第一个光电检测器中心点的距离为3cm～5cm,两个光电检测器的中心点距离为1.5cm～2cm。
30.本实施例中，步骤1中光源发出三种不同波长的近红外光进入待测样本，通过采集待测样本脑前额测量区域对三种不同波长吸收情况作为脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的光电信号。
31.本实施例中，步骤2中通过用修正后的朗伯比尔定律进行处理脑前额测量区域的血氧饱和度数据。
32.本实施例中，1、2光电检测器的中心距离为公式中的r。
33.在具体应用时，将一个光源和两个光电检测器放置于人体额部，以此来获得脑组织的光电信号，其中光源包含三种不同波长的光源，光源发出三种不同波长的近红外光进入待测样本，通过采集待测样本脑前额测量区域对三种不同波长吸收情况作为脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的光电信号，如图2所示，本文提供一种通过处理上述装置采集到的光电信号，来求得脑前额测量区域的血氧饱和度：
34.采集到脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的信号值后，对信号进行傅里叶变换滤波处理，然后用修正后的朗伯比尔定律进行处理脑前额测量区域的血氧饱和度数据，有：
35.36.其中为吸光度，为入射光强，为出射光强，为摩尔系数，与吸光物质和入射光波长有关，c为吸光物质的浓度，l为近红外光从入射到出射在吸光物质中所经路径，r为背景所引起的衰减。可求出同一波长在两个光电检测器的吸光度，在测量过程中，近红外光通过血液中的水会对吸光度的值产生影响，以下标o表示，有：
[0037][0038][0039]
其中为光源在1光电检测器处求得的吸光度，为光源在2光电检测器处求得的吸光度，为光源的入射光强。为1光电检测器采集到的光源的出射光强，为2光电检测器采集到光源的出射光强，为光源到1光电检测器的光路轨迹行程，为光源到2光电检测器的光路轨迹行程。同理，可求出其他两个波长近红外光在两个光电检测器采集到光电信号求得的吸光度：
[0040][0041][0042][0043][0044]
为消去和r对吸光度的影响，公式(1)、(3)相减可得：
[0045][0046]
由吸收定律有：
[0047][0048]
其中μa为物质的吸收系数，ε为摩尔系数，与吸光物质和入射光波长有关，c为吸光物质的浓度，l为近红外光从入射到出射在吸光物质中所经路径，将公式(8)代入公式(7)可得：
[0049][0050]
同理可求得其他两个波长近红外光的演变公式：
[0051][0052][0053]
对(9)、(10)、(11)化简可得：
[0054]
ε
h12ch
+ε
b12
cb+ε
o12
c0＝μ
12
ꢀꢀ
(12)
[0055]
ε
hh13ch
+ε
b13
cb+ε
013
c0＝μ
13
ꢀꢀ
(13)
[0056]
ε
h23ch
+ε
b23
cb+ε
023
c0＝μ
23
ꢀꢀ
(14)
[0057]
其中cb＝c
hb
，，，
[0058]
联立(12)、(13)、(14)可得：
[0059][0060][0061][0062]
联立(15)、(16)、(17)可得：
[0063][0064][0065][0066]
其中其中
[0067]
可得：
[0068][0069][0070][0071]
其中ε均可通过查表求得，μ可通过以下方法求得：
[0072][0073][0074][0075]
其中μa为光源1的吸收系数，i
out1
为1光电检测器采集的光电信号，i
out2
为2光电检测器采集的光电信号，δl＝r*dpf，r为1、2光电检测器的中心距离，dpf可查表求得。
[0076]
在对脑前额测量区域进行脑组织血氧饱和度测量时，因光源路径会经过皮肤、骨骼、以及血管等组织，这些因个体年龄、bmi都会产生误差，造成测量不准确，本文对公式(1)～(6)中ε0*c0添加修正系数c1，即
[0077][0078]
因c1为常数，由实验测得，因此对上述方法中公式不产生计算过程的影响，只需将统一计算为ε0＝ε0*c1.同时对公式(26)加入修正系数c2，即
[0079][0080]
通过对公式(26)的修正，消除出射光受环境因素引起的误差。
[0081]
由以上方法可知，通过模型即可求得脑组织血氧饱和度，同时求得含氧血红蛋白和还原血红蛋白的绝对含量。本文通过三波长测定脑组织氧饱和度，求得含氧血红蛋白、还原血红蛋白和血液中水的绝对浓度，减小了血液中水引起的测量结果不准确，通过对血液中水的修正进一步提高计算结果的准确性。
[0082]
在本发明的描述中，需要说明的是，术语“顶部”、“底部”、“一侧”、“另一侧”、“前面”、“后面”、“中间部位”、“内部”、“顶端”、“底端”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制；术语“第一”、“第二”、“第三”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性；此外，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
[0083]
最后应说明的是：以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限定本发明，尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，对于本领域的技术人员来说，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。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
技术特征：1.一种无创脑组织氧浓度测量方法，其特征在于，包括以下步骤：步骤1：将一个光源和两个光电检测器放置于人体额部，以此来获得脑组织的光电信号，其中光源包含三种不同波长的光源；步骤2：通过处理上述装置采集到的光电信号，来求得脑前额测量区域的血氧饱和度：采集到脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的信号值后，对信号进行傅里叶变换滤波处理；步骤3：可求出同一波长在两个光电检测器的吸光度，在测量过程中，近红外光通过血液中的水会对吸光度的值产生影响；步骤4：将脑深部组织的光电信号进行滤波处理，得到血液动力学参数，并建立脑组织氧代谢量的计算模型；步骤5：通过模型可求得脑组织血氧饱和度，同时求得含氧血红蛋白和还原血红蛋白的绝对含量，本文通过三波长测定脑组织氧饱和度，求得含氧血红蛋白、还原血红蛋白和血液中水的绝对浓度，减小了血液中水引起的测量结果不准确，通过对血液中水的修正进一步提高计算结果的准确性。2.根据权利要求1所述的一种无创脑组织氧浓度测量方法，其特征在于，所述光学探头至少可以发出三种不同波长光源，光学探头与第一个光电检测器中心点的距离为3cm～5cm,两个光电检测器的中心点距离为1.5cm～2cm。3.根据权利要求1所述的一种无创脑组织氧浓度测量方法，其特征在于，所述步骤1中光源发出三种不同波长的近红外光进入待测样本，通过采集待测样本脑前额测量区域对三种不同波长吸收情况作为脑前额测量区域含氧血红蛋白和还原血红蛋白浓度的光电信号。4.根据权利要求1所述的一种无创脑组织氧浓度测量方法，其特征在于，所述步骤2中通过用修正后的朗伯比尔定律进行处理脑前额测量区域的血氧饱和度数据。5.根据权利要求1所述的一种无创脑组织氧浓度测量方法，其特征在于，所述1、2光电检测器的中心距离为δl＝r*dpf公式中的r。
技术总结本发明公开了一种无创脑组织氧浓度测量方法，其主要技术特征是：建立一种基于三波长光谱的脑组织氧信号获取方法，及双波长脉搏氧信号的同步获取架构，实现了一体式的脑组织氧及脉搏氧的信号获取装置，并利用顺序驱动与调制机制获的最小功耗特点，从而实现多路信号检测与特征参数识别与分析的同步多引擎运行机制，再利用脉搏信号特征及脉搏氧特征进行脑氧组织计算时段准确划分与限定阈值设置，从而能实现脑组织氧计算的稳定性和适应性，改善整个测量系统的有效性。测量系统的有效性。测量系统的有效性。
技术研发人员：李海波 刘慧敏 毛文 彭伟文
受保护的技术使用者：深圳东海浪潮科技有限公司
技术研发日：2022.07.07
技术公布日：2022/11/1
