CN111035396A - 智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，通过构建测量模拟空间；测量分配光学特性和空间分布、根据所述空间分布计算能量沉积；在热弹性应力约束条件下，得到初始超压源；当激光脉冲长度小于热弛豫时间、介质均匀且声速恒定时，得到光声速波长传播公式；采用格林函数进行拟合，得到光声速波长的正解；将换能器的频率响应曲线建模为高斯函数，构建所述具有波长限制的光声速与所述探测点数之间的映射模型，得到光分布理论值模型；求解误差函数极小值的优化值，脑功能血氧饱和度监护测量参比标准。本发明采用格林函数与蒙特卡洛辐射通量模拟重构组织光学参数分布的算法，有效构建智能脑功能血氧饱和度监护测量标准。
Description
技术领域
本发明属于医疗设备技术领域，具体涉及智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法。
背景技术
近红外光谱法是近年来发展起来的为临床提供了一种便携、实时、连续、操作简单、相对廉价的无创伤检测方法。在临床上，脑血氧计是获得脑血氧储备量信息的理想监护仪器，能给神经外科医生提供一个无创伤的颅内脑氧水平的观测窗口。特别是当血液循环停止时，许多监护仪器的正常工作将存在一定的困难时，脑血氧计依然能照常工作，因此脑血氧测量仪可广泛应用于脑血氧监测的各种场合。
红细胞在影响血流动力学的同时发挥着重要的生理作用。在静态或低切变率的流动条件下，红细胞形成红细胞的聚集体。红细胞聚集能够改变血流速度、影响血流动力学、导致血管阻力和组织充盈，此外，红细胞聚集异常常见于各种病理，如深静脉血栓形成、糖尿病或中风。在生理功能方面，红细胞将氧气输送到生物组织并交换二氧化碳，氧的运输主要受血氧饱和度的控制，血氧饱和度是对于红细胞中氧气最大携带量的一个测量指标，血氧饱和度在临床诊断中是一个重要的生理指标，其反映了机体的供氧能力。以往传统的功能指标检测方法，多局限于有损检测，或者检测的分辨率不高，不能提供有效的对特定位置的血氧指标的监测能力。
在评价红细胞的生理功能时，在脉搏血氧仪中，由于低血压、体温过低、肌电图异常和身体运动，以及血液为极高浓度介质所造成的有效散射半径不足，读数容易出错。影响脑功能血氧饱和度监测的因素主要来自于头部运动的干扰、信号处理通道引入的噪声、光纤传感器本身引入的噪声以及探测仪器灵敏度漂移和光电转换的稳定性不足。导致探测灵敏度漂移以及影响光电转换稳定性的主要因素有为环境温度引起的探测灵敏度漂移，在光探测过程中，由于宏观的光电流是在一定的温度热平衡下得到的统计结果，因而探测光电流不仅与吸收光子数(入射光功率)的多少有关，还与所处的环境温度密切相关。
发明内容
上述在进行脑功能血氧饱和度监测过程中的各种干扰因素所导致的监测结果不一致的技术问题，本申请提供一种能够根据测量采样得到的多点数据进行模型重构，采用格林函数与蒙特卡洛辐射通量模拟重构组织光学参数分布的算法，有效构建智能脑功能血氧饱和度监护测量标准。
本发明提供如下技术方案：智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，包括以下步骤：
1)构建测量模拟空间；
2)采用探测器测量所述测量模拟空间内每一组织表面元素的分配光学特性，探测点数量记为向量Φ＝(Φ1,Φ2,Φ3,……,ΦM)T，所述分配光学特性为光吸收系数
光散射系数
光散射各向异性m；
3)测量所述模拟空间的空间分布F(x)、根据所述空间分布计算能量沉积W(x)，公式如下：
4)在热弹性应力约束条件下，介质中产生初始超压源，忽略其中热传导和应力传播，得到初始超压源p0(x)：
其中，β(x)为热膨胀系数，c为声速，Cp(x)为定压热容；
5)当激光脉冲长度小于热弛豫时间、介质均匀且声速恒定时，得到光声速波长传播公式：
其中，p(x,t)为光声速波长压，δ(t)为狄拉克脉冲函数；
6)采用格林函数进行拟合，得到光声速波长的正解：
其中，
7)将所述步骤6)得到的光声速波长进行卷积计算转变为具有波长限制的光声速PMC(x,t)，公式如下：
其中，
代表卷积计算，h(t)代表接收器的脉冲响应；
8)将换能器的频率响应曲线建模为高斯函数，将h(t)和
具体化，公式如下：
其中，ω0为换能器的中心频率，σ是接收器的带宽。
9)构建所述具有波长限制的光声速与所述探测点数之间的映射模型，得到光分布理论值模型：
Φi＝f(PMC(x,t))，i＝1,2,……M；
10)构建光分布理论值Φi与实际探测值Φn之间的误差函数：
其中||·||为内积函数；
11)求解误差函数极小值的优化值，得到重构组织光学参数分布PH(x，t)，公式如下：
得到的PH(x，t)≥0，即为脑功能血氧饱和度监护测量参比标准。
进一步地，所述模拟空间为多个三维笛卡尔坐标系体素网格构成的。
进一步地，所述三维笛卡尔坐标系体素网格数量为(800～1000)×(500～550)×(500～550)。
进一步地，所述三维笛卡尔坐标系体素网格的三维尺寸：长×宽×高＝(15～20mm)×(10～12mm)×(10～12mm)。
进一步地，所述元素的体积为(20～30μm)×(20～30μm)×(20～30μm)。
进一步地，所述步骤2)中的采用探测器测量条件为在脉冲流量下，以60～80bpm的拍频率，以10～15nm为步进进行测量。
进一步地，采用探测器测量条件对21个波长从700nm到900nm的流动血液进行光声速测量。
进一步地，21个波长中每个波长的光子数超过2000万个。
本发明的有益效果为：
1)本申请针对可以无创测量脑部血氧饱和度的光声成像技术在测量结果不具有统一的监测标准的问题进行了算法研究，采用构建具有多个三维笛卡尔坐标系体素网格的模拟测量，因而具有较高的超声空间分辨率和光学对比度，所得到的模拟算法构建的标准针对于在较深(几厘米)的组织中也会具有较高的灵敏度。
2)本申请测量得到的光声信号的计算是基于格林函数和蒙特卡罗辐射通量模拟相结合的，并且在能量沉积过程中赋予了光吸收系数、光散射系数和光散射各向异性三个参数，能够全面的利用空间分布定义空间分布内的能量沉积，并且在光声速波长传播公式的计算过程中限定了当激光脉冲长度小于热弛豫时间、介质均匀且声速恒定，能够有效避免测量模拟所形成的模型的噪声误差，采用热弹性应力约束，有效屏蔽了热传导和应力传播所带来的光声速波长传播计算的噪声干扰。
3)通过上述的测量空间内的样品采集干扰噪声屏蔽，有效构建具有波长限制的光声速与所述探测点数之间的映射模型，得到相应光强分布理论值，与实际值进行对比，根据一定的拟合模型计算出光学参数的分布，得到被测机制的光学参数的分布图像。
4)通过构建误差函数E(Φi，Φn)，反应了测量实际值与构建模型的理论值之间的差别，求解误差函数的极小值优化问题，能够得到测量模拟空间的重构光学参数向量及其分布图像，最终求得最优解即为脑功能血氧饱和度监护测量的规范参比标准。
附图说明
图1为本发明提供的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法的流程示意图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅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做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。
实施例1
本实施例提供的一种智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，包括以下步骤：
1)构建测量模拟空间,模拟空间为多个三维笛卡尔坐标系体素网格构成的，数量为915×535×535，网格的三维尺寸为长×宽×高＝17mm×11mm×11mm；
2)采用探测器测量测量模拟空间内每一组织表面元素的分配光学特性，探测点数量记为向量Φ＝(Φ1,Φ2,Φ3,……,ΦM)T，分配光学特性为光吸收系数
光散射系数
光散射各向异性m，元素的体积为25μm×25μm×25μm；测量条件为在脉冲流量下，以70bpm的拍频率，以12nm为步进对21个波长从700nm到900nm的流动血液进行光声速测量，21个波长中每个波长的光子数超过2000万个；
3)测量模拟空间的空间分布F(x)、根据空间分布计算能量沉积W(x)，公式如下：
4)在热弹性应力约束条件下，介质中产生初始超压源，忽略其中热传导和应力传播，得到初始超压源p0(x)：
其中，β(x)为热膨胀系数，c为声速，Cp(x)为定压热容；
5)当激光脉冲长度小于热弛豫时间、介质均匀且声速恒定时，得到光声速波长传播公式：
其中，p(x,t)为光声速波长压，δ(t)为狄拉克脉冲函数；
6)采用格林函数进行拟合，得到光声速波长的正解：
其中，
7)将步骤6)得到的光声速波长进行卷积计算转变为具有波长限制的光声速PMC(x,t)，公式如下：
其中，
代表卷积计算，h(t)代表接收器的脉冲响应；
8)将换能器的频率响应曲线建模为高斯函数，将h(t)和
具体化，公式如下：
其中，ω0为换能器的中心频率，σ是接收器的带宽。
9)构建具有波长限制的光声速与探测点数之间的映射模型，得到光分布理论值模型：
Φi＝f(PMC(x,t))，i＝1,2,……M；
10)构建光分布理论值Φi与实际探测值Φn之间的误差函数：
其中||·||为内积函数，如向量x＝(x1,x2,…..,xm)T，
则
其中
为xi的共轭复数。
11)求解误差函数极小值的优化值，得到重构组织光学参数分布PH(x，t)，公式如下：
得到的PH(x，t)≥0，即为脑功能血氧饱和度监护测量参比标准。
实施例2
本实施例与实施例1的区别仅在于三维笛卡尔坐标系体素网格数量为800×500×500，体素网格的三维尺寸：长×宽×高＝15mm×10mm×10mm；元素的体积为20μm×20μm×20μm。
步骤2)中的采用探测器测量条件为在脉冲流量下，以60bpm的拍频率，以10nm为步进对21个波长从700nm到900nm的流动血液进行光声速测量。
实施例3
本实施例与实施例1和实施例2的区别仅在于三维笛卡尔坐标系体素网格数量为1000×550×550，体素网格的三维尺寸：长×宽×高＝20mm×12mm×12mm；元素的体积为30μm×30μm×30μm。
步骤2)中的采用探测器测量条件为在脉冲流量下，以80bpm的拍频率，以15nm为步进对21个波长从700nm到900nm的流动血液进行光声速测量。
虽然已经参考优选实施例对本发明进行了描述，但在不脱离本发明的范围的情况下，可以对其进行各种改进并且可以用等效物替换其中的部件。尤其是，只要不存在结构冲突，各个实施例中所提到的各项技术特征均可以任意方式组合起来。本发明并不局限于文中公开的特定实施例，而是包括落入权利要求的范围内的所有技术方案。
Claims (8)
1.智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，包括以下步骤：
1)构建测量模拟空间；
2)采用探测器测量所述测量模拟空间内每一组织表面元素的分配光学特性，探测点数量记为向量Φ＝(Φ1,Φ2,Φ3,……,ΦM)T，所述分配光学特性为光吸收系数
光散射系数
光散射各向异性m；
3)测量所述模拟空间的空间分布F(x)、根据所述空间分布计算能量沉积W(x)，公式如下：
4)在热弹性应力约束条件下，介质中产生初始超压源，忽略其中热传导和应力传播，得到初始超压源p0(x)：
其中，β(x)为热膨胀系数，c为声速，Cp(x)为定压热容；
5)当激光脉冲长度小于热弛豫时间、介质均匀且声速恒定时，得到光声速波长传播公式：
其中，p(x,t)为光声速波长压，δ(t)为狄拉克脉冲函数；
6)采用格林函数进行拟合，得到光声速波长的正解：
其中，
7)将所述步骤6)得到的光声速波长进行卷积计算转变为具有波长限制的光声速PMC(x,t)，公式如下：
其中，
代表卷积计算，h(t)代表接收器的脉冲响应；
8)将换能器的频率响应曲线建模为高斯函数，将h(t)和
具体化，公式如下：
其中，ω0为换能器的中心频率，σ是接收器的带宽。
9)构建所述具有波长限制的光声速与所述探测点数之间的映射模型，得到光分布理论值模型：
Φi＝f(PMC(x,t))，i＝1,2,……M；
10)构建光分布理论值Φi与实际探测值Φn之间的误差函数：
其中||·||为内积函数；
11)求解误差函数极小值的优化值，得到重构组织光学参数分布PH(x，t)，公式如下：
得到的PH(x，t)≥0，即为脑功能血氧饱和度监护测量参比标准。
2.根据权利要求1所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，所述模拟空间为多个三维笛卡尔坐标系体素网格构成的。
3.根据权利要求2所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，所述三维笛卡尔坐标系体素网格数量为(800～1000)×(500～550)×(500～550)。
4.根据权利要求2所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，所述三维笛卡尔坐标系体素网格的三维尺寸：长×宽×高＝(15～20mm)×(10～12mm)×(10～12mm)。
5.根据权利要求2所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，所述元素的体积为(20～30μm)×(20～30μm)×(20～30μm)。
6.根据权利要求1所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，所述步骤2)中的采用探测器测量条件为在脉冲流量下，以60～80bpm的拍频率，以10～15nm为步进进行测量。
7.根据权利要求6所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，采用探测器测量条件对21个波长从700nm到900nm的流动血液进行光声速测量。
8.根据权利要求7所述的智能脑功能血氧饱和度监护测量模拟算法，其特征在于，21个波长中每个波长的光子数超过2000万个。
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