一种脑深部电刺激出血检测系统的制作方法

本发明涉及脑深部电刺激出血检测系统，特别的涉及一种术后脑深部电刺激出血检测系统。

背景技术：

脑深部电刺激（DBS）已经发展成为传统的立体定向功能神经外科中常用的毁损手术的替代方法。DBS已经证实是一种有效的方法，由于它具有可逆性和可调性的特点，大大降低了手术的致残率。被越来越多的用于治疗运动障碍病、帕金森病、癫痫、肌张力障碍、丛集性疼痛、强迫症、抽动秽语综合征、抑郁症等疾病。但是脑深部电刺激也存在风险，常见的有术后脑肿胀、出血等，对病人的安全造成威胁。

现有技术中的脑深部电刺激系统的电极只有单一的电刺激功能，无法有效、及时的对病人手术后的脑肿胀、出血进行监控。

技术实现要素：

本发明的目的在于克服上述技术中的不足，提供一种脑深部电刺激出血检测系统，该系统包括：至少一个脑深部电刺激器和体外装置，脑深部电刺激器包括刺激电极，刺激电极附近设置的血红蛋白传感器，脉冲发生器模块，处理器模块与第一通信模块；体外装置包括第二通信模块，预警模块；脑深部电刺激器的处理器模块控制脉冲发生器模块根据存储的刺激参数相关的程序产生刺激信号，并将刺激信号传送到刺激电极的触点，通过触点放电对靶点区域进行电刺激；同时，血红蛋白传感器实时或间歇性的对传感器附近区域进行检测，处理器模块判断是否检测到血红蛋白，一旦检测到，则可能刺激电极处产生出血，将出血信号通过第一通信模块传输至体外装置第二通信模块，预警模块进行出血模式预警。

进一步的，深部电刺激出血检测系统还可包括刺激电极附近设置的脑压传感器，检测到血红蛋白时，脑压传感器对传感器附近区域进行检测，处理器模块判断是否检测的脑压是否大于预设阈值，大于预设阈值判断为脑压异常，将脑压异常信号通过第一通信模块传输至体外装置第二通信模块，预警模块进行脑压异常模式预警。

进一步的，刺激电极可包括首段、中段、末段；首段、中段、末段分别包括至少一组电极触点组、一个血红蛋白传感器和一个脑压传感器；每组电极触点至少包括两个电极触点；电极触点分别通过导体连接到延长线，首段、中段、末段的电极触点组沿电极延伸方向设置，每组的电极触点沿电极圆周方向设置。

通过该系统，能够有效、及时的对病人手术后的脑肿胀、出血进行监控。

附图说明

图1是本发明的一种脑深部电刺激出血检测系统图。

图2是本发明的电极图。

11.脑深部电刺激器 12.体外装置

21.刺激电极 22.血红蛋白传感器 23.脉冲发生器 24.处理器模块 25.第一通信模块

31.第二通信模块 32.预警模块

100. 反馈式脑深部电刺激电极末段200. 反馈式脑深部电刺激电极中段300. 反馈式脑深部电刺激电极首段101、201、301. 血红蛋白传感器102、202、302.脑压传感器103、203、303. 反馈式脑深部电刺激电极触点104、204、304.绝缘体

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明进一步说明。图1示出一种脑深部电刺激出血检测系统，包括体内模块和体外装置。体内模块具体为脑深部电刺激器11，体外装置12。

其中脑深部电刺激器11用于有创的颅内刺激和参数采集，由深植入脑内的脑部刺激电极和胸前植入的的刺激发生器IPG两部分组成。脑部刺激电极具有可放电的刺激触点，其通过刺激发生器IPG发放弱电脉冲。其植入一般通过安装头架、MRI或CT扫描，术前规划，主要包括定位解剖微点和放置手术针道的设计，其后头皮切开和颅骨钻孔，通过术中的电生理定位和术中测试，植入并固定电极，最后植入刺激发生器在皮下，一般为锁骨下端的皮下，也有放置在腹部皮下。刺激发生器IPG通过导线穿过颈部连接脑深部电刺激器11。

胸前植入的刺激发生器IPG包括脉冲发生器模块23，处理器模块24，第一通信模块25，其中处理器模块24至少包括控制部、存储部和计算部；处理器模块控制脉冲发生器模块根据存储的刺激的参数，以及预设的刺激程序产生刺激信号，并将刺激信号传送到刺激电极的触点，通过触点放电对脑深部的靶点区域进行电刺激。

其中脑深部电刺激器还包括血红蛋白传感器，可以对靶点区域是否具有出血点进行检测。处理器模块24通过控制部进行对于血红蛋白传感器监测状态开启关闭的控制。可以实施实时监测、按照一定的周期开启的监测、或者应处理器模块24的控制信号的即时监测。其中血红蛋白传感器可选择任何类型适用的传感器，优先选择可重复使用、能够进行长时间使用不需更换的、结构较为简单不易损坏的光传感器。如传感器可包含发射近红外光的微型LED或微型红外光发射器，以及微型光接收器。光源发射在血红蛋白最大吸收波长540nm附近的红外光，通过一定距离的微型光接收器测定其吸光信号A（t），信号通过控制部接收，输送至计算部进行计算以判定是否有血红蛋白的检出。血红蛋白的检出意味有出血点的发现。

其中对于血红蛋白的判定的具体行为可以为：在初始状态或确认无出血点的正常生理状态下，采集一段时间的信号，计算在正常状态下的阈值空间。考虑到部分非线性的因素，一种实施例的算法为：排除明显干扰信号后，计算其在此段区间内信号的最大值Amax，最小值Amin以及平均值Aarg，

阈值区间的最大值取Amax与Amax+（（Amax-Amin）/2-Aarg）的最大值，

阈值区间的最小值取Amin与Amin+（（Amax-Amin）/2-Aarg）的最小值；

将初始设定的上述阈值输入处理器模块24的存储部进行保存。在血红蛋白传感器的监测开启时，当检测到的A（t）的时间序列，出现相于阈值的最大或最小值偏离度大于2*（（Amax-Amin）/2-Aarg），且在时间序列接下来的若干序列的值在同方向上的偏离有扩大趋势，至少有不小于原趋势的偏离时，计算部判定检测出异常量的血红蛋白，因此为出血模式，处理器模块25通过控制部发出血预警信号至第一通信模块25。

其中，在没有出现过出血预警的状况，且血红蛋白传感器的读数没有出现过明显趋势的变化的情况下，每过半年至一年，需要对血红蛋白传感器的正常阈值进行重新判定和校准，以补偿其出现的基线偏移。

对于采用其它方法测定血红蛋白或其它类型的传感器，如果其输出为单参数，且参数与血红蛋白的浓度呈大体正相关关系，则也可以采用上述判定算法进行出血预警。

脑深部电刺激器还可以包括刺激电极附近设置的脑压传感器。颅内压是颅骨内的压力，并且也因此是脑组织和脑脊液的压力。脑压传感器可以为压力传感器，如电容式mems传感器等。一般情况下，正常人的颅内压和病态或者脑血肿的颅内压还是具有较大的差别，同样可以根据初始的正常压力进行标定，确定正常压力和脑血肿压力的阈值P0，当测定的压力P（t）大于阈值压力P0且P（t+1）至P（t+n）均大于等于P0时，判定为脑压异常。脑压传感器将检测到的压力回送给处理器模块24，处理器模块24的计算部进行计算和判定，如果判定为脑压异常，则发送给第一通信模块25。

对于脑压传感器的预警模式同样由处理器模块24进行控制，对于出血模式的预警和脑压异常的预警可以分别独立的开启、控制、进行报警，也可以处于省电的需要和减少传感器的损坏率，在检测到血红蛋白后处理器模块24通过控制部发出开启脑压监测的模式；也可以在进行脑压异常的判定后再开启血红蛋白传感器的检测。

除非处理器发出控制命令，传感器的缺省模式是睡眠模式。

体外装置12至少包括处理器、第二通信模块31和预警模块32，优选的还包括人机控制接口。其中，第二通信模块31可以与第一通信模块25进行信息的收发，可以采用Zigbee、蓝牙等无线通信协议。

体外装置12主要起到的作用是提供异常状态的预警，第一通信模块25在街道处理器发送的出血模式预警信号或脑压异常的预警信号后，将上述信息发送给第二通信模块31，第二通信模块经过处理器，或直接将信号发送至预警模块，给医师或患者提供预警信号。预警信号可以以声、光、电、显示屏等方式呈现，其中两种模式分别采用不同的预警信号。

体外装置12还可以具有控制接口，医师可以通过控制接口输入预设的刺激模式、选择刺激参数、设定血红蛋白传感器和脑压传感器的参数、设定判定阈值等。处理器将上述控制命令进行处理后，发送至第二通信模块31，第二通信模块传输至体内的第一通信模块31，并且将上述参数存储在处理器模块24中。

此外，体外装置12还可以通过第二通信模块31实现与电脑、控制中心或中央处理器的双向数据传输。从而可以用过中央处理器对于本系统进行更精密的控制，也可以对于参数进行计算量更大的计算。在此条件下，可以采用部分更精密的血红蛋白检测方式，也可以利用颅内压测定更多的脑部血液动力参数，以提供更多的使用者的生理信息。

例如，在一个实施例中，采用图像法分析出血点。血红蛋白传感器采用微型图像采集装置，不需要很高的精度或分辨率。将采集后的数据发送至微处理器模块24中，微处理器模块进行或不进行对比度增强、滤波等预处理后，将每单帧图像信息发送至体外装置。体外装置或者处理器满足需要进行图像的处理与判定，如果不满足则进一步发给中央处理器。处理器根据图像的颜色特征量来进行判定，首先进行图像分割，再计算分割后的小区域的各个颜色成分如RGB成分，或通过YCbCr转换计算出的色差、通过HSI转换计算出的色相、饱和度、G/R、B/G等颜色比等的平均值或者中央值等统计量，将其之前进行学习的异常区域的颜色特征量进行判别，其判别基准可以根据这些特征量的分别，用支持向量机、人工神经网络等学习器来自动识别其判别标准。因此，由于出血所造成的特定颜色在区域中可以被检测出来，因此可以进行较为精确的出血点判断。

在另一个实施力中，采用阻抗法进行颅内压的判定。颅内压可以受若干因素影响，包括但不限于心动周期、呼吸周期以及对应于脑血流的身体的自然调节的慢波周期。压力传感器仅可以得到压力变化这一个特性，但阻抗在不同的时间尺度上反映不同的特征，比如脑血容量的变化表现较长的时间尺度，而心动周期相关的阻抗变化时间尺度比较短。因此，从阻抗波形中，波形的阻抗分量的振幅特性和时间特性之中可以反映很多颅内血流动力学参数，包括但不限于颅内压、脑血容量、脑血流量、脑灌注压等等。因此，也可以采用其它传感器进行颅内压的监测，尤其是在外接处理器的情况下，可以轻易的对参数进行维度更丰富的分析。

在一个实施例中，刺激电极为多排，分别深入不同的脑部点位。在另一个实施例中，刺激电极可以为多段，通过不同的解剖位置和方向，从而在单根电极中起到对多个位点产生电刺激的作用。

在一个实施例中，刺激电极包括刺激电极可包括首段100、中段200、末段300；手段、中端、末端的之间可以隔着距离L，其设计有效考虑到因磁共振偏差、电极漂移、脑部塌陷、手术头架等误差情况存在而引起的脑深部刺激电极100插入核团200的位置的偏差。首段、中段、末段分别包括至少一组电极触点组104、204、304一个血红蛋白传感器102、202、302和一个脑压传感器103、203、303，带有传感器的电极即为反馈式脑深部刺激电极；电极触点组和两个传感器分别通过绝缘材料密封，在每段中还可以包括一个I/O口以实现数据的传送。

针对于每段电极，每组电极至少包括两个电极触点，以对所刺激点位进行足够面积的刺激，优选为2-8个，每组的电极触点沿电极圆周方向设置，形成环状以保证自己面积，并减少插偏时候的副作用，电极触点分别通过导体连接到延长线，首段、中段、末段的电极触点组沿电极延伸方向设置。

对于多段式反馈脑深部电极，其中单根电极中设置为在间隔段开启出血检测即激活血红蛋白传感器，在单根电极中设置为仅在一段中开启脑压传感器，以维持电池和器件的使用寿命。