本实用新型属于脑血流量测量方法技术领域，具体涉及一种结合近红外光谱及脉搏色素法的无创脑血流量测量系统。
背景技术：
在人体正常生理活动中，脑血管血流动力学参数如脑血流、脑血氧饱和度、脑血管管床循环时间等，能够评估个体脑血管功能，预警脑中风及脑出血的发生。
脑组织血流是由脑血流循环自动调节维持的，是神经活动不受损伤的先决条件。脑血流量急剧下降会导致局部或是全颅急剧缺血，对脑组织活性及人体生命健康构成威胁。随着科学技术的发展，目前临床上测量脑血流量的方法有Xe133或Kr85同位素标记法，疝气增强CT，PET，MRI等技术，但这些技术较为复杂，不适用于所有人群也不利于临床快速测量。
使用疝气增强CT法测量脑血流虽有一定临床价值，但测量过程需要病人吸入疝气。疝气浓度超过50％时对人体有麻醉作用。吸入少量时不同人对疝气反应不同。此种方法对于测量过程需要十分小心，对人体并不十分健康。
PET测量脑血流法是目前临床上最为认可的一种方法，18O-H2O示踪剂PET被认为是脑血流测量的“金标准”。但此种方法高昂的价格成本让其普及性受到限制。无法大面积普及，也不是普通人都能够承受的一种医学检测方法。
MRI磁共振技术已应用于全身各系统的成像诊断。效果最佳的是颅脑，及其脊髓、心脏大血管、关节骨骼、软组织及盆腔等。对心血管疾病不但可以观察各腔室、大血管及瓣膜的解剖变化，而且可作心室分析，进行定性及半定量的诊断，可作多个切面图，空间分辨率较高，显示心脏及病变全貌，及其与周围结构的关系。但是使用该技术测量脑血流需要进入专门的磁共振测量室。MRI需要庞大的仪器设备来支撑其测量过程，无法达到希望的临床快速检测，无法向医生提供病人的实时脑血流变化。
技术实现要素：
为了适合临床上脑血流量的快速检测，本实用新型提供了一种无创脑血流量测量系统。
本实用新型提供了一种无创脑血流量测量系统，包括由三波长二极管和脑前额光电检测器组成的脑前额ICG浓度测量模块、两波长二极管和耳垂光电检测器组成的透射式耳垂ICG浓度测量模块、主控制器和上位机，脑前额光电检测器、耳垂光电检测器分别与主控制器连接，将检测到的信号在主控制器中AD转换，主控制器连接上位机，将转换后的信号发送给上位机进行计算。
所述主控制器由顺次连接的滤波模块、AD转换模块和蓝牙发送模块组成。
所述三波长二极管发射的三种波长长度分别为760nm、810nm、840nm；所述两波长二极管发射的两种波长长度分别为760nm、840nm。
所述三波长二极管与脑前额光电检测器之间的距离为2cm。
与现有技术相比，本实用新型的优点在于：1、本实用新型使用多波长二极管可以实现快速无创的脑血流测量；2、本实用新型整体系统体积小重量轻可实现便携式检测；3、本实用新型测量过程简便，对临床上预测脑梗死，脑血栓等疾病有很大的作用。
附图说明
图1为本实用新型提供的无创脑血流量测量系统结构示意图；
图2为本实用新型脑血流量测量时序图；
图3为本实用新型中三波长二极管三种波长吸光系数曲线；
图4为本实用新型的光电容积波信号图；
图5为本实用新型的脉搏波信号图；
图6为本实用新型的脑血流测量曲线图。
具体实施方式
为了使本实用新型的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合实施例和附图，对本实用新型进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本实用新型，并不用于限定本实用新型。
在本系统中，应用NIRS及DDG技术，采用ICG色素可达到临床快速检测脑血流的目的。此方法需要测量出脑组织ICG浓度及动脉中ICG浓度，然后应用费氏方法(Fick’s method)计算出脑血流量。向人体注射ICG无毒无害色素作为示踪物后，将多波长二极管放置脑前额，接收到的光强送至上位机计算，上位机应用修正朗博比尔定律，计算出脑组织中ICG浓度的变化。与此同时，耳垂模型测量动脉中ICG浓度，由于动脉搏动的收缩会产生交直流混杂的信号，应用交直流分离技术分离交直流量，然后使用朗博比尔定律即可计算出动脉ICG浓度。
如图1所示，本实施例包括由三波长二极管和脑前额光电检测器组成的脑前额ICG浓度测量模块、两波长二极管和耳垂光电检测器组成的透射式耳垂ICG浓度测量模块、主控制器和上位机，脑前额光电检测器、耳垂光电检测器分别与主控制器连接，主控制器由顺次连接的滤波模块、AD转换模块和蓝牙发送模块组成，将检测到的信号在主控制器中AD转换，主控制器连接上位机，将转换后的信号发送给上位机进行计算。
三波长二极管采用分时驱动技术向大脑前额叶发射不同波长的光，其时序如附图2。光子经过脑组织，HbO2、Hb、ICG吸收反射后由脑前额光电检测器接收，不同波长的光被吸收的强度不同。不同强度的光强经由主控制器AD转换为数字量传送至上位机进行计算，计算依据朗博比尔定律：
A＝log(I0/I)＝ελ·C·DPF(λ)·r+G (1)
式中A表示吸光度，I0、I分别为入射光和出射光光强，ελ为波长为λ时物质的吸光系数，r为光源和光电探测器的距离，C为被检测物质的浓度。DPF(λ)为差分路径因子，G表示水等其他物质的吸收引起的光衰减系数，很难被绝对量化。
根据公式1，可利用光衰减表示吸光色团的浓度变化量：
由于皮肤组织散射影响，波长为λ的光在组织中的传播距离要比r平均大DPF(λ)倍。DPF(λ)为路径差分因子常数，用以修正L-B定律中的光路长度。对于小于2岁的新生儿及婴儿DPF＝4.39，对于大于2岁的儿童及成年人DPF＝5.93。
在大脑中，主要的内源吸光色团HbO2和Hb吸收光谱范围为700-1000nm。ICG是一种经静脉注射的外源吸光物质，其相对分子质量为774.96，吸光系数峰值介于795-805nm之间。根据附图3给出的HbO2、Hb、ICG和H2O的吸收光谱曲线，本方法选择波长为760、810、840nm的近红外激光作为光源进行探测。当不同波长的光子进入大脑后被HbO2、HbR、ICG吸收反射，光强衰减各不相同。经由适当的信号调理，AD转换送入上位机分析。可以得到三波长在大脑中被物质吸收反射后衰减的图线，如附图4。
耳垂ICG浓度测量过程中，依据附图3选用760nm、840nm的近红外激光作为光源。分时驱动光源，不同波长光束照射到耳垂表面，光子经过皮肤、肌肉、脂肪、血液等多层生物组织发生反射、透射、散射，造成一定程度的光吸收和衰减，出射光被光电探测器接收。在动脉测量中由于动脉搏动血管厚度改变引起的光路径变化。透射光强的大小会随脉搏波动速率呈周期性改变，如图5，附图5中的信号经由滤波处理可以消除信号的极限的漂移，得到更为准确的交直流分量。由于脉搏引起的光强变化ΔI远小于透射光强I，因此ΔA就可以近似写成式(3)的形式
这种情况下，如果选用两个不同波长的光源λ4和λ5进行测量，并将测得的两组光密度的变化量ΔA4和ΔA5做比较，就可以消除脉搏搏动引起的ΔD的影响，得到
称为脉动量比，可通过测量透射光光强及其变化量计算得到，Hb及ICG在不同波长下的吸光系数均为常数，这样，只要在色素注射前检测出血红蛋白Hb的浓度Ch就可根据式(4)计算出CI的值。
将上两步所得计算值带入费氏公式：
中即可算得脑血流量，如附图6。在图6中共有三条曲线，2号线为Hb，1号线为HbO2，3号线为ICG。这三条曲线代表了这三种物质的浓度变化。在未注射ICG时，可以清楚看到图中ICG浓度为0，Hb与HbO2均有一定初值。人体憋气到一定程度后，可以清楚看到Hb浓度的快速上升，HbO2急剧下降，ICG浓度基本保持不变，HbO2的急剧下降对ICG浓度稍有影响，但是在误差可接受范围内。
上述实施例仅用于说明本实用新型，各部件的结构、尺寸、设置位置及形状都是可以有所变化的，在本实用新型技术方案的基础上，凡根据本实用新型原理对个别部件进行的改进和等同变换，均不应排除在本实用新型的保护范围之外。