基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪

摘要

一种基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，包括：计算机；超声波发送驱动模块，用于产生初始高频信号；超声波发送器，与超声波发送驱动模块相连，并将超声波发送驱动模块输出的初始高频信号转换为向颅腔发射的弹性机械波；超声波接收器，用于接收穿过颅腔后的弹性机械波，并将接收到的弹性机械波转换为末端高频信号；接收信号电路模块，与超声波接收器相连，用于对末端高频信号鉴频、锁相，并将与初始高频信号具有相同频率的末端高频信号的相位输出至计算机；计算机与超声波发送驱动模块和接收信号电路模块相连，对末端高频信号解调并计算颅内压值。能够实现对患者颅内压的无创监测，并且测量数据准确，能够满足临床应用要求和在线长时间监测。

说明书

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，具体涉及一种基于超声波声弹性效应的颅 内压监测仪。

背景技术

超声波技术作为一种无损监测手段，广泛应用于生命医疗、食品分析、质 量控制、材料科学领域和地球物理领域等。以前人们认为超声波参数是材料的 固有属性，不会随着应力的改变而改变，但自从1953年Hughes为了采用超声波 方法测量固体的三阶弹性模量而初步提出固体声弹理论和1968年Tatsuo提出声 弹双折射效应以来，人们开始认为超声波参数与材料内部的应力是有关的。超 声波波速、相位等参数与应力之间的关系称为应力-声学效应或声弹性效应，近 年来成为一个研究的热点，并逐渐被应用于各工程及应用领域。如采用超声波 测岩石应力、焊接残余应力、螺栓应力等等。

对于颅内压监测方法，目前在临床上常用的都是有创监测法，需要作外科 手术，病人不仅要承受一定的疼痛，给病人生活带来不变，而且还容易造成颅 内感染。有创监测法需要病人采取特殊的体位，因此需要病人固定在一个体位 上，会给病人带来不适应性。不适于长时间监测。目前已经出现了很多无创监 测法，但所有的无创监测法均达不到准确测量的要求，无法实现临床应用。而且很多无创监测法无法实现在线实时并长时间监测，或者需要专门的房间实行 监测。

发明内容

有鉴于此，本发明的目的在于提供一种基于超声波声弹性效应的颅内压监 测仪，该颅内压监测仪不仅能够实现对患者颅内压的无创监测，而且测量数据 准确，能够满足临床应用要求，并具有能够在线长时间监测的优点。

为达到上述目的，本发明提供如下技术方案：

一种基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，包括

计算机；

超声波发送驱动模块，用于产生初始高频信号；

超声波发送器，与所述超声波发送驱动模块相连，并将所述超声波发送驱 动模块输出的初始高频信号转换为向颅腔发射的弹性机械波；

超声波接收器，用于接收穿过颅腔后的弹性机械波，并将接收到的弹性机 械波转换为末端高频信号；

接收信号电路模块，与所述超声波接收器相连，用于对所述末端高频信号 鉴频、锁相，并将与所述初始高频信号具有相同频率的末端高频信号的相位输 出至计算机；

所述计算机与所述超声波发送驱动模块和接收信号电路模块相连，对所述 末端高频信号解调并计算颅内压值。

进一步，所述计算机为嵌入式计算机。

本发明的有益效果在于：

本发明基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，利用超声波声弹性效应， 将颅腔视为一个密闭的容器，内部充满颅脑组织，当颅内压升高时，颅脑组织 内容物所受应力发生改变，透射过颅腔的超声波的参数也会随着该应力发生相 应的改变；而本发明基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，通过设置超声波 发送驱动模块和超声波发送器，用于向颅腔发出弹性机械波，通过设置超声波 接收器和接收信号电路模块用于接收经过穿过颅腔的弹性机械波，通过计算机 解调后，能够根据前后超声波的参数变化计算得出颅内压值，即颅内压监测仪 不仅能够实现对患者颅内压的无创监测，而且测量数据准确，能够满足临床应 用要求，不需要单独设置监测房间，并具有能够在线长时间监测的优点。

附图说明

为了使本发明的目的、技术方案和有益效果更加清楚，本发明提供如下附 图进行说明：

图1为本发明基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪实施例的结构示意图；

图2为采用本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪对颅脑模型进 行颅内压监测的模拟试验结构示意图；

图3为脑肿瘤时颅腔的模拟结构示意图；

图4为脑脊液增多（脑水肿）时的颅腔模拟结构示意图；

图5为模拟试验数据与理论仿真计算结构的对比关系图。

具体实施方式

下面将结合附图，对本发明的优选实施例进行详细的描述。

如图1所示，为本发明基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪实施例的结 构示意图。本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，包括计算机1、超 声波发送驱动模块2、超声波发送器3、超声波接收器4和接收信号电路模块5， 其中，超声波发送驱动模块2用于产生初始高频信号；超声波发送器3与超声 波发送驱动模块2相连，并将超声波发送驱动模块2输出的初始高频信号转换 为向颅腔发射的弹性机械波；超声波接收器4用于接收穿过颅腔后的弹性机械 波，并将接收到的弹性机械波转换为末端高频信号；接收信号电路模块5与超 声波接收器4相连，用于对末端高频信号鉴频、锁相，并将与初始高频信号具 有相同频率的末端高频信号的相位输出至计算机1；计算机1与超声波发送驱动 模块2和接收信号电路模块5相连，对末端高频信号解调并计算颅内压值的内 部压力值。优选的，计算机1为嵌入式计算机，能够将颅内压监测仪小型化。

本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，利用超声波声弹性效应， 将颅腔视为一个密闭的容器，内部充满颅脑组织，当颅内压升高时，颅脑组织 内容物所受应力发生改变，透射过颅腔的超声波的参数也会随着该应力发生相 应的改变；而本发明基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪，通过设置超声波 发送驱动模块2和超声波发送器3，用于向颅腔发出弹性机械波，通过设置超声 波接收器4和接收信号电路模块5用于接收经过穿过颅腔的弹性机械波，通过 计算机1解调后，能够根据前后超声波的参数变化计算得出颅内压值，即颅内 压监测仪不仅能够实现对患者颅内压的无创监测，而且测量数据准确，能够满 足临床应用要求，本实施例的颅内压监测仪实现了小型化、智能化和嵌入式仪 器等优点，能够在线实时监测，不需要专门的房间放置设备，可直接在病床实 施监测，不需要做任何外科手术，避免了颅内感染。

下面对本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪对颅内压值的检测 精度进行了模拟试验。

如图2所示，为采用本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪对颅 脑模型进行颅内压监测的模拟试验结构示意图，图3为脑肿瘤时颅腔的模拟结 构示意图；图4为脑脊液增多（脑水肿）时的颅腔模拟结构示意图。颅腔模型 采用有机玻璃制作的球形8内填充水凝胶9进行模拟，在模拟脑肿瘤时，在水 凝胶9内设有一个用于模拟肿瘤的气球10。在模拟脑脊液增多（脑水肿）时， 在有机玻璃制作的球形外壳上安装用于对水凝胶加压的活塞11，在活塞11与水 凝胶9之间冲水。通过采用本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪对 颅脑模型的颅内压值的监测数据与压力传奇器6实际测得值之间的比对分析， 可知本实施例的颅内压监测仪能够满足颅内压监测的临床精度要求，该模拟试 验采用压力数字显示器7直接显示压力传奇器6的压力测量值。

下面对本实施例基于超声波声弹性效应的颅内压监测仪对颅内压值的检测 精度进行了仿真试验。

设颅脑组织在正常颅内压状态下为自然状态，颅内压升高时颅脑组织处于 初始状态，当利用本实施例的颅内压监测仪施加超声波监测时处于最终状态。

声弹理论的假设条件就是：1）连续性介质假设；2）超声传播是叠加在静 态有限大变形上的小扰动；3）物体是超弹性、均匀的；4）物体在变形中可视 为等温或等熵过程。

在以上假设条件下，超声波的波动方程为：

$\frac{\partial }{\partial X_J}\left[({\delta }_{\mathrm{IK}}{t}_{\mathrm{JL}}^i+C_{\mathrm{IJKL}})\frac{\partial u_K}{\partial X_L}\right]={\rho }^i\frac{{\partial }^2{u}_I}{\partial t^2}---\left(1\right)$

其中C_IJKL称为等效刚度，取决于材料常数和初始位移场，是反映材料固有性 质的参数，不同材料的C_IJKL不同，它不因负载和形变而改变，不随时间变化，也 不含速度，因此在一定温度下，应力是惟一地由应变状态确定的，因此，有应 力与应变的一一对应关系。等效刚度具有对称性，即

C_IJKL=C_IJKL=C_IJKL=C_IJKL，而C_IJKL可以用式（2）表示如下：

$C_{\mathrm{IJKL}}=c_{\mathrm{IJKL}}(1-e_{\mathrm{NN}}^i)+c_{\mathrm{IJKLMN}}{e}_{\mathrm{MN}}^i+c_{\mathrm{MJKL}}\frac{{\partial u}_I^i}{{\partial X}_M}+c_{\mathrm{IMKL}}\frac{{\partial u}_J^i}{{\partial X}_M}+c_{\mathrm{IJKML}}\frac{{\partial u}_K^i}{{\partial X}_M}+c_{\mathrm{IJKM}}\frac{{\partial u}_L^i}{{\partial X}_M}---\left(2\right)$

c_IJKL＝δ_Iαδ_Jβδ_Kγδ_Iδc_αβγδ   （3）

式（1）～（3）中记号均为笛卡尔张量，其中式中e_MN是极小应变，且 e_NN=e₁₁+e₂₂+e₃₃分别表示初始坐标系描述下的初始位移、应变、应 力张量。ρⁱ表示初始状态下的密度；c_αβγδ为二阶弹性常数张量，对于各向同性 的材料，独立的二阶弹性常数有2个，即拉梅常数；c_αβγδζη表示材料的三阶弹性 常数，对于各向同性的材料，独立的三阶弹性常数有3个，即Murnaghan常数。

由于超声波的波动方程只在几种简单条件和特殊边界条件下才能求得解析 解，一般只能求得数值解，因此还对颅腔试验模型进行了有限元仿真计算。式 （4）给出了有限元仿真计算中所需的单元刚度矩阵：

$K=\left(\begin{array}{cccccc}\lambda +2\mu & \lambda & \lambda & 0& 0& 0\\ & \lambda +2\mu & \lambda & 0& 0& 0\\ & & \lambda +2\mu & 0& 0& 0\\ & & & \mu & 0& 0\\ & & & & \mu & 0\\ & & & & & \mu \end{array}\right)---\left(4\right)$

其中λ、μ既材料的二阶弹性常数，即人们所熟知的拉梅系数，可以采用 试验测量得到或者通过一阶弹性常数即杨氏模量和泊松比计算得出，计算方法 如式（5）、（6）所示，其中E为杨氏模量，ν为泊松比。

$\lambda =\frac{\mathrm{Ev}}{(1+v)(1-2v)}---\left(5\right)$

$\mu =\frac{E}{2(1+v)}---\left(6\right)$

如图5所示，为模拟试验测得的颅内压值与理论仿真计算结构的对比关系 图。

通过对比结果发现，理论计算值与实验实测值之间最大误差不超过5%，并 且在正常颅内压范围内（成人0.7～2.0Kpa，儿童0.5～1.0Kpa），超声波相位与颅 内压值成单调下降关系，因此可通过此关系值从超声波相位参数反演计算出颅 内压值。

最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制， 尽管通过上述优选实施例已经对本发明进行了详细的描述，但本领域技术人员 应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离本发明 权利要求书所限定的范围。