本發明涉及腦深部電刺激出血檢測系統，特別的涉及一種術后腦深部電刺激出血檢測系統。

背景技術：

腦深部電刺激（DBS）已經發展成為傳統的立體定向功能神經外科中常用的毀損手術的替代方法。DBS已經證實是一種有效的方法，由于它具有可逆性和可調性的特點，大大降低了手術的致殘率。被越來越多的用于治療運動障礙病、帕金森病、癲癇、肌張力障礙、叢集性疼痛、強迫癥、抽動穢語綜合征、抑郁癥等疾病。但是腦深部電刺激也存在風險，常見的有術后腦腫脹、出血等，對病人的安全造成威脅。

現有技術中的腦深部電刺激系統的電極只有單一的電刺激功能，無法有效、及時的對病人手術后的腦腫脹、出血進行監控。

技術實現要素：

本發明的目的在于克服上述技術中的不足，提供一種腦深部電刺激出血檢測系統，該系統包括：至少一個腦深部電刺激器和體外裝置，腦深部電刺激器包括刺激電極，刺激電極附近設置的血紅蛋白傳感器，脈沖發生器模塊，處理器模塊與第一通信模塊；體外裝置包括第二通信模塊，預警模塊；腦深部電刺激器的處理器模塊控制脈沖發生器模塊根據存儲的刺激參數相關的程序產生刺激信號，并將刺激信號傳送到刺激電極的觸點，通過觸點放電對靶點區域進行電刺激；同時，血紅蛋白傳感器實時或間歇性的對傳感器附近區域進行檢測，處理器模塊判斷是否檢測到血紅蛋白，一旦檢測到，則可能刺激電極處產生出血，將出血信號通過第一通信模塊傳輸至體外裝置第二通信模塊，預警模塊進行出血模式預警。

進一步的，深部電刺激出血檢測系統還可包括刺激電極附近設置的腦壓傳感器，檢測到血紅蛋白時，腦壓傳感器對傳感器附近區域進行檢測，處理器模塊判斷是否檢測的腦壓是否大于預設閾值，大于預設閾值判斷為腦壓異常，將腦壓異常信號通過第一通信模塊傳輸至體外裝置第二通信模塊，預警模塊進行腦壓異常模式預警。

進一步的，刺激電極可包括首段、中段、末段；首段、中段、末段分別包括至少一組電極觸點組、一個血紅蛋白傳感器和一個腦壓傳感器；每組電極觸點至少包括兩個電極觸點；電極觸點分別通過導體連接到延長線，首段、中段、末段的電極觸點組沿電極延伸方向設置，每組的電極觸點沿電極圓周方向設置。

通過該系統，能夠有效、及時的對病人手術后的腦腫脹、出血進行監控。

附圖說明

圖1是本發明的一種腦深部電刺激出血檢測系統圖。

圖2是本發明的電極圖。

11.腦深部電刺激器 12.體外裝置

21.刺激電極 22.血紅蛋白傳感器 23.脈沖發生器 24.處理器模塊 25.第一通信模塊

31.第二通信模塊 32.預警模塊

100. 反饋式腦深部電刺激電極末段200. 反饋式腦深部電刺激電極中段300. 反饋式腦深部電刺激電極首段101、201、301. 血紅蛋白傳感器102、202、302.腦壓傳感器103、203、303. 反饋式腦深部電刺激電極觸點104、204、304.絕緣體

具體實施方式

下面結合附圖和實施例對本發明進一步說明。圖1示出一種腦深部電刺激出血檢測系統，包括體內模塊和體外裝置。體內模塊具體為腦深部電刺激器11，體外裝置12。

其中腦深部電刺激器11用于有創的顱內刺激和參數采集，由深植入腦內的腦部刺激電極和胸前植入的的刺激發生器IPG兩部分組成。腦部刺激電極具有可放電的刺激觸點，其通過刺激發生器IPG發放弱電脈沖。其植入一般通過安裝頭架、MRI或CT掃描，術前規劃，主要包括定位解剖微點和放置手術針道的設計，其后頭皮切開和顱骨鉆孔，通過術中的電生理定位和術中測試，植入并固定電極，最后植入刺激發生器在皮下，一般為鎖骨下端的皮下，也有放置在腹部皮下。刺激發生器IPG通過導線穿過頸部連接腦深部電刺激器11。

胸前植入的刺激發生器IPG包括脈沖發生器模塊23，處理器模塊24，第一通信模塊25，其中處理器模塊24至少包括控制部、存儲部和計算部；處理器模塊控制脈沖發生器模塊根據存儲的刺激的參數，以及預設的刺激程序產生刺激信號，并將刺激信號傳送到刺激電極的觸點，通過觸點放電對腦深部的靶點區域進行電刺激。

其中腦深部電刺激器還包括血紅蛋白傳感器，可以對靶點區域是否具有出血點進行檢測。處理器模塊24通過控制部進行對于血紅蛋白傳感器監測狀態開啟關閉的控制。可以實施實時監測、按照一定的周期開啟的監測、或者應處理器模塊24的控制信號的即時監測。其中血紅蛋白傳感器可選擇任何類型適用的傳感器，優先選擇可重復使用、能夠進行長時間使用不需更換的、結構較為簡單不易損壞的光傳感器。如傳感器可包含發射近紅外光的微型LED或微型紅外光發射器，以及微型光接收器。光源發射在血紅蛋白最大吸收波長540nm附近的紅外光，通過一定距離的微型光接收器測定其吸光信號A（t），信號通過控制部接收，輸送至計算部進行計算以判定是否有血紅蛋白的檢出。血紅蛋白的檢出意味有出血點的發現。

其中對于血紅蛋白的判定的具體行為可以為：在初始狀態或確認無出血點的正常生理狀態下，采集一段時間的信號，計算在正常狀態下的閾值空間。考慮到部分非線性的因素，一種實施例的算法為：排除明顯干擾信號后，計算其在此段區間內信號的最大值Amax，最小值Amin以及平均值Aarg，

閾值區間的最大值取Amax與Amax+（（Amax-Amin）/2-Aarg）的最大值，

閾值區間的最小值取Amin與Amin+（（Amax-Amin）/2-Aarg）的最小值；

將初始設定的上述閾值輸入處理器模塊24的存儲部進行保存。在血紅蛋白傳感器的監測開啟時，當檢測到的A（t）的時間序列，出現相于閾值的最大或最小值偏離度大于2*（（Amax-Amin）/2-Aarg），且在時間序列接下來的若干序列的值在同方向上的偏離有擴大趨勢，至少有不小于原趨勢的偏離時，計算部判定檢測出異常量的血紅蛋白，因此為出血模式，處理器模塊25通過控制部發出血預警信號至第一通信模塊25。

其中，在沒有出現過出血預警的狀況，且血紅蛋白傳感器的讀數沒有出現過明顯趨勢的變化的情況下，每過半年至一年，需要對血紅蛋白傳感器的正常閾值進行重新判定和校準，以補償其出現的基線偏移。

對于采用其它方法測定血紅蛋白或其它類型的傳感器，如果其輸出為單參數，且參數與血紅蛋白的濃度呈大體正相關關系，則也可以采用上述判定算法進行出血預警。

腦深部電刺激器還可以包括刺激電極附近設置的腦壓傳感器。顱內壓是顱骨內的壓力，并且也因此是腦組織和腦脊液的壓力。腦壓傳感器可以為壓力傳感器，如電容式mems傳感器等。一般情況下，正常人的顱內壓和病態或者腦血腫的顱內壓還是具有較大的差別，同樣可以根據初始的正常壓力進行標定，確定正常壓力和腦血腫壓力的閾值P0，當測定的壓力P（t）大于閾值壓力P0且P（t+1）至P（t+n）均大于等于P0時，判定為腦壓異常。腦壓傳感器將檢測到的壓力回送給處理器模塊24，處理器模塊24的計算部進行計算和判定，如果判定為腦壓異常，則發送給第一通信模塊25。

對于腦壓傳感器的預警模式同樣由處理器模塊24進行控制，對于出血模式的預警和腦壓異常的預警可以分別獨立的開啟、控制、進行報警，也可以處于省電的需要和減少傳感器的損壞率，在檢測到血紅蛋白后處理器模塊24通過控制部發出開啟腦壓監測的模式；也可以在進行腦壓異常的判定后再開啟血紅蛋白傳感器的檢測。

除非處理器發出控制命令，傳感器的缺省模式是睡眠模式。

體外裝置12至少包括處理器、第二通信模塊31和預警模塊32，優選的還包括人機控制接口。其中，第二通信模塊31可以與第一通信模塊25進行信息的收發，可以采用Zigbee、藍牙等無線通信協議。

體外裝置12主要起到的作用是提供異常狀態的預警，第一通信模塊25在街道處理器發送的出血模式預警信號或腦壓異常的預警信號后，將上述信息發送給第二通信模塊31，第二通信模塊經過處理器，或直接將信號發送至預警模塊，給醫師或患者提供預警信號。預警信號可以以聲、光、電、顯示屏等方式呈現，其中兩種模式分別采用不同的預警信號。

體外裝置12還可以具有控制接口，醫師可以通過控制接口輸入預設的刺激模式、選擇刺激參數、設定血紅蛋白傳感器和腦壓傳感器的參數、設定判定閾值等。處理器將上述控制命令進行處理后，發送至第二通信模塊31，第二通信模塊傳輸至體內的第一通信模塊31，并且將上述參數存儲在處理器模塊24中。

此外，體外裝置12還可以通過第二通信模塊31實現與電腦、控制中心或中央處理器的雙向數據傳輸。從而可以用過中央處理器對于本系統進行更精密的控制，也可以對于參數進行計算量更大的計算。在此條件下，可以采用部分更精密的血紅蛋白檢測方式，也可以利用顱內壓測定更多的腦部血液動力參數，以提供更多的使用者的生理信息。

例如，在一個實施例中，采用圖像法分析出血點。血紅蛋白傳感器采用微型圖像采集裝置，不需要很高的精度或分辨率。將采集后的數據發送至微處理器模塊24中，微處理器模塊進行或不進行對比度增強、濾波等預處理后，將每單幀圖像信息發送至體外裝置。體外裝置或者處理器滿足需要進行圖像的處理與判定，如果不滿足則進一步發給中央處理器。處理器根據圖像的顏色特征量來進行判定，首先進行圖像分割，再計算分割后的小區域的各個顏色成分如RGB成分，或通過YCbCr轉換計算出的色差、通過HSI轉換計算出的色相、飽和度、G/R、B/G等顏色比等的平均值或者中央值等統計量，將其之前進行學習的異常區域的顏色特征量進行判別，其判別基準可以根據這些特征量的分別，用支持向量機、人工神經網絡等學習器來自動識別其判別標準。因此，由于出血所造成的特定顏色在區域中可以被檢測出來，因此可以進行較為精確的出血點判斷。

在另一個實施力中，采用阻抗法進行顱內壓的判定。顱內壓可以受若干因素影響，包括但不限于心動周期、呼吸周期以及對應于腦血流的身體的自然調節的慢波周期。壓力傳感器僅可以得到壓力變化這一個特性，但阻抗在不同的時間尺度上反映不同的特征，比如腦血容量的變化表現較長的時間尺度，而心動周期相關的阻抗變化時間尺度比較短。因此，從阻抗波形中，波形的阻抗分量的振幅特性和時間特性之中可以反映很多顱內血流動力學參數，包括但不限于顱內壓、腦血容量、腦血流量、腦灌注壓等等。因此，也可以采用其它傳感器進行顱內壓的監測，尤其是在外接處理器的情況下，可以輕易的對參數進行維度更豐富的分析。

在一個實施例中，刺激電極為多排，分別深入不同的腦部點位。在另一個實施例中，刺激電極可以為多段，通過不同的解剖位置和方向，從而在單根電極中起到對多個位點產生電刺激的作用。

在一個實施例中，刺激電極包括刺激電極可包括首段100、中段200、末段300；手段、中端、末端的之間可以隔著距離L，其設計有效考慮到因磁共振偏差、電極漂移、腦部塌陷、手術頭架等誤差情況存在而引起的腦深部刺激電極100插入核團200的位置的偏差。首段、中段、末段分別包括至少一組電極觸點組104、204、304一個血紅蛋白傳感器102、202、302和一個腦壓傳感器103、203、303，帶有傳感器的電極即為反饋式腦深部刺激電極；電極觸點組和兩個傳感器分別通過絕緣材料密封，在每段中還可以包括一個I/O口以實現數據的傳送。

針對于每段電極，每組電極至少包括兩個電極觸點，以對所刺激點位進行足夠面積的刺激，優選為2-8個，每組的電極觸點沿電極圓周方向設置，形成環狀以保證自己面積，并減少插偏時候的副作用，電極觸點分別通過導體連接到延長線，首段、中段、末段的電極觸點組沿電極延伸方向設置。

對于多段式反饋腦深部電極，其中單根電極中設置為在間隔段開啟出血檢測即激活血紅蛋白傳感器，在單根電極中設置為僅在一段中開啟腦壓傳感器，以維持電池和器件的使用壽命。