非侵害式顱內監測儀的製作方法

2023-09-17 17:11:30 3

專利名稱：：非侵害式顱內監測儀的製作方法
技術領域：
：本發明的領域為通過使用生物阻抗來估計顱內參^L
背景技術：
：顱內壓(ICP)和其它顱內血液動力參數對於診斷涉及中樞神經系統的多種醫學狀況，以及對於監測它們的治療都相當重要。最為普遍使用的用來測量ICP的方法是侵入性的，涉及將探針插入中樞神經系統空間中。這類方法由於它們帶有感染或出血的風險，故可能較為危險，並且它們可能並不準確。不準確可由表面應變儀中流體的阻塞，或參考點與外部傳感器保持得較差，或使用光纖裝置時的校準問題所引起。多個專利和公開的申請，包括授予給Crutchfield等人的US2004/0049105、授予給Ragauskas的US2006/0094964、授予給Kageyama的US4,984,567、授予給Sinha的US6,117,089、授予給IntaMedics,Ltd.(以色列)的MXPA01011471，以及US6，875，176，提出了使用超聲波以非侵害方式來間接地確定ICP。授予給Alperin的US6,245,027提出了使用MRI的類似方法。儘管涉及超聲波和MRI的方法均為非侵害的，但它們需要昂貴的設備和熟練的人員來解釋結果。因此，對於持續監測患者的ICP來說，它們並不實用。US6,773,407描述了通過暫時將ICP升高已知量，並且直接測量顱骨由此引起的容量增量來測量ICP。EP0020677描述了暫時閉塞頸靜脈，並且通過觀察上遊反應來確定ICP。這些方法由於它們可能給患者帶來一些危險或不適，故對於持續監測ICP來說，可能也並不實用。存在多種非侵害地持續監測ICP的方法。US7,041,063描述了安裝在角膜外面的光學傳感器，其可通過其對視網膜和視神經頭的膨脹作用來檢測ICP。授予給Zabolotskikh等人的俄羅斯專利公開RU2185091描述了通過測量視網膜中央靜脈中的血壓來非侵害地測量ICP。US6,976,963利用外耳道以心動頻率的周期性膨脹來測量血壓的脈沖波形，並且使用其來推斷出其中的ICP。授予給Bokhov等人的俄羅斯專利公開RU2163090通過測量鼓膜在聽覺頻率下的機械張力來測量ICP。授予給Sackner的US5,040,540描述了頸部上的機械傳感器，其非侵害地測量嬰兒的中央靜脈血壓，並且利用中央靜脈壓和ICP之間的已知關係來使用其推斷出ICP。然而，很難在不接近大靜脈的情況下非侵害地測量成人的中央靜脈壓。授予給Bridger等人的US6,491,647描述了機械的外部(非侵害)血壓傳感器，除了其它用途外，該傳感器可用於估算ICP升高的患者太陽穴中的血流量。對於測量血流量而言，認為使用這種才幾械式血壓傳感器要優於使用生物阻抗法或光電容積描記法。Bridger等人並未描述測量ICP的方法。腦電阻圖描記法(REG)是一種使用頭部的生物阻抗測量來獲得關於大腦血液循環及循環問題的信息的技術。通常，由於頭部中血液的體積和分布方面的變化，故對於特定的電極布置來說，在心動周期內，且有時是在呼吸周期內，所測得的整個頭部的阻抗Z的變化隨時間t而變化。如W.Traczewski等人在JNeurotrauma22,836-843(2005)的"TheRoleofComputerizedRheoencephalographyintheAssessmentofNormalPressureHydrocephalus"中所描述，REG通常用於測量或診斷有關循環阻力的問題以及有關動脈彈性的問題。例如，在患有正常壓力性腦積水的患者中，Traczewski等人發現Z(t)的兩種不同圖形，這取決於較小的腦動脈的彈性。在給定患者中看到的Z(t)圖形可用於作出關於不同療法對腦積水的可能結果的預測。所有這些患者均具有類似的正常ICP值。授予給Shapira等人的WO06/006143和WO06/011128,以及授予給Ben-Ari等人的US2005/0054939和WO03/059164描述了使用REG來監測腦血流量，例如以便檢測腦血流速率的突然降低。特殊設計的電極以及來自於光電容積描記法(PPG)的補充信息可選地用於使生物阻抗測量對腦血流量更為敏感，而對頭部中的周邊血流量敏感度較低。WO03/059164描述了使用心動周期內的頭部阻抗變化來作為腦血流量的指標。WO06/011128描述了使用在心臟舒張之後的阻抗變化率來作為腦血流量的指標。J.Gronlund、J.Jalonen和I.Valimaki在EarlyHumanDevelopment47(1997)11-18的"Transcephalicelectricalimpedanceprovidesameansforquantifyingpulsatilecerebralbloodvolumechangesfollowinghead-uptilt"中描述了早產新生兒的頭部電阻抗測量。與心動周期相關的阻抗變化被認為是反映了總的大腦血量的變化，並且參照了認為是證明了這一觀點的早期論文。當嬰兒的頭部向上傾斜20度時，發現在1.5至4Hz的範圍內阻抗變化平均減少了27%。低的腦血流量由低的腦灌注壓力(CPP)引起，腦灌注壓力(CPP)是顱內動脈壓(CIAP)與ICP之間的差值。較高的ICP或較低的CIAP均可引起較低的CPP值。較低的CIAP繼而又可歸因於l)例如由心臟問題引起的身體問題，如較低的平均動脈壓(MAP),或者其可歸因於2)頭部中或通向頭部的動脈的堵塞或出血，導致CIAP低於MAP。監測MAP對於檢測第一類情況來說是較為有用的方法，但對於檢測第二類情況可能就沒有那麼有用。Czosnyka等人在JNeurosurg1998;88:802-8中描述了使用經顱都卜勒儀(TCD)超聲波來非侵害地估計CPP,但該技術對於用來持續監測並不實用。總的腦血量(CBV)可用於診斷出血性中風，以及用於診斷由創傷性腦損傷引起的問題。正電子發射斷層掃描(PET)已經用於測量CBV。Wintermark等人在Stroke2005;36:e83-e99中描述了使用灌注計算機斷層掃描(PCT)來用於測量CBV。這些技術對於持續監測患者也並不實用。公知的是，頭部電阻抗變化是腦血量變化的指標，例如見上文引用的Traczewski等人的著作。上文引用的所有專利及其它出版物均通過引用併入到本文中。
發明內容本發明的一些示例性實施例的一個方面涉及使用心動周期期間的頭部生物阻抗Z隨時間變化的測量結果來估計可選地除腦血流量、腦循環阻力和腦動脈彈性之外的顱內參數，包括ICP、腦血量(CBV)以及與CPP和/或血液穿過腦毛細管的平均通過時間(MTT)相關的因素。在本發明的示例性實施例中，可選地相對於Z的範圍測度值和/或心率進行歸一化的Z(t)形狀，用於計算提供對一個或多個顱內參數進行估計的一個或多個指標，其中t為時間。該指標可提供對顱內參數的絕對水平的估計，或指標的數值變化可提供對顱內參數水平相對於基準水平變化的估計。應當注意到，常規而言在生物阻抗的文獻中，阻抗的負值通常認作是阻抗或Z，因此較高的Z意指較多的腦血量。本文在說明書和權利要求中採用了此慣例。一般而言，對於具有正常或異常顱內參數的受檢者，阻抗Z在接近心動周期的心臟舒張階段的時刻具有最小值，在接近心動周期的心臟收縮階段具有第一峰值，以及在心臟收縮階段之後具有第二峰值。發明人發現，這些第一峰值和第二峰值的相對高度可用作與CPP和/或MTT的相關因素的指標。可選的是，該因素低於正常受檢者(即低於正常CPP或高於正常MTT)的受^r者通過具有大於第一峰值的第二峰值而區分開，而在具有正常CPP和MTT的受檢者中，第一峰值大於第二峰值。可選的是，第一峰值和第二峰值相對於最小阻抗的高度用來絕對地或相對於基準地估計與CPP和/或MTT相關的因素。例如，第一峰值與第二峰值的高度比用作與CPP和/或MTT的相關因素的指標，或者使用第一峰值的高度與兩個峰值中較高一個的高度的比值。應當注意到，一般而言，並且尤其對於發明人完成的測試來說，CPP具有與MTT的反比關係，即當MTT高於正常值時CPP低於正常值，反之亦然。並非總是很清楚的是，與CPP和/或MTT相關的因素實際上是否測量CPP或MTT或兩者的組合。此後，我們將只涉及指示或測量CPP，但應當理解到，所述方法實際上指出了事實上可取決於替代CPP或除CPP之外的MTT的因素。如下列段落所述，發明人還發現了Z(t)的其它特性可用作CPP、CBV或ICP的指標。例如，作為備選或此外，CPP根據Z(t)的上升率進行估計，例如，在心動周期期間Z(t)的特性最大上升率，其可選地相對於Z(t)的全範圍進行歸一化。"特性最大上升率"意指比原Z(t)的最大上升率對噪聲和人為因素較不敏感的數值，例如在平滑之後和/或在除去數據中異常值之後的Z(t)的最大上升率。Z(t)的"特性下降率"和"特性範圍"以類似方式限定。可選的是，Z(t)的上升率與Z(t)的第一峰值和第二峰值的高度比相結合，例如通過得到兩者的加權平均值，以獲得比兩個獨立指標中任意一個更為準確的CPP的指標。可選的是，Z(t)的特性最大下降率用來估計ICP或CBV。經常觀察到的是，最大下降率出現在Z(t)中的第二峰值之後。可選的是，使用第二峰值之後的最大下降率或第二峰值之後的平均下降率來估計ICP或CBV。可選的是，Z(t)的峰到峰範圍或Z(t)範圍的特性測度值用於估計ICP或CBV。即使具有正常ICP和CBV的不同受^r者存在Z(t)範圍的較大伸展，但在給定受檢者的單個測量時間期間，Z(t)範圍從基準值的變化仍可用於實時^f企測ICP或CBV的變化。在本發明的一些實施例中，根據提供關於腦動脈順應性的信息的Z(t)特性來估計ICP。在ICP升高的患者體內，期望動脈不能響應於動脈內壓力變化而快速地擴張，因此有效地降低了腦動脈的順應性，並且在心臟收縮時，壓力波經由腦動脈而更快地傳播。這就導致了如由Z(t)中的最小值或由峰值ECG信號表示的心臟舒張時刻與Z(t)的最大上升率時刻之間的較短時間差。該時間差可用作ICP的指標，其中，較短的時間差對應於較高的ICP。在本發明的一些實施例中，一個或多個顱內參數的估值用來診斷醫學狀況。具體而言，已知一個或多個顱內參數可用於區別不同的狀況，這些狀況表現出類似的臨床症狀，但需要不同的治療方法。例如，出血性中風的特徵可為較高的CBV和ICP，而缺血性中風的特徵可為較低的或未改變的CBV和ICP。兩種中風的特徵均為較低的CPP。創傷性腦損傷的特徵通常為較高的ICP和較低的CPP，以及較高、正常或較低的CBV，這取決於出現了多少出血。腦腫瘤和腦感染的特徵也可為較高的CBV和ICP,以及較低的CPP。使用阻抗測量來快速地估計中風患者、外傷患者及其他患者的這些參it,可容許較早地開始適當地治療，這時它們是最為有效的。在治療期間持續監測頭部阻抗可及時地提供關於治療的有效性的信息，以及關於中風或腦損傷的持續進展的實時信息。例如，如果缺血性中風患者服用抗凝血劑或凝塊溶解藥物而造成腦出血，並且應當停止或減小劑量，則這種監測就可提供即時警告。在接受動脈內膜切除手術的患者體內，可在一定的時期內切斷一些動脈中的血流。在其它類型的手術中，以及在其它臨床狀況如休克或心臟問題中，存在中央MAP下降的危險，其還可降4氐CPP。如果腦血流量降低到相當危險的低水平，則監測頭部阻抗以及使用Z(t)來估計實時顱內參數可向外科醫生或治療的內科醫生發出警告，以容許及時幹預來避免嚴重的神經損傷。還存在可受益於監測從頭部阻抗中估計出的顱內參數的患有慢性疾病的患者，包括患腦血管疾病、痴呆和偏頭痛的患者。監測此類患者可有助於提供所用療法的預後，容許預後較差的患者選擇可能對其適合的更為積極且危險的療法。監測新生兒和早產兒的顱內參數可能特別有用，因為這些嬰兒可能沒有完全發育的大腦自動調節系統。例如由不會影響更為成熟的個體內的腦血流量的抽吸、插入靜脈內導管或採血而引起的MAP中的相對較小的幹擾，可造成這些嬰兒的CPP的極大變化(增大或減小)，如果其被及時發現，則可治療。因此，根據本發明的示例性實施例提供了一種估計受檢者的至少一個顱內血液動力學參數的方法，該方法包括a)獲得跨越受檢者頭部的電阻抗隨時間變化的數據；b)分析該數據；以及c)估計顱內壓、腦血量以及與腦灌注壓力和穿過毛細管的平均通過時間中的至少一者相關的因素中的一個或多個。可選的是，分析數據包括平滑數據、除去因受^r者呼吸周期所引起的數據變化，以及只從受檢者的心動周期的一部分中選擇數據中的一個或多個。在本發明的實施例中，分析數據包括得到阻抗範圍的測度值，而估計包括響應於阻抗範圍的測度值來估計盧貞內壓和腦血量中的一者或多者。作為備選或此外，分析數據包括得到阻抗的最大下降率的測度值，而估計包括響應於最大下降率的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。在本發明的實施例中，分析邀:據包括得到阻抗的最大上升率的測度值，而估計包括響應於最大上升率的測度值來估計與腦灌注壓力和穿過毛細管的平均通過時間中一者或多者相關的因素。在本發明的實施例中，分析數據包括得到心動周期的心臟舒張階段之後的阻抗第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的高度測度值，而估計包括響應於阻抗的第一局部最大值或上升率最小值的高度測度值來估計與腦灌注壓力和穿過毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素。可選的是，分析數據包括將阻抗的第一局部最大值或上升率最小值的高度測度值相對於心動周期的心臟舒張階段以及阻抗的第一局部最大值或上升率最小值之後的阻抗的第二局部最大值的高度測度值進行歸一化。可選的是，該因素與腦灌注壓力相關。作為備選或此外，該因素與穿過毛細管的平均通過時間相關。可選的是，分析數據還包括得到阻抗的最大上升率的測度值，而估計與腦灌注壓力和穿過毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素響應於阻抗的最大上升率的測度值和阻抗的第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的測度值的組合。可選的是，分析數據包括相對於阻抗總範圍的測度值進行歸一化。在本發明的實施例中，分析數據包括得到潛伏時間的測度值，而估計包括響應於潛伏時間的測度值來估計顱內壓。可選的是，分析數據包括將時間相對於心動周期進行歸一化。可選的是，分析數據包括隨著時間的推移對數據進行平滑。可選的是，分析數據包括得到至少一個顱內參數的測度值，以及求多個心動周期內測度值的平均值。可選的是，分析數據包括求來自於不同心動周期的相同階段的數據的平均值。可選的是，分析數據包括排除並未落入期望的幅度範圍內或並非出現在相對於心動周期的期望時間範圍內或兩者的阻抗值、或阻抗變化率值，或兩者。在本發明的實施例中，對於接受手術的受檢者大致持續地監測受檢者至少一個血液動力學參數。作為備選或此外，對於為中風患者的受檢者大致持續地監測受檢者至少一個血液動力學參數。作為備選或此外，對於患有創傷性顱腦損傷的受檢者大致持續地監測受^r者至少一個血液動力學參數。作為備選或此外，對於患有慢性疾病的受檢者大致持續地監測受檢者至少一個血液動力學參數。在本發明的實施例中，對於為新生兒的受檢者大致持續地監測受檢者至少一個血液動力學參數。根據本發明的示例性實施例，還提供了用於估計一個或多個顱內血液動力學參數的設備，該設備包括a)用於獲得隨相對於心動周期定時的時間而變化的頭部電阻抗數據的裝置；以及b)構造成用以從數據中估計出顱內壓、腦血量以及與腦灌注壓力和穿過毛細管的平均通過時間中的一個或多個相關的因素中至少一個的控制器。可選的是，控制器構造成用以分析數據以得到阻抗範圍的測度值，以及響應於阻抗範圍的測度值來估計盧貞內壓和腦血量中的一者或多者。作為備選或此外，控制器構造成用以分析數據以得到阻抗的最大下降率的測度值，以及響應於阻抗的最大下降率的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。在本發明的實施例中，控制器構造成用以分析數據以得到阻抗的最大上升率的測度值，以及響應於阻抗的最大上升率的測度值來估計與腦灌注壓力和平均通過時間中一者或多者相關的因素。作為備選或此外，控制器構造成用以分析數據以得到心動周期的心臟舒張階段之後的阻抗第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的高度測度值，以及響應於阻抗的第一局部最大值或上升率最小值的高度測度值來估計與腦灌注壓力和平均通過時間中的一者或多者相關的因素。在本發明的實施例中，控制器構造成用以分析數據來得到潛伏時間的測度值，以及響應於潛伏時間的測度值來估計顱內壓。附圖簡述在如下部分中參照附圖描述了本發明的示例性非限制實施例。附圖通常並不按比例，並且相同或類似的參考標號用於不同附圖上相同或相關的器件。圖1示意性地示出了根據本發明的示例性實施例的使用生物阻抗來估計顱內參數的系統；圖2A和圖2B示意性地示出了根據本發明的示例性實施例的分別在具有正常CPP的受檢者和具有較低CPP的受檢者的整個頭部測得的在多個心動周期期間隨時間變化的電阻抗的示圖3A和圖3B分別示出了圖2A和圖2B中所示示圖的單個心動周期的更為詳細的視圖4A至圖4D示意性地示出了頭部和頸部在心動周期期間的不同時刻的側部截面，示出了心動周期期間動脈容量怎樣變化的可能模型；圖5示出了根據本發明示例性實施例的根據生物阻抗數據估計顱內參數的流程圖；以及圖6為示出根據本發明示例性實施例的接受動脈內膜切除術程序的患者的腦灌注壓力指標的lt值分布的示圖。具體實施例方式圖1示意性地示出了根據本發明示例性實施例的使用受檢者502的頭部生物阻抗測量結果來估計受檢者的一個或多個顱內參數的系統500。系統控制器512，例如計算機，使用阻抗測量數據來估計顱內參數，並且例如通過將結果顯示在監視器514上來將其輸出。電極504定位在患者頭部上，以便測量頭部的阻抗。電極504可使用本領域所公知的用於生物阻抗電極的任何設計，包括授予給Shapira等人的WO06/006143和WO06/011128，以及授予給Ben-Ari等人的US2005/0054939和WO03/059164中所述的設計。例如，可存在單獨的電流電極和電壓電極。儘管圖1隻示出了兩個電極504，^旦可存在兩個以上的電;f及。電才及可定位在用於頭部的生物阻抗測量的現有技術(包括上文所述的公開申請)中所建議的頭部的任何位置上。生物阻抗裝置控制器506包括向電極504供送電流的電源，至少出於安全原因而通常為AC電流。如上述公開申請中所述，例如AC電流的頻率通常在20kHz至100kHz之間，但也可更高或更低。控制器506還測量跨越其中的兩個或多個電極504的電壓，不一定是控制器506向其供送電流的相同電極。可選的是，控制器506通過用電壓除以電流來計算頭部的阻抗Z。阻抗Z在多個不同時刻t進行測量。可選的是，如例如從ECG(未示出)中所確定，根據心動周期的階段來選擇時刻，或者在進行阻抗測量之後得到對應於不同時刻的心動周期階段。可選的是，由生物阻抗控制器506所產生的關於Z(t)的數據傳輸到系統控制器512上。可選的是，還在對應於呼吸周期不同階段的不同時刻測量阻抗數據Z。可選的是，當獲取關於Z(t)的數據時患者屏住呼吸，以便將與心動周期的相關性從與呼吸周期的相關性中分離開。可選的是，使用軟體例如通過重新分級來將Z與心動周期的相關性從與呼吸周期的相關性中分離開。可選的是，控制器506和512中的任何一個均為物理上獨立的單元，或為與另一個控制器相結合的模塊或與另一個控制器一樣在同一計算機上運行的軟體模塊。兩個控制器中的任何一個均可包括例如數字處理器，或以模擬方式產生類似結果的電子電路。系統控制器512使用阻抗數據Z(t)並且可選地使用ECG和/或呼吸數據來單獨地或相結合地利用下述任何方法估計受^r者502的一個或多個顱內參數。可選的是，顱內參數顯示在監視器514上。可選的是，還可顯示阻抗數據Z(t)、ECG數據和/或呼吸數據。圖2A和圖2B示出了在具有正常ICP和CPP的受4企者(圖2A)和具有升高的ICP和較低CPP的受檢者(圖2B)的整個頭部測得的Z(t)的示圖100和102。示圖示出了多個心動周期，並且僅示出了與心動周期的相關性，未示出與呼吸周期調製的相關性，這通過數字方式從數據中除去。一般認為，在各心動周期期間的頭部血量和分布的變化是圖2A和圖2B中所示的Z(t)變化的主要原因，這是因為血液是比頭部中的其它組織更好的導電體。如將要描述的那樣，具有正常CPP和較低CPP的受檢者的Z(t)的形狀差異可用於判斷CPP是否降低以及降低至何種程度。在描述圖2A至圖3B時，用語"血量"、"阻抗"和"Z"將可互換地使用。但應當理解到，以此方式測得的"血量"的權重相對於頭部中的不同血管可能很不均衡。具體而言，如在描述圖3A至圖3B及圖4A至圖4D之後在下文中更為詳細地描述，心動周期內的阻抗變化可對頭部大動脈的容量最為敏感，而對靜脈和較小動脈的容量較不敏感。圖3A示出了具有正常ICP和CPP的受檢者的在圖2A中所繪製的數據對於單個心動周期的Z(t)，而圖3B示出了具有升高的ICP且因此具有較低CPP的受檢者的在圖2B中所繪製的數據對於單個心動周期的Z(t)。區別在這兩種情況下的Z(t)的一種方法在於通過在Z(t)的最小值之後Z(t)的頭兩個峰值的相對高度。在圖3A中，第一峰值203大於第二峰值207，而在圖3B中，第一峰值201小於第二峰值205。一般認為，Z(t)中的這個獨特差異因為下文所述的原因而與CPP的差值相關。接下來將描述與CPP、ICP以及還有可能為CBV中的差值相關的Z(t)中的其它差異。在不限於任何一種解釋的情況下，將根據看起來符合觀測值的特定模型來描述具有正常CPP(圖3A)和低CPP(圖3B)的患者的Z(t)的這種特性。將使用圖4A至圖4D來圖示該模型，圖4A至圖4D示意性地示出了具有動脈602的頭部600,動脈602代表經由毛細管604連接到靜脈606上的頭部大動脈，靜脈606代表腦靜脈；裝有CSF的顱腔608;以及連接到顱腔上的脊髓通道610。根據該模型，阻抗Z(t)的變化主要反映了大動脈如動脈602中的血量變化。應當理解到，所述使用Z(t)來估計CPP的方法已得到臨床數據的支持，並且它們的有效性不必取決於該特定模型的正確程度。首先，我們將假定具有正常CPP(圖3A)的患者和具有較低CPP(圖3B)的患者均具有正常的CIAP,所以兩名患者之間的差別在於具有較低CPP的患者具有升高的ICP。然後，我們將示出兩名患者如果他們均具有相同的ICP,但具有正常CPP的患者比具有較低CPP的患者的CIAP高，則Z(t)中會出現類似差異。在圖3A中，當動脈血壓處於最小值時，血量處於最小值，對應於在心動周期的心臟舒張階段的時刻202的最小阻抗Zmin。圖4A示出了此時的頭部。當心臟收縮引起動脈血壓升高時，動脈中血量會增加，這是由於動脈如圖4B中所示的那樣彈性地擴張。當動脈血壓處於最大值時，動脈血量在心動周期的心臟收縮階段的時刻204達到對應於阻抗Zn^(在圖3A中標記為203)的峰值。當動脈擴張時，它們推壓顱腔內的CSF，使ICP增大。通常認為，腦動脈容量的變化由顱腔與脊柱之間的CSF運動以及由靜脈容量的變化來補償，兩者均通過ICP來調節。在圖4A至圖4D中所示的特定^^莫型中，如圖4B中所示，CSF更快地響應於增大的ICP,移動到脊柱中，而以靜脈606作為範例，靜脈容量最初保持幾乎未改變。由於ICP開始並未升高，故脊髓腔610能夠響應於ICP相對適度的增大而擴張，以適應動脈容量的變化。在從心臟舒張階段到心臟收縮階段的動脈壓力急劇上升期間，大量血液沒有足夠的時間從腦靜脈流到頸部和軀幹中。因此，動脈血量增加了多少以及Z升高了多少都極大地取決於脊髓腔怎樣可容易地擴張來適應動脈血量的增加，這繼而又耳又決於ICP。如圖4C中所示，在心臟收縮階段之後的時間間隔206期間，腦靜脈如靜脈306受到ICP的壓縮，迫使靜脈中的血液流出頭部。靜脈容量的減小降低了ICP，所以動脈外存在較低的壓力，而動脈內的血壓隨著更多血液流動穿過毛細管而降低。因此，如圖4C中所示，在時間間隔206期間，動脈容量只會緩慢地減小。動脈容量和阻抗Z通常不會單調地下降，而是最初會下降，然後升高到低於心臟收縮階段的第一峰值203的第二峰值207,且之後再次下降。對於阻抗的這種非單調的下降，一種可能的解釋為，心臟收縮產生壓力波，其從心臟沿頸動脈移動穿過腦動脈，且之後從動脈與毛細管之間的接合處反射，在接合處存在聲阻抗失配。根據這種解釋，反射的壓力波往回移動穿過腦動脈，引起它們第二次擴張。這種振蕩特性不論其成因是什麼，都會疊加在Z(t)在時間間隔206期間的緩慢向下的總體趨勢上。隨後，在時間間隔208期間，ICP接近於其最小值，而動脈內的血壓隨著更多的血液穿過毛細管進入靜脈中而繼續降低。如圖4D中所示，動脈容量的向下縮回至其在心動周期開始時的心臟舒張階段所具有的大小。同時，腦靜脈如靜脈606接收來自於毛細管的血液，並且靜脈中的血液不再快速地流出頭部，這是由於靜脈並未受到ICP同樣大的壓縮。因此，腦靜脈再次開始擴張。根據該模型，由於相比於動脈先前在心動周期中的擴張速度，動脈相當緩慢地向下收縮，故靜脈具有足夠的時間來調整其容量以補償動脈變化的容量，且ICP或脊髓腔容量的變化很小或沒有。在間隔208期間，Z(t)中還可存在疊加在Z(t)的下降上的一個或多個振蕩，其原因可能與間隔206期間Z(t)的非單調特性相同。在圖3B中，在心臟舒張階段的時刻202處，血量再次處於其最小值。當心臟收縮引起動脈血壓升高時，動脈彈性地擴張，並且血量升高。擴張的動脈推壓CSF，使ICP增大。但與圖3A中的不同，ICP在開始就上升，所以脊髓腔的順應性較小，而且並非同樣多的CSF可流入脊髓腔中。因此，動脈更為緩慢地擴張，並且血量(和阻抗Z)在心動周期的心臟收縮階^:的時刻204處達到對應於阻抗Zt的在圖3B中標示為201的較小的第一峰值。在時間間隔206期間，當更多靜脈血流出頭部時，ICP降低，使動脈上的壓力減輕，並且動脈再次開始擴張。阻抗Z相應地增大，在時刻210處到達處於最大值Zm^的第二峰值205。即使動脈內的血壓在時間間隔206期間也會降低，但其並不與動脈外的ICP—樣快速地降低，所以動脈在該間隔期間會擴張。在時間間隔208期間，ICP接近於其最小值，並且動脈內的血壓繼續降低，所以動脈在心臟舒張階段向下縮回至其最小容量，並且阻抗Z向下回落至Zmin。如圖4B中，如果ICP升高，但CIAP也升高使得CPP正常，則動脈將能夠擴張更多，這是由於動脈內較高的壓力可迫使其擴張，在CSF中產生較高的壓力，迫使脊髓腔忽略其較低的順應性而擴張更多。在這種情況下，Z(t)看起來將類似於圖3A。相反，如果ICP正常，但CIAP下降，則動脈將不能擴張很大，直到心臟收縮時刻之後靜脈血開始流出頭部，並且Z(t)看起來將類似於圖3B。因此，相比於單獨地取決於ICP或CIAP，Z(t)的形狀將更多地取決於CPP。然而，有可能Z(t)的形狀並不像CPP—樣完全取決於ICP與CIAP之間的差值，而是將取決於ICP和CIAP的加權差值，或ICP和CIAP的相似的非線性函數。應當注意到，在圖3B中所看到的具有升高的ICP和正常彈性動脈的患者的Z(t)形狀具有高於第一峰值201的第二峰值205，與Traczewski等人所描述的具有正常ICP和無彈性動脈的患者的Z(t)形狀存在表面的相似性。但一般認為，在兩種情況下的Z(t)形狀的成因是不同的。一般認為，在兩種情況下，Z(t)均反映了動脈血量在心動周期期間的變化。在圖3B中，動脈受到它們可響應於血壓升高而立即擴張多少的限制，這是由於ICP升高時，脊髓腔的順應性較小，而且並非同樣多的CSF可流入脊柱中來適應增大的動脈容量。在動脈內的血壓在時刻204處達到其最大值之後，動脈繼續擴張，這是由於靜脈血更快地流出了頭部，降低了頭蓋骨內的壓力。在Traczewski等人的著作中，對於具有無彈性動脈和正常ICP的患者，動脈受到它們可響應於血壓升高立即擴張多少的限制，這是由於動脈壁並非很有彈性。動脈內的血壓達到其最大值後動脈繼續擴張，這是由於動脈壁響應於血壓而繼續彈性變形，直到血壓下降到低於ICP。由於升高的ICP和無彈性的動脈具有對Z(t)形狀的類似效果，故有可能使用阻抗來估計CPP將不會像具有較弱動脈彈性的患者那樣良好地起到效果。峰到峰的Z(t),或類似的Z(t)範圍測度值也可成為ICP和/或CBV的有用的指標。下文將描述發明人在測試中發現該現象的證據，其中，ICP和CBV均升高或降低，所以並不確定該效果是否由ICP或CBV或兩者所造成。大約出現在圖3A和圖3B中Z(t)的第二峰值之後的時刻212處的Z(t)的下降率也可提供關於ICP或CBV的信息，這是由於其趨於與Z(t)的範圍成比例。可提供ICP的有用指標的Z(t)的另一參數為心臟舒張時刻202與Z(t)以最大速率增大的時刻214之間的潛伏時間或時間延遲。圖3A中具有正常ICP的受檢者的時間延遲長於圖3B中具有升高的ICP的受檢者的時間延遲。基於測試結果和理論模型而認為，Z(t)中的這種差異與圖3A和圖3B中的ICP差異相關，而非與CPP的差異。應當理解到，即使理論模型有誤，ICP的該指標以及所提出的用於顱內參數的任何其它指標也仍可為正確的。根據該模型，心臟舒張時刻202與Z(t)的最大上升率的時刻之間的延遲歸因於與心臟收縮相關的壓力波傳播到腦動脈所需的時間。當心臟開始收縮時，腦動脈中的壓力(和容量)幾乎立即開始少量升高，所以一般認為主要是較大的腦動脈的容量測度值的Z(t)的最小值，其出現在與心搏的舒張時刻基本相同的時刻。這由ECG讀數來確認。然而，由於從心臟通向大腦的動脈且尤其是腦動脈的順應性，故大部分壓力升高且因此Z(t)升高中存在時間延遲。當動脈的順應性較小時，壓力波傳播得就較快，而當ICP升高時，腦動脈的順應性就較小。因此，所期望的是，當ICP升高時，心臟舒張時刻202與Z(t)的最大上升率的時刻214之間的時間延遲將更短。測量Z(t)的該時間延遲可提供對ICP的直接估計。可使用用於測量生物阻抗的多種公知的電極布置中的任意一種來測量阻抗。使用上文引用的公開的專利申請中所述的電極和PPG傳感器的構造可特別有利，這是因為它們對大腦和頭部的大動脈中血量相對更為敏感，而對頭部例如頭皮中的周邊血量相對較不敏感。使用這些及其它構造的單獨的電壓電極和電流電極所具有的潛在優勢在於，阻抗測量對皮膚的高阻抗相對較不敏感。普遍認為，在圖2A至圖3B中的心動周期內Z(t)的變化可對大腦和頭部的大動脈中的血量最為敏感，這是因為Z(t)中所見的圖形匹配所期望的心動周期內腦動脈容量變化的圖形。還例如通過用超聲波或MRI來對頭部成像，從直接測量中獲悉心動周期內的腦動脈容量變化。心動周期內的阻抗變化可對較d、的腦動脈中的血量和靜脈血量相對不壽文感。另一方面，一^殳認為，時間平均阻抗可極大地取決於靜脈血量以及流入顱骨內的血量，這是因為血液所具有的導電性稍高於頭部中的CSF和其它流體。圖5示出了根據本發明示例性實施例的用於得到一個或多個顱內參數的流程圖700。在702，獲得有關阻抗Z(t)的l免據。該悽史據可通過對受檢者的測量來實時產生，或來自於先前測量的數據可從數據存儲介質中檢索到。可選的是，在該程序的此階段或隨後，使用PPG數據來調整Z(t),以便例如使用WO06/006143、WO06/011128、US2005/0054939或WO03/059164中所述方法中的任意一種來使Z(t)對頭部的周邊血量變化較不敏感。在704,識別心動周期的階段，例如，識別各心動周期中的心臟舒張階段，並將其指定為O度階段。例如，心臟舒張階段可通過在心率正常範圍內的周期性下查找Z(t)的周期性最小值來識別。作為備選或此外，可選地取自受檢者的ECG數據用於識別心動周期的階段。例如，一個心臟舒張階段至下一個之間的數據點可為與時間t成線性關係的0至360度的指定階段。在706，不同心動周期中具有相同階段的Z值可選地一起求平均值。這種求平均值所具有的潛在優勢在於可產生Z(t)的形狀來用於得出顱內參數的目的，Z(t)的形狀比可能來自於特定心動周期的數據更能代表受檢者的特徵。用於得到平均值的心動周期的數目可選為遠大於1,但並非大到使得參數在取平均值的時間期間可能實質性地變化。例如，求平均值的時間在10秒至30秒之間，或在30秒至1分鐘之間，或在1分鐘至2分鐘之間，或小於10秒，或大於2分鐘。可選的是使用彈道平均，其中，對於各心動周期，通過對該周期的Z(t)取平均值或加權平均值，以及對上個周期取彈道平均值來得到彈道平均值。可選的是，在對不同心動周期求平均值之前，除去了Z(t)表現為與大多數周期4艮不相同的異常心動周期，因為這些周期的數據可能遭受測量誤差。作為備選，通過分析一定時刻的單個心動周期的Z(t)來得到顱內參數。可選的是，對Z(t)進行平滑。求一個以上的心動周期的平均值以及對其平滑均具有的潛在優勢在於，它們可消除Z中由噪聲或測量誤差所引起的無關點。如果不消除這些無關點，則在Z的最大值和最小值，或Z的最大變化率或最小變化率用來計算估計顱內參數時，可引入較大的誤差。在708,得到Z在心動周期期間的範圍測度值。除了以其本身作為有用數據之外，Z的範圍還可用來將Z(t)的特徵相對於特性高度進行歸一化。歸一化的Z(t)變化幅度或Z(t)的變化率比絕對幅度對估計顱內參數更為有用，例如，絕對幅度對電極的尺寸、形狀和布置的細節更為^t感。例如，得到最大阻抗Zmax和最小阻抗Z她，而它們的差值Z,皿-Z函用作測度值。作為備選，其它測度值用於Z在心動周期期間的範圍，例如Z的標準偏差或Z值分布的其它函數。Z的範圍的這些及其它測度值可比Zma^Z她對噪聲或誤差更不敏感，尤其是如果未如上文所述的對多個心動周期的z求平均值。流程圖700的其餘部分示出了並行地實現估計顱內參數的不同方法，所有都利用了在704或706中得到的Z(t)數據，以及在708中得到的Z(t)的範圍測度值。不必使用所有方法，而其它方法也可使用。如果使用一種以上的方法，則它們不必並行地進行，但一種方法的結果可用來提高另一種方法的準確度。例如，如果一種方法的結果給出了異常結果，則這可表明電極的錯誤附接，或程序中的另一誤差，這應當在分析數據之前根據另一種方法來進行校正。作為另一個實例，用於其中一種方法的一些可調參數，例如使Z(t)的特徵與其中的一個顱內參數相關聯的係數可具有最優值，其在顱內參數的不同範圍中有所差別，而另一種方法的結果，可有助於選擇自由參數的最優值來在該方法中使用。第一方法使用圖3A和圖3B中所見的Z(t)的第一峰值與第二峰值的相對高度來估計CPP。第一方法在710處開始，此時得到Z(t)中在Zmin之後的第一峰值Zi。然後得到ZrZmin的差值。如上文在圖3A和圖3B中的說明中所述，一般認為，Z廣Z偷為CPP的有用指標。可選的是，z中第一峰值如果其大約在心動周期的心臟收縮階段出現，則只視作Zh可選的是，作為Z中的第一局部最大值的替代，將ZJ艮定為在Z曲之後且在Z隨之前的上升率dZ/dt的第一局部最小值，即Z中的拐點，或者Zi限定為Z中的第一局部最大值或dZ/dt中的第一局部最小值，任何一個都可首先得到。可選的是，如果dZ/dt的局部最小值按一些標準足夠深，則只計算dZ/dt中的局部最小值，這所具有的潛在優勢在於，Zi的值可更為穩健，而不會較大地受噪聲影響。例如，如果dZ/dt中的局部最小值在其各側上比dZ/dt中的局部最大值小至少20%，或小至少50%、或小至少1/2，或小至少1/5時，則只計算dZ/dt中的局部最小值。可選的是，在應用Z,的定義之前使Z(t)平滑，以減少噪聲，這可能較為有利，因為Z(t)的高階導數可能比Z(t)更多地受到噪聲影響。可選的是，如果在Zmin與絕對最大值Zmax之間，Z中不存在局部最大值，或dZ/dt中沒有滿足標準的局部最小值，則將Z,設定為等於Zmax,這是由於該情形指出了Z(t)中在Z,之後的第一峰值為z麗。在712處，例如通過將ZrZ幽除以在708處得到的Z的範圍來可選地使Z廣Z柚歸一化，這是因為歸一化的Z廣Zmin可比絕對的Z廣Z她更能表現CPP,絕對的ZrZ油可能對怎樣測量阻抗更為敏感。可選的是，通過將Z廣Zmin除以Z2-Z柚來使Z廣Zmin歸一化,其中，Z2為Z中的第二局部最大值，即使Z2小於Z!。可選的是，Z2為Z,之後的第一點，其為局部最大值或dZ/dt的絕對值中的局部最小值。最後一種情況包括在絕對最大值之後的Z(t)的下降部分中的拐點。儘管我們在下文中提到了歸一化的Z廣Z幽，但也可使用絕對的Z廣Zmin來代替。這對於使用下文所述的其它方法得到的歸一化的量來說也是成立的。估計CPP的第二方法在714處以確定Z(t)的上升率開始。可選的是，使用最大上升率dZ/dt。作為備選，使用最大上升率的另一測度值，例如排除無關點的最大上升率，或將心動周期分成多個間隔，並且得到任一間隔的最大平均上升率。可選的是，當得到最大上升率的測度值時，只考慮一部分心動周期，例如僅為心臟舒張時刻與Z(t)的第一峰值之間的部分。上升率的這些備選測度值可能比最大上升率對噪聲或測量誤差更不敏感。可選的是，上升率在716處相對於708處得到的Z的範圍、相對於心動周期，或兩者進行歸一化。在718處，才艮據在712、或716，或兩處得到的歸一化的量來對CPP進行估計。可選的是，才艮據各歸一化的量來作出對CPP的單獨的估計。可選的是，如果得到兩個歸一化的量，則例如通過取加權平均值來使它們相結合，以獲得對CPP的單個估計。可選的是，CPP的估值為絕對值。作為備選或此外，使用在較早時刻從同一受檢者上獲得的阻抗數據，將歸一化的量用於估計CPP相對於基準的變化。基於期望的對應關係或歸一化的量與CPP之間的至少一種相關性，在718處作出對CPP的估計或各種估計。(如下文將要描述的那樣，這對於作出對其它顱內參數的估計也成立。)可通過實-驗研究、測量多個受檢者的Z(t)，以及例如利用常規侵入式探針來使用不同方法測量或估計同一受檢者的CPP而確定對應關係。然後，使用該實驗數據，在歸一化的量或多個量與CPP之間產生最佳配合。可選的是，利用年齡、性別、體重和/或其它個人特徵不同的受檢者來完成實驗性研究，並且所產生的最佳配合單獨地取決於這些特徵的值。該配合可為線性配合，例如使CPP匹配歸一化的量的線性函數，或可產生非線性配合，使用一個或多個自由參數來使CPP匹配歸一化的量的多個非線性函數中的任意一個。在718處使用函數來將歸一化的量轉換成CPP的估值。在720處，可選地在一定時間期間內使CPP的估值或多個估值平滑。例如，該時期大大長於心動周期，但並非長到使得CPP可能在該時間期間變化很多。用於求不同心動周期內的Z(t)的平均值的上述的任何時間期間可用來使CPP隨著時間的推移而平滑。平滑的CPP比未平滑的估值可提供更為精確的CPP值。估計ICP的方法在722處開始。得到心臟舒張時刻與dZ/dt最大上升率的特徵時刻之間的潛伏時間。可選的是，心臟舒張時刻限定為Z(t)處於最小值的時刻。作為備選，根據在測量Z(t)時取自受檢者的ECG數據來限定心臟舒張時刻，或者使用任何其它^^知的方法來確定心臟舒張時刻，或使用多個方法的組合。當測得的dZ/dt處於心動周期期間的最大值時，最大上升率的特徵時刻可為實際時刻。作為備選，多種其它方法也可用於限定最大上升率的特徵時刻，與此情形相似，如上文所述，多種方法可用於限定Z(t)的特徵最大上升率。這些其它方法可使得特徵時刻對噪聲或測量誤差較不敏感。例如，可在得到最大dZ/dt之前消除dZ/dt中的無關點，或者在得到最大dZ/dt時可只考慮選定間隔內的平均dZ/dt,以及特徵時刻可限定為具有最大平均dZ/dt的間隔的中心。可選的是，當使用該方法時，進行檢查以查看如由ECG數據所指示的心臟舒張時刻非常接近於Z(t)中的最小值。如果這不成立，則其可意味著阻抗數據受靜脈而非動脈的血量控制，並且使用該方法得到的ICP估值可能並非很準確。例如，如果用於阻抗測量的電極並未適當地定位，則可出現這種情況。由於生理機能的不同，故其還可出現在有些受檢者中。在722處得到的潛伏時間可選地在724處相對於心動周期進行歸一化，並且在726處，使用用於在718處得到CPP的估值的上述方法中的任意一種，使歸一化的潛伏時間用於得到ICP的估值。發明人發現，vt人心臟舒張至收縮的時間在不同時刻和不同患者之間的變化比心動周期小，所以未歸一化的潛伏時間比歸一化的潛伏時間可提供更為可靠的ICP估值。ICP的估值可選地在728處進行平滑，與在720處使CPP的估值進行平滑類似。估計ICP或CBV的方法在730處開始。得到Z(t)中的特徵最大下降率。通常觀察到，阻抗的最大下降率出現在心臟舒張階段後的Z(t)的第二峰值之後，並且在得到最大下降率時，可選地只考慮第二峰值之後的時間間隔。作為備選，使用在第二峰值之後的時間間隔期間的平均下降率來替代最大下降率，這所具有的潛在優勢在於其可能對噪聲較不敏感。在730處得到的下降率可選地在732處通過將其除以在708處得到的Z的範圍來歸一化。可選的是，下降率還通過將其除以心率(即，使其乘以心動周期)來進行歸一化。在734處，根據在732處得到的歸一化的下降率來作出對ICP或CBV的估計。可選的是，在708處得到的Z的範圍，或Z的範圍的不同測度值也用於估計ICP或CBV,這是因為測試表明Z的範圍也是ICP或CBV的有用指標。可選的是，基於下降率和Z的範圍二者來作出僅對ICP或CBV的單個估計。作為備選，作出對ICP和/或CBV的兩次單獨的估計。可選的是，在734處，只有Z的範圍用於估計ICP或CBV,而未使用下降率。可選的是，使用Z的範圍和/或Z的下降率來估計CBV，以及此外或作為替代，一個或多個心動周期內的Z(t)的時間平均值用於在734處估計CBV。用於在718處產生CPP的估值的上述方法的任意一種，可用來在734處產生ICP或CBV的估值或多個估值，從歸一化的Z(t)的下降率和/或Z的範圍開始，而代替在712和716處得到的歸一化的量。使用用於在720處對CPP的估值進行平滑的所述方法中的任意一種，使得ICP和/或CBV的估值或多個估值可選地在736處進行平滑。在738處，可選地基於在720,728和736處得到的平滑值，可選地得到顱內參數的綜合值。可選的是，如果一個以上的估值由任一參數組成，則估值例如通過取加權平均值來結合為該參數的單個估值。如果同一參數的兩個估值彼此極不相同，則可選地給出結合的估值可能不可靠的警告，以及阻抗測量設備可能有問題而需要修正的警告。可選的是，如果顱內參數的一個估值遠非基於具有類似臨床徵兆的其它患者的經歷的預期值，則給予該方法較低的斥又重。這種選^^可作為使用源於臨床研究的數據來選擇算法的自動計算的一部分而進行實施，或者其可利用內科醫生基於他的判斷來分配權重而人工地進行實施。可選的是，一個或多個參數的值用於改善對一個或多個其它參數的估計。例如，上文所述的用於從在712和716處得到的歸一化的量中得到CPP的函數擬合，其本身可取決於ICP和/或CBV的值，並且在726和734處所得到的這些參數的估值可用來得到CPP的矯正估值。由於這對於除CPP外的參數也成立，故可選地使該程序重複，並且可選地持續，直到所有顱內參數的值都收斂。可選的是，檢查並校正顱內參數值與關於受檢者的其它數據的一致性，或者如果發現不一致，則給出警告。例如，CIAP為ICP和CPP之和，一般期望CIAP不大於中央MAP(針對受檢者頭部相對於胸部的高度而調整)，中央MAP可由任何標準的血壓傳感器測得。表l.測試結果tableseeoriginaldocumentpage29表1示出了兩次測試中的盧貞內參數的四個指標的平均值和標準偏差，在測試中，打亂了顱內參數。第一測試在表l中稱為"降低頭部"。在該測試中，以健康的受檢者進行，受檢者其後背靠在平坦表面上，其頭部升高到高於其胸部，同時進行Z(t)的基準測量。之後其頭部降低到其胸部水平以下，同時進行Z(t)的另一次測量。最後，其頭部又升高到其初始姿勢，並且進行Z(t)的第二次基準測量。期望的是，將頭部降低到胸部水平以下將造成ICP和CBV的增大，這是因為靜脈血匯集在頭部中。還期望引起CPP的降低，因為ICP的增大應當高於CIAP可出現的任何增大。第二測試在表l中稱為"動脈內膜切除術"。該測試在接受動脈內膜切除術程序的患者上進行，在其中暫時地夾緊頸部一側上的頸動脈。在夾緊之前和之後進行Z(t)的基準測量，而在夾緊頸動脈的時間期間進行Z(t)的測量。所期望的是，在夾緊頸動脈的時間期間，ICP和CBV將會降低，這是由於靜脈血流出頭部將比血液由余下的未被夾緊的動脈供送更快。由於夾緊頸動脈引起CIAP的降低，故CPP也會降低。在這些測試期間測得的四個指標為l)以任意單位的峰到峰Z(t)，一4殳認為其與CBV成正相關；2)歸一化的最大dZ/dt,期望其與CPP成正相關；3)Z(t)中的第一峰值的高度，其相對於最大峰值的高度進行歸一化，也期望其與CPP成正相關；以及4)由Z(t)的最小值指出的心臟舒張時刻與最大dZ/dt的時刻之間的潛伏時間，其未相對於心動周期進行歸一化，期望其與ICP成負相關。表1列出兩次測試中的各次、四個指標中的各個的基準值(在基準測量之前和之後之間的平均值)和擾亂值的平均值和標準偏差。使用前I/5口土、'"土，、、'、、、口所有四個指標在兩次測試中所期望的方向上變化。由於樣本的大小為15或16,故指標的平均值中的統計不確定性大約為標準偏差的四分之一，所以基準值與擾亂值之間的差值比所有情況下數值的統計不確定性要大幾倍，並且結果在統計上非常重要。在峰到峰指標的情形中，對於兩次測試，變化的標準偏差大致小於基準值和擾亂值的標準偏差。這可表明，峰到峰指標對檢查給定受檢者的顱內參數變化尤為敏感。在Z(t)的第一峰值高度的情形中，在降低頭部測試期間的變化比基準值和擾亂值二者的標準偏差大幾倍，表明第一峰值的高度可能為用於絕對地確定或相對於先前時刻而確定顱內參^t的有用指標。這對於在降^[氐頭部測試期間的最大dZ/dt指標也成立。在動脈內膜切除術測試中，潛伏時間的變化比基準值的標準偏差大數倍，表明該指標也可能對測量顱內參數有用。在動脈內膜切除術測試中，擾亂值的標準偏差比基準值的大，但這可能歸因於在夾緊頸動脈時不同受4企者的不同臨床狀況，而並非歸因於指標準確性的任何固有誤差。對於動脈內膜切除術測試，最大dZ/dt指標和"第一峰值高度"指標的變化可與基準值中對應的標準偏差比較，這可表明，對於大多數病人來說，這些指標將對於檢查比動脈內膜切除術測試中出現的變化稍大的顱內參數變化最為有用。可從16例患者樣本中具有比其他任何患者都大的這些指標變化的患者上觀察到該表徵的更多證據。該患者是在夾緊頸動脈的時間期間唯一一名顯示出神經損傷症狀的，表明他確實具有比任何其他患者更大的CPP降幅。對於檢查顱內參數的變化，兩個或多個指標的組合甚至比任何單個指標更為有用。例如，圖6示出了動脈內膜切除術測試中16例患者樣本的CPP的組合指標分布的示圖300。組合的指標由歸一化的最大dZ/dt的擾亂值的和、歸一化的最大dZ/dt從該患者的基準值變化的百分比、基於Z(t)中的第一峰值高度的指標的擾亂值，以及指標從其基準值變化的百分比組成。對應於x軸左側的組合指標的下限值指出夾緊頸動脈時的較低CPP。注意，在組合指標範圍的最大負數方塊302中存在單個患者。這是一名在夾緊頸動脈期間表現出神經學症狀的患者。如本文所用，"估計"大腦血液動力學參數包括估計參數值自基準的變化，以及估計絕對參數值。這對"測量"、"確定"、以及類似詞組也成立。已經以實施本發明的最佳模式為背景描述了本發明。但應當理解到，並非附圖中所示或相關文字所述的所有特徵均可提供到根據本發明一些實施例的實際裝置中。此外，所示的方法及設備的變型包括在本發明的範圍內，而本發明的範圍僅由權利要求限定。同樣，可提供一個實施例的特徵來與本發明的不同實施例的特徵相結合。如本文所用，用語"具有"、"包含"和"包括"或它們的同根詞意指"包括但不限於"。權利要求1.一種估計受檢者的至少一個顱內血液動力學參數的方法，所述方法包括a)獲得跨越所述受檢者頭部的電阻抗作為時間的函數而變化的數據；b)分析所述數據；以及c)估計顱內壓、腦血量以及與腦灌注壓力和穿過大腦毛細管的平均通過時間中的至少一者相關的因素中的一個或多個。2.根據權利要求1所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括以下步驟中的一項或多項對所述數據進行平滑，消除因所述受檢者的呼吸周期所引起的所述數據的變化，以及僅從所述受檢者的心動周期的一部分中選擇數據。3.根據權利要求1或權利要求2所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到阻抗範圍的測度值，以及估計包括響應於所述阻抗範圍的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。4.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到所述阻抗的最大下降率的測度值，以及估計包括響應於所述最大下降率的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。5.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到所述阻抗的最大上升率的測度值，而估計包括響應於所述最大上升率的測度值來估計與腦灌注壓力和穿過大腦毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素。6.根據權利要求5所述的方法，其特徵在於，所述因素與腦灌注壓力相關。7.根據權利要求5或權利要求6所述的方法，其特徵在於，所述因素與穿過大腦毛細管的平均通過時間相關。8.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到所述心動周期的心臟舒張階段之後的阻抗的第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的高度測度值，以及估計包括響應於阻抗的所述第一局部最大值或上升率最小值的所述高度測度值來估計與腦灌注壓力和穿過大腦毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素。9.根據權利要求8所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括將阻抗的第一局部最大值或上升率最小值的所述高度測度值相對於所述心動周期的心臟舒張階段以及阻抗的第一局部最大值或上升率最'J、值之後的阻抗的第二局部最大值的高度測度值進行歸一化。10.根據權利要求8或權利要求9所述的方法，其特徵在於，所述因素與腦灌注壓力相關。11.根據權利要求8至權利要求10中任何一項所述的方法，其特徵在於，所述因素與穿過大腦毛細管的平均通過時間相關。12.根據權利要求8至權利要求11中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據還包括得到所述阻抗的最大上升率的測度值，以及估計與腦灌注壓力和穿過大腦毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素響應於所述阻抗的最大上升率的測度值和阻抗的第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的測度值的組合。13.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括對所述阻抗總範圍的測度值進行歸一化。14.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到潛伏時間的測度值，以及估計包括響應於所述潛伏時間的測度值來估計顱內壓。15.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括將時間相對於心動周期進行歸一化。16.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括隨時間的推移對數據進行平滑。17.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括得到所述至少一個顱內參數的測度值，以及求多個心動周期內的測度值的平均值。18.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括取不同心動周期的相同階段的數據的平均值。19.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，分析所述數據包括排除並未落入期望的幅度範圍內、或並非出現在相對於所述心動周期的期望時間範圍內、或兩者的阻抗值或阻抗變化率值或兩者。20.根據前述權利要求中任何一項所述的方法，其特徵在於，大致持續地監測經受手術的受檢者的至少一個血液動力學參數。21.根據權利要求1至權利要求19中任何一項所述的方法，其特徵在於，大致持續地監測為中風患者的受檢者的至少一個血液動力學參數。22.根據權利要求1至權利要求19中任何一項所述的方法，其特徵在於，大致持續地監測患有創傷性顱腦損傷的受^r者的至少一個血液動力學參數。23.根據權利要求1至權利要求19中任何一項所述的方法，其特徵在於，大致持續地監測患有慢性疾病的受檢者的至少一個血液動力學參數。24.根據權利要求1至權利要求19中任何一項所述的方法，其特徵在於，大致持續地監測為新生兒的受檢者的至少一個血液動力學參數。25.—種用於估計一個或多個顱內血液動力學參數的設備，所述設備包括a)裝置，其用於相對於所述心動周期的定時獲得作為時間的函數的頭部電阻抗數據；以及b)控制器，其構造成用以根據所述數據估計顱內壓、腦血量以及與腦灌注壓力和穿過大腦毛細管的平均通過時間中的一者或多者相關的因素中的至少一個。26.根據權利要求25所述的設備，其特徵在於，所述控制器構造成用以分析所述數據以得到所述阻抗範圍的測度值，以及響應於所述阻抗範圍的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。27.根據權利要求25或權利要求26所述的設備，其特徵在於，所述控制器構造成用以分析所述數據以得到阻抗的最大下降率的測度值，以及響應於所述阻抗的最大下降率的測度值來估計顱內壓和腦血量中的一者或多者。28.根據權利要求25至權利要求27中任何一項所述的設備，其特徵在於，所述控制器構造成用以分析所述數據以得到阻抗的最大上升率的測度值，以及響應於阻抗的最大上升率的所述測度值來估計與腦灌注壓力和平均通過時間中的一者或多者相關的因素。29.根據權利要求25至權利要求28中任何一項所述的設備，其特徵在於，所述控制器構造成用以分析所述數據以得到所述心動周期的心臟舒張階段之後的阻抗第一局部最大值或阻抗上升率的第一局部最小值的高度測度值，以及響應於阻抗的第一局部最大值或上升率最小值的所述高度測度值來估計與腦灌注壓力和平均通過時間中的一者或多者相關的因素。30.根據權利要求25至權利要求29中任何一項所述的設備，其特徵在於，所述控制器構造成用以分析所述數據以得到潛伏時間的測度值，以及響應於所述潛伏時間的測度值來估計顱內壓。全文摘要一種估計受檢者的至少一個顱內血液動力學參數的方法，該方法包括a)獲得跨越受檢者頭部的電阻抗作為時間函數變化的數據；b)分析該數據；以及c)估計顱內壓、腦血量以及與腦灌注壓力和經由大腦毛細管的平均通過時間中的至少一者相關的因素中的一個或多個。文檔編號A61B5/053GK101668481SQ200780051314公開日2010年3月10日申請日期2007年11月15日優先權日2006年12月14日發明者A·拉帕波特,B·Z·波普科,S·本-阿里,Y·賴克曼申請人:奧森醫療科技有限公司