腦灌注監測器的製作方法
2023-06-29 15:23:06
專利名稱：腦灌注監測器的製作方法
技術領域：
本發明的領域涉及測量頭部中的血流量。
背景技術：
需要在數個醫療活動和醫療過程期間測量腦部血流量，因為流至腦部的血流量的任何失調都會損傷腦細胞的功能，且如果失調延長甚至會導致腦細胞死亡。因為與其他細胞相比腦細胞更易因缺氧受損，且因為受損後腦細胞通常不會再生，所以保持流至腦部的血流量特別重要。
一些常見狀況會導致流至腦部的總體血流量降低，這包括心律不齊、心肌梗死和外傷性出血性休克。流至腦部的血流量的突然增加也會導致嚴重的損傷，且儘管這樣一種增加也會發生在處於某種醫療條件下、或處於手術過程中的其他患者身上，但其特別易於發生於新生兒或早產兒。在所有這些情況下，關於腦部中血流量的數量以及血流量改變的數據，在評估對腦組織損傷的風險和治療的功效方面很重要。這種數據的可獲得性，使得能夠及時地執行各種醫療過程，以增加、降低或穩定腦部血流量，並防止對腦部造成損傷。
在缺乏簡單的手段來直接地且連續地對腦部血流量進行監測的情況下，通過監測臨床參數來間接地推斷關於腦部血流量變化的信息，這些臨床參數易於測量，如血壓。但由於在不同的醫療條件下存在血壓與腦部血流量之間的不同關係，所以可能存在一些情況，其中甚至當血壓表現為足夠量時，腦部血流量也是不足的。通過監測神經系統機能也可以間接地推斷腦部血流量，但由於等到檢測到神經機能障礙時，該神經機能障礙通常已是不可逆轉的了，所以更需要直接地對腦部血流量進行檢測，在此時其對腦部功能的影響仍是可逆轉的。
用於測量腦部血流量的已有手段很複雜、昂貴，且在某些情況下是侵入性的，這就限制了它們的有用性。目前只有三種處於研究階段的方法1)向頸動脈中注入放射性氙元素並在它經過整個大腦時觀察它所發出的放射物；2)正電子放射斷層攝影術，也是基於諸如放射材料進行的；以及，3)磁共振血管造影術，使用房屋大小的、昂貴的磁共振成像系統施行，且需要數分鐘才能給出結果。這三種方法只能在醫院或具有特殊設備的其他醫療中心執行，且即使在醫院環境中，使用這三種方法持續地監測患者的做法也是不實際的。
第四種方法，使用超聲波的經顱都卜勒儀(TCD)，是非侵入性的，並可立即給出結果。然而，由於難以使聲波穿過頭蓋骨，所以TCD對於15％的患者會失效，且它需要經過長期培訓和實踐的專業人員在施行檢測和解釋結果方面具有很強的技術。TCD的另一個缺陷是，它只能測量腦部局部區域的血流量，而不能測量總的血流量。都卜勒超聲還可以用於測量頸動脈中的血流量，提供流至頭部而不是具體流至腦部的血流量估計值，且不包括通過椎動脈流至頭部的血流量，因為椎動脈臨近椎骨，所以難以通過超聲進行測量。
另外兩種技術為電阻抗體積描記術(IPG)和光電體積描記術(PPG)，這兩種大致仍處於研究中的技術被用來測量頭部中以及身體其他部位中的血流量。Mills的美國專利6,819,950描述了採用PPG在其他條件下對頸動脈狹窄進行檢測。Cowings的美國專利5,694,939描述了用於控制血壓的生物反饋技術，其包括在小腿中使用IPG並在手指中使用PPG。Oberg等人的美國專利5,396,893闡述，在監測患者的心率和呼吸率方面，PPG優於IPG。Belalcazar的美國專利6,832,113描述了使用IPG或PPG來測量血流量，目的是優化心臟起搏器。Hovland等人的美國專利6,169,914描述了使用各種類型的傳感器，包括IPG和PPG，用於採用陰道探針來監測女性性喚起，並描述了組合使用不同類型的傳感器。
Yang等人的美國專利6,413,223描述了一種探針，在手指上使用，包括兩個PPG傳感器和一個IPG傳感器。用動脈血流量的數學模型進行分析從這三個傳感器傳來的組合數據，與通過單獨使用IPG或PPG而獲得的測量結果相比，能提供更準確的血流量測量結果。
J.H.Seipel和J.E.Floam在期刊「Clinical Pharmacology(臨床藥理學)」15，114-115(1975)中提供了藥物，如β-組氨酸(betahistidine)，對腦部、頭蓋、頭皮和腓腸血液循環的影響的臨床研究結果。腦血凌記術(REG)，IPG的一種形式，用於測量腦部血流量的幅度。
所有上述提到的專利文獻和公開文獻的披露內容在此合併以作參考。
發明內容
本發明一些實施例的一個方面涉及估計腦部血流量，通過1)使用IPG來獲得在一個心動周期中腦部與還可能包括的頭皮的血量相組合的變化的測度值(a measure)；2)使用PPG或其他方法，包括表面IPG或超聲波，以獲得主要是頭皮血量變化的測度值；和3)結合兩種測量方法，以找出腦部血量的變化。腦部血流量隨後可從腦部血量的時間導數來可選擇地獲得。除了與在一個心動周期中腦部血量的變化相關聯的分量之外，通常存在不與變化的腦部血量相關聯的腦部血流量的分量，所以使用腦部血量的時間導數只能給出相對腦部血流量的一個指徵，而不是絕對腦部血流量。
可選擇地，通過從IPG信號中減去加權的或標準化的PPG信號來找出腦部血量的隨時間變化部分，以獲得一測度值，該測度值主要取決於腦部血量隨時間變化部分，而相對較少地取決於頭皮血量的隨時間變化部分。可選擇地，利用在每個心動周期中腦部血量和頭皮血量之間存在時間延遲的事實，以及假設在每個心動周期較晚部分中(例如每個周期的最後三分之一)血壓下降時，IPG信號受頭皮血量的隨時間變化部分的支配，由此來估計權重係數。可替換或額外地，通過使用IPG信號和PPG信號的能量譜(powerspectra)和交叉能量譜(cross-power spectra)來估計加權因子。例如，交叉能量譜用於找到能使IPG信號與PPG信號相類似的頻率範圍，且加權因子設置為等於在這些頻率下所積分出的IPG信號能量譜與在這些頻率下所積分出的PPG信號能量譜之間的比例的平方根。
可選擇地，通過將IPG電極單元放置在頭部兩側來進行IPG測量，例如放在左右太陽穴上。可選擇地，IPG電極單元的一個或兩個與PPG傳感器相結合，成為一個單元。可選擇地，IPG電極單元包括分離的載流電極和電壓測量電極。例如，載流電極可以是環繞電壓測量電極的同心環形式，或反之亦然。
本發明一些實施例的一個方面涉及通過只使用IPG信號的特性來估計腦部血流量。例如，從每個心動周期中IPG信號的峰值、或從每個心動周期開始之後IPG信號上升的峰值速率(the peak rate of the IPG signal)、或從每個心動周期開始之後IPG信號的第一個局部尖峰或拐點的高度，來估計腦部血流量。每個心動周期的開始被如下地定義，例如，由ECG的R波形的尖峰來限定，或由IPG信號或PPG信號中的最小值的時刻來限定，或由舒張壓時刻來限定。儘管在心動周期的其餘階段中IPG信號很大程度上受到頭皮血量的影響，但在IPG信號上升直至尖峰或直至第一個局部尖峰或拐點的過程中的快速起始速率受腦部血流量的支配，因為由PPG信號指徵的頭皮血量通常上升的更慢，且在每個心動周期開始時存在延遲。可選擇地，也可獲得PPG數據，以確認在一開始頭皮血量上升緩慢，以及確認確實是主要由於腦部血流量而使IPG信號一開始快速地上升。
本發明的一些實施例對監視早產嬰兒特別有用，例如重量在1.5kg以下的嬰兒，由於它們腦部血流量自動調整系統尚未成熟，他們通常具有較差的保持流至腦部恆定血流量的能力。由於呼吸作用、血壓改變以及醫護人員對嬰兒進行處理，都可能導致流至腦部的血流量的突然改變。這種腦部血流量的突然改變，如果沒立即檢測出並進行處理，則可能導致嚴重的腦損傷，包括由於腦出血而造成的損傷，10％至30％的早產兒都會發生這種腦出血。本發明在監測那些因各種原因而可能會具有腦出血或腦萎縮的危險的非早產嬰兒方面也是有用的。
本發明還可用於監測以下患者的腦部血流量1)接受頸動脈手術的患者，其中對其中一個頸動脈應用夾鉗，潛在地會降低流至腦部的血流量；2)頸動脈或腦動脈狹窄或梗塞的患者，特別是如果他們接受在患病的動脈處應用諸如動脈內導管或支架治療的話；3)腦損傷患者，在他們體內腦部水腫可能導致血液灌注的下降，以及腦部疝的形成；4)神經外科的患者，在手術過程中或手術後數天中，腦部血流量受到削弱；5)接受其他大外科手術的患者，包括心臟手術，在該手術過程中大量流血和由此導致的血壓過低會導致腦部血流量下降。在所有這些類型的患者中，監測腦部血流量使得在腦損傷發生之前能進行及時的介入治療。
本發明一些實施例的一個方面涉及探針，包括電的和頭皮血流量測量傳感器兩者。可選擇地，探針如此配置當放置在顱骨某一(可選擇地是預先確定的)部位時，例如太陽穴，血流量測量探針對準該部位的血管床(即信號源)，可以在該處感知到電場。
由此，根據本發明示例性實施例，提供一種估計腦部血流量的方法，包括a)使用阻抗體積描記術，獲得頭部中隨時間變化的血量的測度值；b)獲得頭皮中隨時間變化的血量的測度值；以及c)使用該頭部中隨時間變化的血量的測度值和該頭皮中隨時間變化的血量的測度值來估計腦部血流量。
可選擇地，使用光電體積描記術獲得頭皮中隨時間變化的血流量的測度值。
在本發明示例性實施例中，估計腦部血流量包括，估計相對腦部血流量，因為它是隨時間改變的。
在本發明示例性實施例中，使用隨時間變化的血量的測度值包括，找出隨時間變化的血量的加權測度值之間的差值。
在本發明示例性實施例中，隨時間變化的血量的測度值被加權，以使它們在心動周期中血壓下降時的一個時刻具有至少近似相同的值。
在本發明示例性實施例中，隨時間變化的血量的測度值被加權，以使它們在一些頻率下具有近似相等的能量譜，在這些頻率上所述隨時間變化的血量的測度值之間的交叉能量譜相對較高。
在本發明示例性實施例中，用阻抗體積描記術獲得頭部中血量的測度值包括a)用兩個載流電極使電流流過頭部；以及b)用兩個電壓測量電極測量跨過頭部的、與所述電流相關聯的電壓。
可選擇的，該方法還包括，將環繞所述載流電極中的至少一個的環狀電極應用於頭部，並將該環狀電極保持為與其所環繞的該載流電極具有相同的電壓，由此抑制從所述載流電極而來的放射狀電流。
可選擇的或額外的，電壓測量電極與所述載流電極是區分開的，並實質上與之電去耦。
在本發明示例性實施例中，用阻抗體積描記術獲得頭部血量的測度值包括，分別在左右太陽穴上放置兩個載流電極。
在本發明示例性實施例中，用阻抗體積描記術獲得頭部血量的測度值包括，將所述兩個電壓測量電極放置在頭部上臨近於所述載流電極中的不同的一個的位置。可選擇的是，用光電體積描記術獲得所述頭皮中血量的測度值包括，將光電體積描記傳感器放置在頭部上臨近於其中一個載流電極，並臨近於那個與所述載流電極臨近的電壓測量電極。
根據本發明示例性實施例，還提供一種估計腦部血流量的方法，包括a)測量跨過頭部的阻抗，作為一個心動周期中的時間函數；以及b)在該心動周期中當血壓上升時，從該阻抗的變化率來估計腦部血流量。
根據本發明示例性實施例，還提供一種用於估計腦部血流量的單元，適於放置在頭部上，該單元包括a)至少一個電極，適用於進行阻抗體積描記術；和b)體積描記傳感器，適於測量頭皮中的血流量。
可選擇的，該傳感器是光電體積描記傳感器。
在本發明示例性實施例中，所述單元還包括信號處理器，其配置為對從所述光電體積描記傳感器而來的數據以及從所述電極而來的阻抗體積描記數據中的一者或兩者進行處理。
在本發明示例性實施例中，所述至少一個電極包括a)載流電極，適於在其被放置在皮膚上時注入穿過頭部的電流；和b)電壓測量電極，適於在其被放置在皮膚上且當所述載流電極正在注入電流時，測量跨過頭部的電壓。
在本發明示例性實施例中，所述載流電極和所述電壓測量電極被如此配置當所述載流電極正在注入電流時，所述電壓測量電極測量一電勢，該電勢大致等於真皮處的電勢，很大程度上排除了跨過表皮的電壓降。
在本發明示例性實施例中，該單元適用於達到一成熟程度範圍的患者，其中所述載流電極具有環繞所述電壓測量電極的環狀物，且該環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙的每一個都至少為處於所述成熟程度範圍的患者的表皮典型厚度的兩倍。
在本發明示例性實施例中，所述環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙的每一個都至少為1mm。
在本發明示例性實施例中，所述環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙的每一個都至少為2mm。
在本發明示例性實施例中，該單元還包括環繞所述載流電極的環狀電極，由此當該環狀電極保持為具有與該載流電極相同的電壓時，能抑制從該載流電極而來的放射狀電流。
根據本發明示例性實施例，還提供一種用於估計腦部血流量的系統，包括a)至少一個如上文所述的單元；b)阻抗測量單元，具有至少一個適於放置在頭部並執行阻抗體積描記術的電極；c)電源，適於當所述單元放置在頭部不同側時、在所述一個單元的至少一個電極中的一個與所述阻抗測量單元的至少一個電極中的一個之間跨過頭部傳遞電流；d)數據分析器，其使用阻抗數據來計算腦部血流量，所述阻抗數據從一電壓差以及從通過光電體積描記傳感器產生的光電體積描記數據而獲得，該電壓差是在所述一個單元的至少一個電極中的一個與所述阻抗測量單元的至少一個電極中的一個之間測量的。
可選擇的，所述阻抗測量單元也是如上文所述的單元。
參看附圖，在以下部分中對本發明的示例性實施例進行了描述。附圖不一定是按比例的，且相同的附圖標記總體地被用於不同的附圖中所顯示的相同或相關的特徵。
圖1A、1B和1C為根據本發明示例性實施例的結合了IPG電極和PPG傳感器的單元的示意圖，分別從側面、後面和正面進行顯示。
圖1D為根據本發明另一示例性實施例的IPG電極示意圖。
圖2為根據本發明示例性實施例的示意性透視圖，顯示了圖1A-1C中所示的單元放置在太陽穴上。
圖3為頭部示意性剖視圖，單元如圖2中那樣放置在頭部上，顯示了由IPG電極產生的經過頭皮和經過腦部的電流路徑。
圖4為作為時間函數的IPG信號和PPG信號的示意圖線，由如圖2那樣放置在頭部上的單元產生。
圖5為在兩個心動周期中作為時間函數的腦部血量的變化的示意圖線，其是通過取出圖4所示的IPG信號與PPG信號之間的差值而獲得的。
圖6為作為時間函數的IPG信號和PPG信號的示意圖線，類似於圖4所示的信號，但延伸了較長的時間間隔並且是在患者換氣過度時測量的。
圖7為作為時間函數的IPG信號示意圖線，顯示了根據本發明示例性實施例的估計腦部血流量變化的方法。
圖8為作為時間函數的IPG信號及作為時間函數的該信號的時間導數的示意圖線，顯示了根據本發明另一示例性實施例的估計腦部血流量變化的方法。
具體實施例方式
圖1A、1B和1C分別顯示了根據本發明的示例性實施例的單元100的側面、背面和正面視圖，該單元可選擇地結合了用於阻抗體積描記術(IPG)的電流電極102和電壓電極104，以及用於光電體積描記術(PPG)的傳感器106。顯示於圖1中的單元100的正面側為如圖2所示的貼靠在皮膚上的一側。如圖2所示，兩個這種單元—例如放置在頭部的相對側—可選擇地用於IPG，從一個單元向另一個單元傳遞電流並測量它們之間的電壓。由於以下描述的原因，通常使用交流電。
PPG傳感器106測量皮膚的顏色，以確定臨近單元100的皮膚中氧合血(oxygenated blood)的灌注程度，例如，由J.Webster，在「Measurement ofFlow and Volume of Blood(血流量和血量的測量)」，John G.Webster(ed.)，「Medical InstrumentationApplication and Design」(醫療器械應用與設計)(Wiley，1997)一文中描述的(其披露內容在此合併以作參考)。可選擇地，PPG傳感器106結合了數位訊號處理器，該數位訊號處理器將未經處理的傳感器信號轉換為有用的輸出信號。可選擇地，單元100還包括數位訊號處理器，該數位訊號處理器對一個或兩個單元中的電極和/或PPG的電壓和/或電流和/或光反射數據進行處理。可替換地，從傳感器106而來的未經處理的信號和/或從電極而來的數據部分地或全部地通過在單元100之外的外部處理器進行處理。
可替換地，替代使用分離的電流電極和電壓電極，單元100具有單個電極，既用於載流也用於測量電壓。然而，為載流和測量電壓使用分離的電極具有潛在的優勢所測量的電壓對皮膚和電極之間的高接觸電阻或跨過表皮的高電阻不是非常敏感，兩種電阻中的一者或二者能夠支配位於頭部相對側的電流電極之間的電壓降。接觸電阻和表皮電阻很少地或不取決於血流量，所以通常理想的是IPG信號對接觸電阻和表皮電阻不敏感。通過如下手段，能夠可選擇地實現這個目的即通過使用環狀的電流電極102，並將電壓電極104放置在環的中心但與電流電極102實質上電去耦(substantiallyelectrically decoupled)。電極102的徑向厚度，以及電極102和104之間的間隙，比電極下方的表皮的厚度選擇性地至少大一些，例如為至少兩倍。選擇性的，電極102環狀物的徑向厚度至少為2mm，或至少為5mm，或至少1cm。可選擇地，電極102和104之間的間隙至少為2mm，或至少為5mm，或至少為1cm，或中間值或更小的值。
在電極102和104的這種幾何形狀下，且在電流電極102在電極的表面上與皮膚良好接觸的條件下，跨過表皮的電流與表皮厚度相比將分布得更寬。高電阻係數的表皮中的高電場很大程度上局限在電流電極之下的區域內，而低得多的邊緣場(fringing field)到達電壓測量電極104處。但電阻係數低得多的真皮中的電勢在單元100之下非常一致，且電極104的電勢接近該電勢。在頭部另一側的單元下方也是相同的情況。頭部兩側的電壓電極104之間的電壓差接近於兩個電極之下的真皮中的電勢差。對於給定的電流來說，該電勢差取決於頭皮和太陽穴的真皮阻抗以及頭蓋骨和腦部的阻抗，如下文中結合圖3所進行的描述，而不取決於跨過表皮的阻抗。
在圖1D中顯示了電壓電極和電流電極的可替換結構108。電流通過位於中心的電極110注入，且在電極112處對電壓進行測量，該電極112為環繞電極110的環狀物，與電極110良好地電絕緣。附加電極114，也是環狀物形式，環繞電極112，並注入為了保持與電極110相同的電壓所需要的任何電流。然而，可選擇地，為了找出阻抗的目的，只考慮通過電極110注入的電流。採用結構108，在電極110和114之間的區域下方的真皮中，只有非常小的放射狀電場，且由此有非常小的放射狀電流。由此，從電極110而來的電流大部分被導向到頭部中，且相對較多的該電流流過腦部，與流過頭皮的相反，同時流過頭皮的大部分電流通過電極114注入，且為了測量阻抗的目的其可以被忽略。以這種結構，阻抗測量對腦部的阻抗更加敏感，而更少地對頭皮的阻抗敏感。可選擇地，電極112和114的厚度，以及它們之間的間隙和電極110與112之間的間隙，具有如上文對於電極102和104所述的可能的、相同的尺寸。
可替換或額外地，還測量通過電極114的電流，且將其與通過電極110的電流相比較，以便估計頭皮路徑阻抗對腦部路徑阻抗的比例。該比例可用於找到在從IPG信號中減去PPG信號時用於PPG信號的加權因子，作為上面描述的用於找到加權因子的方法的替換或補充。
可替換地，代替圖1C和1D所示的電極結構，採用美國專利申請10/893,570中所描述的任何電極結構，或採用電流電極與電壓電極相臨近的任何其他電極結構。如果電流電極具有的尺寸可與表皮的厚度不相上下，且電壓電極與電流電極間隔開相似的距離，則電壓電極測量的電勢趨於接近電壓電極和電流電極下方真皮處的電勢，很大程度上排除了跨過表皮的電壓降。
圖2顯示了頭部200，根據本發明示例性實施例，單元202和204放置在頭部每一側的太陽穴上。可選擇地，每個單元202和204都類似於圖1A-1C中的單元100，包括IPG電極和PPG傳感器。電源206在單元202和204中的電流電極之間傳遞電流，並測量單元202和204中的電壓電極之間的電壓差，同時可選擇地通過在兩個單元中PPG傳感器提供PPG數據。可替換地，單元202和204中只有一個具有與之結合在一起的PPG傳感器，或PPG傳感器中只有一個被使用，或兩個單元都不具有與之結合在一起的PPG傳感器而使用分離的PPG傳感器。數據分析器208使用電壓電極之間的電壓差，與PPG數據一起，來估計腦部血流量，如下文中對圖4和5的描述。
可選擇地，C形彈簧裝置210將單元202與204連接起來，並提供將單元202和204在太陽穴上保持在位的力，類似於耳機。可替換地，諸如心電描記器那樣的吸盤用於將單元202和204在太陽穴上保持在位，或任何本領域公知的方法，例如粘貼，都可用於將單元202和204在太陽穴上保持在位。
可替換地，代替將單元202和204保持在太陽穴上，可將它們放置在頭部的其他位置上，例如在前額上和頭部後面。儘管兩個電極不必放置在頭部的相對側，但是將它們放置在至少近似的頭部相對側具有潛在的優勢相對更多的電流流過顱骨內部，而不是流過頭皮。將電極放置在太陽穴上具有潛在的優勢不需要在放置電極之前剃光皮膚，且在太陽穴處顱骨相對較薄，也會使相對更多的電流流過腦部而不是流過頭皮。將電極放置在一個閉合的眼瞼之上，或放置在顱骨根部的枕骨大孔上，或放置在耳朵上或耳道內(採用適於放入耳道的電極設計，諸如PCT申請WO 03/059164中所示的)，也都允許電流相對地更有效地進入顱骨內部。
在本發明的一些實施例中，多於兩個的這種單元放置在頭部上，且，例如，電流在不同的成對單元之間流過，同時在不同的成對單元之間測量電壓差(這些單元沒必要是電流正流過其間的相同的單元)。這種配置，採用阻抗成像算法(impedance imaging algorithms)，可以提供額外的關於頭部中阻抗分布的信息，但數據分析會比只有兩個電極的情況更加複雜，且放置電極所用的時間較長。
為了安全起見，單元通常採用交流電，例如頻率範圍為數千赫茲至數十千赫茲。與較低的頻率相比，在約100kHz以上的頻率可能給出對血流量不太敏感的阻抗數據，因為在約100kHz以上，電流易於流過細胞膜，該細胞膜表現為類似電容，並穿過細胞的內部。在低於100kHz的頻率下，電流很大程度上限制在細胞外液體中，且阻抗趨於對血量更敏感。
圖3顯示了頭部200的剖視圖，從前面看，如圖2那樣，單元202和204在兩個太陽穴上。在圖3中給出了穿過頭部大部分的橫截面，但為了顯示單元202和204在太陽穴上的位置，在橫截面的前方保留了對太陽穴處的皮膚和顱骨的顯示。單元202和204中電流電極之間的電流可以在不同的路徑上行進。頭皮302在表皮下方具有相對低的電阻率，且大部分電流在路徑304上經過頭皮，環繞具有相對較高電阻率的顱骨306。顱骨內部308，包括腦部和相關的血管，也具有相對低的電阻率。特別是，如果電流電極非常寬，則有相當大部分的電流在路徑310上經過顱骨並穿過腦部，因為經過高電阻率顱骨的路徑310相對較短並具有寬的橫截面，同時經過較低電阻率頭皮的路徑304相對較長並具有小很多的橫截面。如果採用圖1D所示的結構108，則相對較大部分的從電極110而來的電流會趨於走路徑310，經過腦部，同時相對較大部分的從電極114而來的電流會趨於走路徑304，經過頭皮。
為了顯示IPG信號如何取決於腦部血量且如何取決於頭皮血量，我們注意到單元202和204之間的阻抗R(電壓對電流的比例)可以表達為R=RSRBRS+RB]]>其中，RB為沿路徑310經過顱骨和腦部的阻抗，而RS為沿路徑304經過頭皮的阻抗，該路徑304平行於路徑310。這些阻抗中的每一個都具有一個常數部分和一個小很多的部分，該常數部分獨立於心動周期的階段，該小很多的部分由於腦部中和頭皮中的血量改變而隨心動周期的階段變化。由此，RB＝RB0+ΔRBRS＝RS0+ΔRS則，單元202和204之間的阻抗可以表達為R＝R0+ΔR，其中小的、隨時間變化的阻抗部分ΔR，由下式給出R=RSRS+RBRB+RBRS+RBRS]]>達到ΔRB和ΔRS中的一階(to first order in ΔRBandΔRS)。應注意，這些阻抗大多數對典型使用的頻率具有抵抗性，該頻率適當在100kHz以下，且特別是對經過一個心動周期的阻抗改變更是如此，因為它們取決於血量，而血量是位於細胞膜外側的。較高的電阻與較低血量相關聯，所以-ΔRB和-ΔRS分別為腦部血量變化以及頭皮血量變化的測度值。PPG信號還測量頭皮中血量的變化，且由於信號很小所以近似為-ΔRS的線性函數。通過從IPG信號-ΔR中減去經適當加權的、與-ΔRS成比例的PPG信號，我們可以獲得與-ΔRB成比例的信號，且由此獲得腦部血量隨時間變化部分的線性函數。每個心動周期的腦部血量變化和/或腦部血量的時間導數最大值中的一個或兩個，可選擇地被用作相對腦部血流量的指徵。
在心動循環期間，腦部血量改變，因為流進腦部的動脈血流量是脈動的，而流出腦部的靜脈血流量在時間上是近似一致的。甚至在舒張壓時也有一些血液流進腦部，並且不能通過測量腦部血流量中的變化來直接確定基線腦部血流量。然而，由於隨時間變化部分為總腦部血流量的重要部分，所以對於在心動周期期間腦部血量變化的測量可以提供腦部血流量的臨床可用的相對測度值。
圖4顯示了示例性曲線圖400，其中IPG信號-ΔR標記為402，以實線顯示，而加權PPG信號404顯示為虛線，作為時間的函數。信號402和404都以任意單位(in arbitrary unit)繪製，且可替換地，信號404可以認為是原始PPG信號，而信號402可被加權，或兩種信號都可被加權，因為在圖400中只有它們的比例是重要的。從心電圖而來的R波形在時刻406處具有尖峰。注意到，在每個R波形尖峰之後不久，由於血流進腦部並進入頭皮，IPG信號402和PPG信號404都開始上升，但與PPG信號的上升相比，IPG信號的上升開始得較早些，且一開始時更快速。其原因是由於，與向頭皮供血的小動脈相比，向腦部供血的動脈具有較大的直徑，且對血流有較低的流體力學阻力。隨後在每個心動周期中，當血液有時間流進頭皮時，我們期望IPG信號受頭皮中血量的支配。由此，PPG信號404的加權因子被可選擇地選取，從而使得在每個心動周期中的較靠後的間隔期間，例如在每個心動周期的最後三分之一時間內、在下一個R波形尖峰之前(此時血壓和信號402及404下降)，經加權的PPG信號404近似等於IPG信號402。
可替換地，通過其他方法選擇加權因子，這些方法-至少能近似地-估計流過頭蓋骨的電流對流過頭皮的電流之間的比例。
在本發明的一些實施例中，加權因子設置為等於IPG信號能量譜對PPG信號能量譜的比例的平方根，該IPG信號能量譜是在一個頻率範圍內所作的積分，而該PPG信號能量譜是在同樣的範圍內所作的積分。可選擇地，該頻率範圍是這樣的範圍，在該範圍內PPG信號相似於IPG信號，例如，由IPG信號與PPG信號之間的高交叉能量譜(high cross-power spectrum)所指示的。例如，該頻率範圍是以交叉能量譜的尖峰為中心，並向該尖峰的每一側延伸，延伸的量與交叉能量譜尖峰的均方根寬度(rms width)相等或成比例。可替換地，頻率範圍限定為包括如下的所有頻率，在這些頻率上交叉能量譜大於IPG能量譜和PPG能量譜的量的幾何平均值的一定分數(例如一半)。可選擇地，在該頻率範圍內，例如根據交叉能量譜的值，對兩個能量譜進行加權。在這種情況下，對頻率積分不必在有限的頻率範圍內進行。
圖5顯示了信號502的曲線圖500，該信號502等於IPG信號402和加權PPG信號404之間的差值。
在本發明的一些實施例中，腦部血流量是單從IPG信號估計出的。這是合理的，因為有證據顯示在每個心動周期的早期，以及甚至直到IPG信號中的尖峰，IPG信號的依時間而定的部分很大程度上受到腦部血量中的改變的支配。例如，圖6顯示了曲線圖，其中包括IPG信號602的圖線，繪製為實線，以及顯示了PPG信號604的圖線，繪製為虛線，以上信號是在患者主動換氣過度(voluntarily hyperventilating)時進行測量的。換氣過度能在從一個心動周期到另一個心動周期的IPG信號峰值中產生大的波動，並在從一個心動周期到另一個心動周期的PPG信號峰值中產生小很多的波動。由於認為PPG信號的依時間而定的部分幾乎完全是因頭皮血量變化造成的，所以IPG信號表現得與PPG信號非常不同這一事實表明，IPG信號不受頭皮血量變化的支配，但受其他因素的支配，推測是腦部血量的變化。一種估計腦部血量隨時間變化部分的方法正是假設腦部血量的變化與每個心動周期的IPG信號峰值成比例。
圖7為估計腦部血量變化的另一方法，該方法也是僅使用IPG信號。曲線圖700顯示了作為時間函數的IPG信號702，經過4個心動周期。在每個心動周期中，在最小值之後(或R波形中的尖峰之後，該尖峰大約在IPG信號最小值同一時刻發生)的IPG信號第一個局部尖峰處測量IPG信號值。可選擇地，如果在第一個局部尖峰之前在IPG信號中存在拐點，則在該拐點處測量IPG信號的值。該現象就真實地發生在例如曲線圖700中顯示的第三個心動周期中。每個心動周期的這些IPG信號值由曲線圖700中的小十字符號指示。與使用每個心動周期中的尖峰IPG信號相比，使用每個心動周期中的這些IPG信號值可以更好地反應腦部血量的變化。這是事實，例如，因為這些值發生在每個心動周期的早期，此時IPG信號更多地受腦部血量的依時間而定的部分支配，且對頭皮血量不太敏感。
圖8為估計腦部血量改變的另一方法，其僅使用IPG信號。曲線圖800顯示了作為時間函數的IPG信號802，有三個心動周期，和與IPG信號802的時間導數成比例的信號804。在每個心動周期中測量信號804的尖峰，即IPG信號802上升的峰值速率，並在曲線圖800中以小十字符號806指示。當達到如下的程度，即信號804的尖峰在每個心動周期中發生得足夠早以使得IPG信號802仍然很大程度上受腦部血量變化的支配而不是受到頭皮血量變化的支配時，信號804的峰值可以是在該心動周期中腦部血量變化的良好指徵，可能是比IPG信號峰值更好的指徵。
在圖6-8中所示的任何方法中，PPG信號也被可選擇地記錄，例如為了證實頭皮血量並未在每個心動周期早期中變化很大，在心動周期早期IPG信號被用於估計腦部血量變化。在本發明的一些實施例中，圖5-8中所示的兩種或更多方法被用於估計腦部血量的變化，例如通過取得由每種方法所決定的腦部血量變化的加權平均值。對處於不同醫療條件下的不同患者來說，最有效的方法可能會是不同的方法。例如，如果患者經受腦部血流量可能比頭皮血流量減少更快的情況，則頭皮血流量的變化甚至在心動周期的早期就會支配IPG信號，由此最好使用圖5中所示的方法，該方法既利用IPG信號又利用PPG信號。如果是在腦部血流量和頭皮血流量可能同時減少的情況，例如在患者經歷心臟手術的情況下，則使用僅取決於IPG信號的方法可能更好或更容易。
已經以實現本發明的最佳實施方式為內容對本發明進行了描述。應理解，根據本發明的一些實施例，並不是在附圖或相關的描述文字中顯示的所有特徵，都可以呈現在一個實際的裝置中。而且，所示的方法和設備的各種改變都包括在本發明範圍內，而本發明的範圍僅由權利要求書限定。此外，儘管在一些情況下主要以方法對本發明進行了描述，但是本發明的範圍還包括能編程為執行該方法的設備，例如，專用電路、硬體、固件和/或軟體，包括有合適的軟體記錄於其上的計算機可讀媒介。還有，一個實施例的特徵可以與本發明的不同實施例的特徵相結合地設置。本文中，用語「有」、「包括」以及「具有」或它們的變形的意思是「包括但不限於」。
權利要求
1.一種估計腦部血流量的方法，包括a)使用阻抗體積描記術，獲得頭部中隨時間變化的血量的測度值；b)獲得頭皮中隨時間變化的血量的測度值；以及c)使用該頭部中隨時間變化的血量的測度值和該頭皮中隨時間變化的血量的測度值來估計腦部血流量。
2.根據權利要求1所述的方法，其中使用光電體積描記術獲得所述頭皮中隨時間變化的血流量的測度值。
3.根據權利要求1所述的方法，其中估計腦部血流量包括，估計相對腦部血流量，它是隨時間改變的。
4.根據權利要求1所述的方法，其中使用所述隨時間變化的血量的測度值包括，找出隨時間變化血量的加權測度值之間的差值。
5.根據權利要求4所述的方法，其中所述隨時間變化的血量的測度值被加權，以使它們在心動周期中血壓下降時的一個時刻具有至少近似相同的值。
6.根據權利要求4所述的方法，其中所述隨時間變化的血量的測度值被加權，以使它們在一些頻率下具有近似相等的能量譜，在這些頻率上所述隨時間變化的血量的測度值之間的交叉能量譜相對較高。
7.根據權利要求1所述的方法，其中用阻抗體積描記術獲得頭部中血量的測度值包括a)用兩個載流電極使電流流過頭部；以及b)用兩個電壓測量電極測量跨過頭部的、與所述電流相關聯的電壓。
8.根據權利要求7所述的方法，還包括，將環繞所述載流電極中的至少一個的環狀電極應用於頭部，並將該環狀電極保持為與其所環繞的該載流電極具有相同的電壓，由此抑制從所述載流電極而來的放射狀電流。
9.根據權利要求7所述的方法，其中所述電壓測量電極與所述載流電極是區分開的，並實質上與之電去耦。
10.根據權利要求7所述的方法，其中用阻抗體積描記術獲得頭部血量的測度值包括，分別在左右太陽穴上放置兩個載流電極。
11.根據權利要求7所述的方法，其中用阻抗體積描記術獲得頭部血量的測度值包括，將所述兩個電壓測量電極放置在頭部上臨近於所述載流電極中的不同的一個的位置。
12.根據權利要求11所述的方法，其中用光電體積描記術獲得所述頭皮中血量的測度值包括，將光電體積描記傳感器放置在頭部上臨近於其中一個所述載流電極，並臨近於那個與該載流電極臨近的電壓測量電極。
13.一種估計腦部血流量的方法，包括a)測量跨過頭部的阻抗，作為一個心動周期中的時間函數；以及b)在該心動周期中當血壓上升時，從該阻抗的變化率來估計腦部血流量。
14.一種用於估計腦部血流量的單元，適於放置在頭部上，該單元包括a)至少一個電極，適用於進行阻抗體積描記術；和b)體積描記傳感器，適於測量頭皮中的血流量。
15.根據權利要求14所述的單元，其中適於測量頭皮中血流量的所述體積描記傳感器包括光電體積描記傳感器。
16.根據權利要求15所述的單元，還包括信號處理器，其配置為對從所述光電體積描記傳感器而來的數據以及從所述電極而來的阻抗體積描記數據中的一者或兩者進行處理。
17.根據權利要求15所述的單元，其中所述至少一個電極包括a)載流電極，適於在其被放置在皮膚上時注入穿過頭部的電流；和b)電壓測量電極，適於在其被放置在皮膚上且當所述載流電極正在注入電流時，測量跨過頭部的電壓。
18.根據權利要求17所述的單元，其中所述載流電極和所述電壓測量電極被如此配置當所述載流電極正在注入電流時，所述電壓測量電極測量一電勢，該電勢大致等於真皮處的電勢，很大程度上排除了跨過表皮的電壓降。
19.根據權利要求18所述的單元，適用於達到一成熟程度範圍的患者，其中所述載流電極具有環繞所述電壓測量電極的環狀物，且該環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙，每一個都至少為處於所述成熟程度範圍的患者的表皮典型厚度的兩倍。
20.根據權利要求19所述的單元，其中所述環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙，每一個都至少為1mm。
21.根據權利要求20所述的單元，其中所述環狀物的徑向厚度和所述載流電極與所述電壓測量電極之間的間隙，每一個都至少為2mm。
22.根據權利要求17所述的單元，還包括環繞所述載流電極的環狀電極，由此當該環狀電極保持為具有與該載流電極相同的電壓時，能抑制從該載流電極而來的放射狀電流。
23.一種用於估計腦部血流量的系統，包括a)至少一個根據權利要求15的單元；b)阻抗測量單元，具有至少一個適於放置在頭部並執行阻抗體積描記術的電極；c)電源，適於當所述單元放置在頭部不同側時，在所述一個單元的至少一個電極中的一個與所述阻抗測量單元的至少一個電極中的一個之間跨過頭部傳遞電流；d)數據分析器，其使用阻抗數據來計算腦部血流量，所述阻抗數據是從一電壓差以及從通過光電體積描記傳感器產生的光電體積描記數據而獲得的，該電壓差是在所述一個單元的至少一個電極中的一個與所述阻抗測量單元的至少一個電極中的一個之間測量的。
24.根據權利要求23所述的系統，其中所述阻抗測量單元也是根據權利要求15所述的單元。
全文摘要
一種估計腦部血流量的方法，包括使用阻抗體積描記術(102和104)，獲得頭部中隨時間變化的血量的測度值，獲得頭皮中隨時間變化的血量的測度值，以及使用頭部中和頭皮中隨時間變化的血量的測度值來估計腦部血流量。
文檔編號A61B5/0265GK101052344SQ200580031089
公開日2007年10月10日 申請日期2005年6月15日 優先權日2004年7月15日
發明者阿哈倫·夏皮拉, 阿朗·拉帕波特, 什洛米·本-阿里, 約瑟夫·賴克曼, 奧弗·巴尼亞 申請人:奧桑醫學技術有限公司